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Apr 08, 2023

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Informes científicos volumen 13,

Scientific Reports volumen 13, Número de artículo: 1116 (2023) Citar este artículo

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La hemodinámica en la disección aórtica (DA) está estrechamente asociada con el riesgo de aneurisma aórtico, ruptura y mala perfusión. El flujo sanguíneo alterado en pacientes con EA puede provocar complicaciones graves, como la mala perfusión visceral. En este estudio, nuestro objetivo fue investigar el efecto del flujo de canulación en la hemodinámica en la EA mediante una simulación de interacción fluido-estructura. Desarrollamos un modelo de AD idealizado específico que incluía un desgarro de la íntima en la aorta torácica descendente, un desgarro de reentrada en la arteria ilíaca izquierda y nueve ramas. Se probaron dos métodos de canulación diferentes: (1) canulación axilar (AC) solo a través del tronco braquiocefálico y (2) canulación axilar y femoral combinada (AFC) a través del tronco braquiocefálico y la arteria ilíaca común derecha. Se descubrió que la CA da como resultado el desarrollo de una diferencia de presión entre el lumen verdadero y el lumen falso, debido a la diferencia en el caudal a través de cada lumen. Esta diferencia de presión colapsó la luz verdadera, perturbando el flujo sanguíneo a las arterias celíaca y mesentérica superior. Sin embargo, en AFC, los niveles de presión entre los dos lúmenes fueron similares y no se produjo ningún colapso. Además, el flujo visceral fue mayor que en AC. Por último, la rigidez del colgajo intimal afectó el colapso de la luz verdadera.

La disección aórtica (DA) es una enfermedad cardiovascular potencialmente mortal caracterizada por el desgarro de la capa íntima dentro de la pared aórtica. Esto da como resultado la formación posterior de un canal de flujo secundario conocido como luz falsa. Los lúmenes verdadero y falso se separan mediante una membrana conocida como colgajo de la íntima. La DA se clasifica en dos grupos según la región en la que se propaga la disección. Si la aorta ascendente está comprometida, se considera Stanford tipo A, y si la aorta ascendente no está comprometida, se considera Stanford tipo B. La mortalidad y la morbilidad varían significativamente según el tipo de DA1.

La DA tipo A generalmente se propaga cerca del corazón y requiere cirugía urgente. Si no se trata, este tipo de EA tiene una mortalidad del 50% en 3 días y alcanza el 80% al final de la segunda semana2. En cambio, la DA tipo B es menos urgente y suele tratarse con medicación si no hay complicaciones mayores. Sin embargo, aproximadamente el 25 % de los casos de tipo B desarrollaron una dilatación o ruptura posterior del aneurisma3, con una tasa de mortalidad del 5 % en la DA tipo B complicada cada 30 días y del 2 % en la DA tipo B no complicada cada 30 días4. Por lo tanto, la intervención es necesaria en los casos de DA tipo B complicada aguda, y con frecuencia se realiza la reparación endovascular de la aorta torácica. Cuando no se puede realizar la reparación endovascular de la aorta torácica en la EA tipo B complicada, se debe considerar la cirugía a corazón abierto5. Durante la cirugía de la EA, ocasionalmente ocurre mala perfusión durante la circulación extracorpórea (CEC)6.

El CPB se usa comúnmente para reparar el tipo A AD7,8,9. Se han adoptado diferentes estrategias de canulación, dependiendo de las preferencias del cirujano, técnicas y características anatómicas del paciente. Sin embargo, ha habido controversia sobre la selección de la estrategia de canulación óptima para asegurar una buena perfusión de órganos y reducir el riesgo de mala perfusión9. El sitio óptimo de canulación sigue siendo controvertido y no se ha llegado a un consenso general debido a la insuficiencia de datos7. Se han utilizado diferentes estrategias de canulación con diversas ventajas y desventajas debido a las diferentes características anatómicas y patrones de flujo dentro de la aorta durante la CEC7,9.

En la DA, la mala perfusión se debe principalmente al colapso de la luz verdadera debido al movimiento del colgajo de la íntima, que obstruye las ramas vasculares y produce isquemia del órgano diana (fig. 1)5,10. La mala perfusión puede afectar a casi todos los lechos vasculares principales, incluidos los carotídeos, viscerales, espinales, renales y de las extremidades inferiores, con frecuencia y gravedad variables5,10,11,12. Los patrones de mala perfusión dependen de la región del desgarro y del tamaño de la disección. En caso de mala perfusión severa, el órgano afectado puede lesionarse por isquemia, lo que puede afectar significativamente el pronóstico del paciente11,12. La reparación endovascular de la aorta torácica es un método bien establecido para tratar la mala perfusión que comprende cubrir el desgarro de entrada principal, abrir la luz verdadera y, posteriormente, volver a revestir la aorta para manejar la ruptura. Además, se ha utilizado la colocación de stents torácicos menos invasivos como alternativa a la reparación abierta, y se ha evitado la mala perfusión de órganos diana mediante la restauración del flujo visceral mediante la fenestración endovascular4.

Representación de volumen 3D y vista axial de tomografía computarizada en un paciente con EA con mala perfusión de las extremidades inferiores debido al colapso de la luz verdadera. La imagen fue reconstruida usando TeraRecon (https://www.terarecon.com).

En la última década, la CFD ha sido ampliamente utilizada para investigar y comprender los parámetros fluidodinámicos y los fenómenos hemodinámicos de la EA con una alta resolución espaciotemporal13,14. Estudios previos de CFD han revelado que la hemodinámica juega un papel importante en la progresión de la EA. Por ejemplo, la diferencia de presión entre la luz verdadera y la luz falsa es un factor importante en el colapso de la luz verdadera y la dilatación de la luz falsa15. La tensión de cizallamiento de la pared promediada en el tiempo (TAWSS, por sus siglas en inglés) alta se asocia con la DA retrógrada de tipo A, el inicio del desgarro16,17 y la evolución de la luz falsa18. Los TAWSS bajos y oscilatorios se asocian con encogimiento y trombosis de la luz falsa15,17,18. Por lo tanto, aunque la CFD es una herramienta poderosa para los estudios de la EA, tiene una limitación, ya que generalmente asume que el colgajo de la íntima y la pared aórtica son rígidos. Para superar esta limitación, recientemente se han realizado estudios de DA que utilizan simulaciones de interacción fluido-estructura (FSI) con el desarrollo de la potencia informática. El desplazamiento de la pared del vaso y su efecto sobre la velocidad y WSS alrededor de la luz verdadera y falsa se identificó en simulaciones FSI19. Bäumler et al.20 compararon simulaciones de FSI ajustando el colgajo de la íntima y el módulo elástico de la pared aórtica utilizando imágenes de resonancia magnética de flujo cuatridimensional (RMN de flujo 4D). Encontraron un módulo elástico con deformación similar a la del paciente e identificaron diferencias en los fenómenos hemodinámicos según el módulo elástico. Además, la simulación FSI, los experimentos de resonancia magnética de flujo 4D in vitro y la medición de presión basada en catéter utilizando modelos específicos del paciente proporcionaron información valiosa sobre las similitudes y diferencias hemodinámicas en AD21. Debido a que el patrón de flujo resultante de la geometría compleja afecta fuertemente a AD, se debe considerar el movimiento de la pared para una mayor precisión.

En nuestro estudio anterior22, planteamos la hipótesis de que la canulación axilar y femoral combinada (AFC) recuperaría el colapso de la luz verdadera de la aorta disecada y la mala perfusión visceral correspondiente, lo que se confirmó a través de experimentos de resonancia magnética de flujo 4D utilizando un modelo in vitro idealizado específico de ANUNCIO. Sin embargo, debido a la falta de resolución espacial de la resonancia magnética de flujo 4D, las características hemodinámicas no se han investigado en detalle. En particular, la resonancia magnética de flujo 4D solo puede obtener información de velocidad de baja resolución, lo que limita la investigación de otros parámetros hemodinámicos, como la distribución de la presión.

El objetivo de este estudio fue realizar una simulación FSI de AD utilizando diferentes métodos de canulación. Los resultados del FSI validan los resultados experimentales anteriores y proporcionan parámetros fluidodinámicos que explican la relación entre los métodos de canulación y la mala perfusión visceral en la EA. Este estudio presenta tres hallazgos novedosos.

El movimiento del colgajo de la íntima y la hemodinámica correspondiente en la EA con diferentes métodos de canulación se investigaron mediante simulación FSI. Se analizó la distribución de presión sobre el colgajo intimal y el correspondiente colapso de la luz verdadera.

Se presenta el efecto del método de canulación sobre la mala perfusión visceral en la EA.

Se investiga el efecto del caudal de canulación y la rigidez del colgajo de la íntima sobre el colapso de la luz verdadera.

La figura 2 proporciona una descripción general del modelo AD y las condiciones de contorno de la simulación FSI en este estudio. Las propiedades de nuestro material y las condiciones límite se establecieron de manera similar a las de los experimentos de resonancia magnética de flujo 4D in vitro de nuestro estudio anterior22, que se detallan en las siguientes secciones.

Geometrías 3D y condiciones de contorno de AD. ( a ) Modelo idealizado de una aorta disecada, ( b ) dominio fluido de AC, ( c ) dominio fluido de AFC y ( d ) colgajo de íntima. Estas imágenes se realizaron con Ensight (v.2021 R1, https://www.ansys.com).

La mala perfusión visceral se asocia con un desgarro en la aorta torácica descendente proximal (DTA) en AD23. Creamos un modelo idealizado específico que mostraba una mala perfusión visceral en la EA (Fig. 2a). El modelo, que constaba de nueve sucursales, se construyó utilizando un software de diseño asistido por computadora (CAD) (SpaceClaim, v.2021 R1, ANSYS, Inc., PA, EE. UU.). El modelo tenía un gran desgarro de entrada principal en el DTA proximal, que separaba las luces verdadera y falsa, y un pequeño desgarro de reentrada en la arteria ilíaca común izquierda (CIA_L), lo que permitía que el flujo de la luz falsa emergiera en la luz verdadera. lumen El área del desgarro primario de entrada fue de 98,45 mm2, mientras que el del desgarro de reentrada fue de 3,73 mm2. Además, el modelo tenía un colgajo intimal uniforme con un espesor de 1 mm (Fig. 2d).

En nuestro estudio anterior, realizamos experimentos de resonancia magnética de flujo 4D utilizando un modelo AD in vitro22. El modelo in vitro se construyó utilizando una pared aórtica acrílica y un colgajo de íntima de silicona. El colgajo de la íntima estaba hecho de caucho de silicona (Shore 20A; Trando 3D Medical Technology Co., Ltd., Ningbo, China). El fluido de trabajo era una mezcla de agua y glicerol en una proporción de masa de 60:40, y todas las arterias de salida se abrieron al depósito, que se llenó con fluido de trabajo para garantizar la misma presión de salida. La resonancia magnética de flujo 4D se realizó utilizando una máquina de resonancia magnética 3-T (Skyra, Siemens AG, Munich, Alemania). La secuencia de resonancia magnética de flujo 4D se adquirió de la siguiente manera para todos los experimentos: versión del software del escáner = VE11E, campo de visión = 176 × 352 × 56 mm3, matriz = 88 × 176 × 28, tamaño de vóxel = 2 × 2 × 2 mm3, ángulo de giro = 7°, bobina = bobina de 16 canales. Para la canulación axilar (CA), también se consideraron los siguientes parámetros: Venc = 100-200 cm/s, TE = 2,43-2,50 ms, TR = 10,18-11,10 ms y un marco de tiempo de estado estable. Para AFC, se utilizaron los siguientes parámetros: Venc = 90-170 cm/s, TE = 2,43-2,50 ms y TR = 5,16-5,63 ms. Además, se utilizó un marco de tiempo de estado estacionario. En los experimentos de canulación, el caudal se mantuvo a un nivel constante con una bomba centrífuga y se controló abriendo y cerrando la válvula. El caudal se controló utilizando un caudalímetro electromagnético (VN20; Wintech Process Co. Ltd., Gyeonggi-do, Corea). Se utilizaron dos condiciones de canulación diferentes, AC y AFC. Se aplicó un flujo constante de 3 a 7 L/min al tronco braquiocefálico (BT). La AFC se realizó con el mismo caudal, pero el flujo de canulación total se dividió por la mitad en BT y arteria ilíaca común derecha (CIA_R).

El dominio fluido se extrajo del modelo CAD (Fig. 2b, c). El fluido se modeló con una densidad y una viscosidad dinámica de 1060 kg/m3 y 0,0035 kg/ms (3,5 cP), respectivamente, similar a nuestro experimento de MRI de flujo 4D. Se asumió una propiedad de fluido newtoniana debido a los grandes diámetros y las altas tasas de flujo involucradas. Como se procedió a la canulación en estado de paro cardíaco, la aorta ascendente se trató como una pared. En el AC, la condición de entrada se fijó en un caudal uniforme de 3–7 L/min aplicado al BT, y el caudal se redujo a la mitad en AFC y se aplicó al BT y CIA_R (Fig. 2b,c). Se supuso que todas las salidas tenían la misma presión constante, ya que la pérdida de presión a través de la aorta grande era insignificante24. Se utilizaron condiciones de cuerpo rígido y antideslizante para la pared aórtica. Se utilizó una función de malla dinámica para la deformación, y las superficies que hacían contacto con los dominios estructurales se establecieron como interfaces fluido-sólido. Se seleccionó una malla fluida de 1,6 millones de celdas tetraédricas en función de la prueba de independencia de malla (Tabla S1). En este estudio, el número de Reynolds máximo en la entrada fue 4165, y las ecuaciones RANS incompresibles se resolvieron utilizando el esquema SIMPLE para resolver el acoplamiento de presión-velocidad. Se utilizó un modelo de turbulencia k–ω de transporte de esfuerzo cortante. Se utilizó un esquema contra el viento de segundo orden para las ecuaciones de impulso y turbulencia. El criterio de convergencia se fijó en 0,001.

El módulo de Young de Shore 20A se puede estimar en aproximadamente 0,732 MPa25, y sus propiedades mecánicas se aplicaron en el modelo hiperelástico de tercer orden de Ogden usando datos experimentales uniaxiales, biaxiales y planares26 en este estudio. La función de deformación-energía para este modelo se puede calcular de la siguiente manera:

donde \({\lambda }_{p}\) denota los tramos principales desviadores del tensor izquierdo de Cauchy-Green, y \({\mu }_{p}\) y \({\alpha }_{p }\) son constantes materiales. En este estudio, \({\mu }_{1}\) es − 2025,7 MPa, \({\alpha }_{1}\) es − 0,0706, \({\mu }_{2}\) es − 451,4 MPa, \({\alpha }_{2}\) es − 0,4271, \({\mu }_{3}\) es 1230,2 MPa y \({\alpha }_{3}\) es − 0,2728. Los términos de compresibilidad se desprecian asumiendo la incompresibilidad del material.

Para el análisis del material hiperelástico, se utilizó una malla sólida con aproximadamente 55 000 elementos hexaédricos de 20 nodos según la prueba de independencia de la malla (Tabla S2). Bajo la condición de contorno, se aplicó un soporte fijo a todas las superficies que no hacían contacto con el dominio fluido y las superficies que hacían contacto con los dominios fluidos se establecieron como interfaces fluido-sólido.

Las simulaciones FSI se realizaron utilizando un sistema de acoplamiento en el banco de trabajo ANSYS (v.2021 R1, ANSYS, Inc., EE. UU.) que conectó el software ANSYS Fluent y ANSYS Mechanical en una estación de trabajo (Dual Intel Xeon Gold 6148, 2.40 GHz CPU y 128 GB RAM). La simulación ANSYS FSI se basó en un método iterativo implícito bidireccional en un sistema transitorio acoplado. Las fuerzas o tensiones en el dominio fluido de la interfaz se convirtieron en dominio sólido, y los desplazamientos en el dominio sólido de la interfaz se convirtieron en dominio fluido en el método de acoplamiento. En este acoplamiento, la transferencia de información implica el cálculo de pesos y su posterior uso en la interpolación de datos. La fuerza inducida en el colgajo de la íntima se obtuvo después de resolver el campo de flujo utilizando el software ANSYS Fluent. Luego se resolvió el desplazamiento del colgajo intimal utilizando el software Ansys Mechanical. Este proceso se repitió hasta el final del paso de tiempo. El paso de tiempo del sistema de acoplamiento se fijó en 0,2 ms y el tiempo final se fijó en 2 s para estabilizar la deformación del flap. La iteración de acoplamiento mínima y máxima para cada paso de tiempo se estableció en 1 y 5, respectivamente. Los residuos máximos de la raíz cuadrática media para los dominios fluido y sólido tenían que llegar a 0,01 para garantizar la convergencia de la solución. El factor de subrelajación se fijó en 1,0. Para informar los resultados de la simulación, usamos los resultados del paso de tiempo final.

En este estudio, las ecuaciones de continuidad y cantidad de movimiento para un flujo incompresible son las siguientes:

donde \({{\varvec{v}}}_{f}\) es el vector de velocidad del fluido, \({\rho }_{f}\) es la densidad del fluido, \(p\) es la presión, \(\mu\) es la viscosidad dinámica.

La ecuación de cantidad de movimiento para el dominio estructural es la siguiente:

donde \({{\varvec{v}}}_{s}\) denota el vector de velocidad del sólido, \({\rho }_{s}\) la densidad del sólido y \({{\varvec{\sigma }}}_{f}\) el tensor de tensión sólido.

Las condiciones de contorno en la interfaz FSI para los dominios fluido y estructural se dan como

donde \({\varvec{u}}\) y \({\varvec{n}}\) son el vector de desplazamiento y el vector normal, respectivamente, con el subíndice \(s\) indicando una propiedad del sólido y \ (f\) del fluido, \({{\varvec{n}}={\varvec{n}}}_{f}={-{\varvec{n}}}_{s}\) en el interfaz, y \({{\varvec{\sigma}}}_{f}\) es el tensor de tensión del fluido.

Para visualizar y calcular datos, en este estudio se utilizaron Ensight (v.2021 R1, ANSYS, Inc., EE. UU.) y MATLAB (v.R2020a, The MathWorks, Inc., MA, EE. UU.).

Se realizaron dos simulaciones adicionales para investigar el efecto de la rigidez del colgajo de la íntima. En primer lugar, para CA a un caudal de 7 L/min, se realizó CFD, en la que todos los cuerpos eran rígidos, y se compararon sus resultados con los de la simulación FSI. En segundo lugar, aplicamos propiedades mecánicas más flexibles que Shore 20A para AC a un caudal de 4 L/min usando el modelo neo-Hookean. Para validar que los resultados del modelo de Ogden y el modelo neo-Hooken son similares, se aplicó al modelo neo-Hooken el módulo de Young de la orilla 20A previamente estimada (0,732 MPa), y se fijó el coeficiente de Poisson en 0,49. Para aplicar un material más flexible, el módulo de Young se fijó en 0,1 MPa y la relación de Poisson en 0,49. La función de deformación-energía para este modelo se puede calcular de la siguiente manera:

donde \(\overline{{I }_{1}}\) es la primera invariante de deformación desviatoria, \(J\) es el determinante del gradiente de deformación, \(\mu\) es el módulo de corte inicial del material , y \(d\) es el parámetro de incompresibilidad del material. En este estudio, \(\mu\) fue 0,2456 MPa, y \(d\) fue 0,164/MPa para 0,732 MPa, y \(\mu\) = 0,0336 MPa y \(d\) es 1,2 MPa-1 para 0,1 MPa, respectivamente.

En los casos de AC, la velocidad global en la luz verdadera fue relativamente mayor que en la luz falsa, y se observó recirculación en la luz falsa en la región de desgarro de entrada primaria de AC. En la región del desgarro de reentrada, se observó un flujo rápido a través del desgarro de reentrada desde la luz falsa a la luz verdadera (Figs. 3, 4). En AFC, la velocidad en la luz verdadera en la región distal fue relativamente mayor, pero la velocidad en la luz verdadera en la región proximal fue baja. En la arteria celiaca (CA), la arteria mesentérica superior (AMS) y las arterias renales (RA_L y RA_R), la AFC mostró una velocidad mayor que la CA en todos los casos (fig. 3). En la región lagrimal primaria de AFC, se observó recirculación cerca de la entrada de la luz verdadera; sin embargo, no se produjo recirculación en la luz falsa. En la región del desgarro de reentrada, se observó que AFC salía rápidamente de la luz falsa a la luz verdadera a través del desgarro de reentrada, pero la velocidad en la luz verdadera también era mayor que la de AC. Así, la velocidad a la salida de la arteria ilíaca común fue mayor que en la región de la AC (fig. 4).

Campos de velocidad de AC y AFC. (a) 3 l/min, (b) 5 l/min y (c) 7 l/min. Estas imágenes se realizaron con Ensight (v.2021 R1, https://www.ansys.com) utilizando los datos de FSI.

Características de las regiones lagrimales para AC y AFC. (a) AC 7 L/min y (b) AFC 7 L/min. Estas imágenes se realizaron con Ensight (v.2021 R1, https://www.ansys.com) utilizando los datos de FSI.

Los datos de flujo de la simulación FSI para todas las arterias se resumen en la Tabla 1. El flujo visceral (a través de CA, SMA, RA_L y RA_R) aumentó cuando se usó AFC en lugar de AC. A medida que la tasa de flujo en AFC aumentó de 3 L/min a 7 L/min, la cantidad de flujo visceral aumentó de 96 a 132 % en comparación con la de AC (Tabla 1). Los datos de flujo de las arterias renales no se incluyeron debido a la resolución espacial de la RM de flujo 4D22. A medida que la tasa de flujo en AFC aumentó de 3 a 7 L/min, la cantidad de flujo visceral (CA y SMA) aumentó de 67 a 125 % en comparación con la de AC (Tabla 2).

En este estudio, la deformación del colgajo se calculó utilizando la ecuación. (9).

donde \({A}^{*}\) es la deformación del colgajo, \({A}_{0}\) es el área de la luz verdadera antes de la deformación (el área inicial de la luz verdadera), y \( {A}_{1}\) es el área de la luz verdadera después de la deformación.

En la simulación FSI, a medida que aumentaba el caudal de CA, aumentaba la diferencia de presión entre la luz verdadera y la luz falsa. La presión en la falsa luz era relativamente mayor y, en consecuencia, el colgajo colapsaba hacia la CA y la AMS en la luz verdadera (fig. 5). A medida que la tasa de flujo de CA aumentó de 3 a 7 L/min, la diferencia de presión entre la luz verdadera y la luz falsa en la CA aumentó de 0,82 a 4,50 mmHg, y en la SMA aumentó de 0,80 a 4,26 mmHg (Tabla 3). El área de la luz verdadera en la CA disminuyó del 94 al 75 %, y la de la AMS disminuyó del 95 al 79 % (Fig. 6, Tabla 4). En AFC, las presiones en las luces verdadera y falsa fueron similares en todos los casos, y el colgajo de íntima no colapsó hacia la luz verdadera (Fig. 5). A medida que la tasa de flujo en AFC aumentó de 3 a 7 L/min, la diferencia de presión entre la luz verdadera y la luz falsa en la CA aumentó de 0,14 a 0,57 mmHg, y en la SMA aumentó de 0,12 a 0,44 mmHg (Tabla 3). El área de la luz verdadera en la CA y la SMA disminuyó del 98 al 97 % (Fig. 6, Tabla 4).

Campos de presión de AC y AFC. (a) 3 l/min, (b) 5 l/min y (c) 7 l/min. Estas imágenes se realizaron con Ensight (v.2021 R1, https://www.ansys.com) utilizando los datos de FSI.

Área normalizada del lumen verdadero de CA y SMA para AC y AFC. Estas imágenes se realizaron con Ensight (v.2021 R1, https://www.ansys.com) utilizando los datos de FSI.

En el experimento de resonancia magnética de flujo 4D, a medida que la tasa de flujo de CA aumentó de 3 a 7 L/min, el área de la luz verdadera del colgajo de la íntima en el nivel de CA disminuyó del 87 al 72% del área, respectivamente, y en el nivel de la SMA, del 75 al 71%. A medida que la tasa de flujo en la AMS aumentó de 3 a 7 L/min, el área de la luz verdadera del colgajo intimal a nivel de la CA cambió del 99 al 103 %, y a nivel de la AMS, del 99 al 103 %. 104% (Tabla 4).

La figura 7 compara los resultados de velocidad y presión máximas en las regiones correspondientes de la CFD con un colgajo de íntima rígido y simulaciones de FSI para un caudal de CA de 7 L/min. En la simulación FSI, la velocidad máxima en el lumen verdadero fue mayor que en el CFD rígido, mientras que la velocidad máxima en el lumen falso fue menor que en el CFD rígido en las seis regiones. Excepto por la región 6 en la luz falsa, la presión máxima fue mayor tanto en la luz verdadera como en la falsa que en la CFD rígida. El colapso de la luz verdadera depende de la rigidez del colgajo de la íntima. Cuando el flujo de canulación fue de 4 L/min, y se aplicó el modelo neo-Hookean, la deformación del colgajo de CA fue del 95 % y SMA fue del 96 % a 0,732 MPa, respectivamente, y la CA fue del 67 % y SMA del 71 % a 0,732 MPa. 0,1 MPa, respectivamente (Cuadro 5). Cuando se aplicaron propiedades mecánicas más flexibles al colgajo de la íntima, se confirmó que incluso si el caudal de canulación era de solo 4 l/min, se producía un colapso adicional (Fig. 8).

Comparación de contorno de velocidad y presión de CFD y FSI rígidos a un caudal de CA de 7 L/min. (a) Velocidad y (b) presión. Los gráficos muestran la velocidad y la presión máximas en cada región. Estas imágenes se crearon a partir de Ensight (v.2021 R1, https://www.ansys.com) utilizando datos de FSI.

Comparación de contornos de velocidad y presión según la rigidez a un caudal de CA de 4 L/min. (a) Velocidad y (b) presión. Estas imágenes se realizaron con Ensight (v.2021 R1, https://www.ansys.com) utilizando datos FSI.

El objetivo de este estudio fue investigar los parámetros hemodinámicos y los fenómenos asociados con la mala perfusión visceral en la EA mediante una simulación FSI. Planteamos la hipótesis de que la CA podría colapsar la luz verdadera en el caso de la EA y causar una mala perfusión visceral debido a la diferencia de presión entre la luz verdadera y la luz falsa. En nuestro modelo AD idealizado específicamente, los hallazgos principales se pueden resumir de la siguiente manera: (1) En AC, el colgajo intimal colapsó a medida que aumentaba el caudal de canulación debido a la diferencia de presión entre la luz verdadera y la luz falsa, pero en AFC, no hubo deformación significativa porque existía un nivel de presión similar entre el lumen verdadero y el lumen falso; (2) la cantidad de flujo visceral fue mayor con AFC que con AC solo; (3) la rigidez del colgajo de la íntima fue un factor importante en la deformación del colgajo de la íntima; y (4) la simulación FSI exhibió una tendencia similar a la del experimento de MRI de flujo 4D.

La diferencia de presión entre la luz verdadera y la luz falsa es de interés porque el aumento de la presión en la luz falsa puede estar asociado con la obstrucción de la rama vascular10 y puede variar según el tamaño del desgarro de entrada primario y el desgarro de reentrada, el número de fenestraciones entre el verdadero luz y falsa luz, y morfología de la rama vascular27. Chung et al.28 utilizaron un fantoma AD para confirmar que el colapso de la luz verdadera ocurría lo suficiente cuando la presión en la luz falsa excedía la presión en la luz verdadera en 1,1 mmHg o menos. En CA, se produjo una diferencia de presión entre la luz verdadera y la luz falsa, con un mínimo de 0,82 mmHg a 3 L/min y un máximo de 4,5 mmHg a 7 L/min (tabla 3). En consecuencia, el área del lumen verdadero disminuyó del 15 al 25%. Sin embargo, en AFC, la diferencia de presión fue de un mínimo de 0,14 mmHg a 3 L/min y un máximo de 0,57 mmHg a 7 L/min; por lo tanto, la reducción del área estuvo dentro del 3% en todos los casos. Berguer et al.29 revelaron que la ecualización de presiones entre la luz verdadera y la luz falsa se logra solo cuando la suma del área total en el maniquí AD es de al menos 250 mm2. Nuestro modelo presentaba dos desgarros, uno en el desgarro primario de entrada en la región DTA y otro en CIA_L, y la suma de las áreas era de 101 mm2. Confirmamos que la diferencia de presión se redujo utilizando el AFC sin generar fenestración en el colgajo intimal, por lo que no hubo una deformación significativa del colgajo intimal.

La mala perfusión puede causar isquemia miocárdica, cerebral, visceral, espinal y renal, lo que resulta en diversos síntomas5,10,30. Un gran desgarro de la íntima en el DTA proximal provoca mala perfusión incluso en una situación pulsátil22. Nuestros resultados de simulación confirmaron que el uso de AC puede causar mala perfusión visceral y que el uso de AFC aumenta el flujo visceral. El uso de AFC aumentó de 97 a 133% en comparación con el uso de AC solo, y también aumentó el flujo de otras salidas. Exceptuando el flujo visceral, el flujo de CIA_L aumentó de un mínimo de 87% a un máximo de 103%. Esto demuestra que AFC tiene una ventaja en la entrega de flujo no solo a las viscerales sino también a las extremidades inferiores en comparación con AC. Además, tanto AC como AFC exhibieron baja velocidad en la falsa luz, pero solo AC confirmó que la región de recirculación se produjo en la falsa luz superior, lo que puede producir mejor la trombosis18. El mensaje clave de este estudio es que cuanto mayor es la diferencia de presión entre la luz verdadera y la luz falsa en AC en comparación con AFC, mayor es el riesgo de colapso de la luz verdadera; La AFC puede resolver la mala perfusión visceral.

El índice de flujo umbral que provoca el colapso de la luz real puede variar según la flexibilidad del colgajo de la íntima. Bäumler et al.20 confirmaron que se realizó una simulación FSI cambiando el módulo de Young del colgajo intimal de 0,8 a 0,02 MPa y que el desplazamiento del colgajo intimal aumentó de 1,4 a 13,4 mm. Primero, comparamos CFD rígido y FSI a 7 L/min para CA, y el patrón del campo de velocidad fue similar. Sin embargo, en todas las áreas que se muestran en la Fig. 6, la velocidad en la luz verdadera de la simulación FSI fue mayor que la de la CFD rígida, y la velocidad en la luz falsa fue menor que la de la CFD rígida. Se observó que la velocidad en la luz verdadera aumentaba y que en la luz falsa disminuía debido al colapso de la luz verdadera. Los campos de presión también eran similares; sin embargo, a excepción de la región 6, la presión de la simulación FSI fue mayor que la del CFD rígido, lo que indica que se produjo resistencia debido a la deformación del colgajo de la íntima al mismo caudal de entrada, lo que resultó en un campo de alta presión. En situaciones clínicas reales, no se utiliza un caudal de canulación de ≥ 5 l/min. Por lo tanto, realizamos simulaciones FSI a un caudal de CA de 4 L/min aplicando 0,732 MPa, que es similar al modelo existente y 0,1 MPa inferior al del modelo neo-Hookean. Comparando estos dos análisis, el área de la luz verdadera se redujo en un 28 % en la CA y en un 25 % en la SMA a 0,1 MPa. Esto implica que se requieren las propiedades mecánicas exactas de la parte estructural para la simulación FSI específica del paciente y sigue siendo una limitación de la simulación FSI actual19,20.

En los últimos años, ha habido un número creciente de estudios que comparan los resultados de las simulaciones FSI directamente con datos de pacientes adquiridos con 4D flow MRI20 o datos experimentales de 4D flow MRI obtenidos usando un modelo in vitro con una simulación FSI21. Este estudio pretendía confirmar el potencial de una simulación FSI comparándola con un estudio experimental de resonancia magnética de flujo 4D realizado anteriormente e investigar parámetros dinámicos de fluidos y fenómenos hemodinámicos adicionales. Una comparación exhaustiva entre la simulación FSI y la resonancia magnética de flujo 4D mostró similitudes en los patrones de flujo sanguíneo obtenidos en la región aórtica. Nuestro objetivo era demostrar el potencial de una comparación consistente de simulaciones FSI con experimentos de resonancia magnética de flujo 4D y la aplicación directa a otros escenarios, dada la complejidad morfológica y patológica de la EA. La diferencia entre el experimento de IRM de flujo 4D y la simulación FSI surge de la discrepancia entre los modelos, la rigidez imprecisa del colgajo y la resolución de IRM de flujo 4D. En nuestro estudio, las diferencias entre la simulación FSI y el experimento de resonancia magnética de flujo 4D fueron la cantidad y la forma del colgajo de la íntima en la CA. En un experimento previo de RM de flujo 4D22, a medida que aumentaba el flujo de canulación, el área de la luz verdadera en CA disminuyó del 87 al 72 % en la CA y del 75 al 71 % en la SMA. En AFC, el área de la luz verdadera cambió de 99 a 103% en CA y de 99 a 104% en SMA. Aunque hubo una diferencia en la deformación, se obtuvieron resultados similares en que el colgajo intimal colapsó en AC, reduciendo el área de la luz verdadera, y casi no hubo deformación en AFC. La cantidad de deformación está relacionada con la rigidez del colgajo de la íntima, como se mencionó anteriormente. Nuestro FSI utilizó las propiedades mecánicas de Shore 20A de la referencia26. Debido a la incertidumbre de la medición, las propiedades mecánicas del colgajo de la íntima aplicado a la simulación FSI pueden no ser exactamente idénticas a las del experimento de resonancia magnética de flujo 4D. En los experimentos de resonancia magnética de flujo 4D, el colapso se produjo principalmente en la SMA de la luz verdadera y, más significativamente, en la CA en las simulaciones FSI. Esto parece haber ocurrido porque el colgajo de la íntima se extendía por toda el área de la luz verdadera, a diferencia de la simulación FSI, para facilitar el montaje con acrílico en los experimentos de resonancia magnética de flujo 4D. Además, cuando se producen múltiples colgajos de íntima, existen algunas diferencias en el grosor o las propiedades mecánicas entre los colgajos de íntima debido a sus geometrías complejas, y también se producen diferencias sensibles en el proceso de combinación de los colgajos con el modelo acrílico. Además, los patrones del campo de velocidad y el aumento del flujo visceral exhibieron una buena consistencia. En el experimento de resonancia magnética de flujo 4D, a medida que aumentaba el flujo de canulación, el flujo visceral medio en AC cambió de 0,25 a 1,02 l/min en CA y de 0,13 a 0,07 l/min en SMA. En AFC, el flujo visceral medio cambió de 0,55 a 1,36 L/min en CA y de 0,31 a 0,83 L/min en SMA. También hubo una diferencia en el flujo, pero el flujo visceral fue mayor en AFC que en AC. Por lo tanto, se confirmó el potencial de la simulación FSI.

Este estudio tuvo varias limitaciones. En primer lugar, nuestro modelo se idealizó específicamente y se supuso que la pared aórtica era rígida, excepto por el colgajo de la íntima. La pared aórtica rígida puede afectar la distribución de los parámetros hemodinámicos, pero capturar con precisión la dinámica de la pared con un grosor uniforme de la pared aórtica es un desafío19. La pared aórtica rígida se montó en las mismas condiciones que en un estudio previo22. En el futuro, realizaremos un estudio considerando la distensibilidad de la pared aórtica utilizando un modelo específico del paciente. En segundo lugar, se supuso que el fluido era newtoniano. Para considerar las propiedades no newtonianas, varios estudios de simulación del flujo sanguíneo19,31,32,33 han utilizado el modelo de viscosidad de Carreau-Yasuda. Sin embargo, en vasos sanguíneos de gran diámetro, como la aorta, los fluidos newtonianos son suficientemente aceptables34. En tercer lugar, el caudal de canulación no supera los 5 l/min en la práctica clínica. Casos de simulación adicionales confirmaron que la baja rigidez del colgajo de la íntima a 4 l/min y la tasa de flujo de canulación clínica pueden causar mala perfusión visceral. Cuarto, aplicamos presión atmosférica a todos los ramales de salida para asegurarnos de que tuvieran los mismos niveles de presión. Esta es una limitación fisiológicamente fatal, y un campo de presión diferente al de la práctica clínica puede ocurrir y afectar la deformación del colgajo intimal. Sin embargo, se aplicó para que las condiciones de presión en la simulación fueran las mismas que las de la configuración experimental de IRM de flujo 4D anterior22. En un estudio futuro se aplicarán condiciones fisiológicas utilizando un modelo de Windkessel de tres elementos, como en otros estudios19,20,34,35. Finalmente, no se consideró el estado de tensión cero. En la práctica, la tensión residual permanece en la arteria incluso en estado descargado. Este estado de tensión residual depende del grosor y la composición de la arteria, lo que debe tenerse en cuenta para predecir con precisión la deformación.

Usando la simulación FSI, confirmamos que cuando se usa CA, la diferencia de presión entre la luz verdadera y la luz falsa permite que el colgajo de la íntima bloquee el flujo de sangre a la CA y la SMA en nuestro modelo AD idealizado específico. A medida que aumentaba la tasa de flujo de canulación en la CA, el colgajo de la íntima se unía aún más a la CA y la SMA, lo que indica que la CA puede inducir una falla de perfusión visceral. Cuando se utilizó AFC con canulación femoral adicional, la diferencia de presión entre la luz verdadera y la luz falsa en todos los casos se mantuvo en niveles similares; por lo tanto, no se produjo una deformación significativa del colgajo y la cantidad de perfusión visceral fue significativamente mayor que la de AC.

Todos los datos generados o analizados durante este estudio se incluyen en sus archivos de Información Complementaria.

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Este estudio fue apoyado por la Fundación Nacional de Investigación de Corea (NRF-2020R1A4A1019475, 2020R1G1A1006418, 2021R1I1A3040346) y la "Estrategia de Innovación Regional (RIS)" a través de la Fundación Nacional de Investigación de Corea (NRF) financiada por el Ministerio de Educación (MOE) (2022RIS -005).

Departamento de Programa Interdisciplinario en Biosalud-Ingeniería de Convergencia de Maquinaria, Universidad Nacional de Kangwon, Chuncheon, República de Corea

Gyu Han Lee

Departamento de Ciencia y Tecnología de la Salud Inteligente, Universidad Nacional de Kangwon, 1 Gangwondaehak-Gil, Chuncheon, 24341, República de Corea

Youngjin Lee y Hojin Ha

Departamento de Cirugía Torácica y Cardiovascular, Gangnam Severance Hospital, Facultad de Medicina de la Universidad de Yonsei, 211 Eonju-Ro, Gangnam-Gu, Seúl, 06273, República de Corea

Canción de Tae-Hoon Kim y Suk-Won

Centro de Acceso Vascular, Clínica Lifeline, Busan, República de Corea

Heo en vivo

Fundación de Innovación Médica Daegu-Gyeongbuk, Centro de Desarrollo de Dispositivos Médicos, Daegu, República de Corea

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Todos los autores contribuyeron a la concepción y el diseño de este estudio. La generación del modelo estuvo a cargo de GHL, WH e YL. La recopilación de datos estuvo a cargo de GHL, YL, HH y HH. El análisis de datos fue realizado por GHL, WH, THK, SWS y HH. El primer borrador del manuscrito fue escrito por GHL, y todos los autores comentaron versiones anteriores del manuscrito. Todos los autores leyeron y aprobaron el manuscrito final.

Correspondencia a Suk-Won Song o Hojin Ha.

Los autores declaran no tener conflictos de intereses.

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Reimpresiones y permisos

Lee, GH., Heo, W., Lee, Y. et al. Simulación de interacción fluido-estructura de la perfusión visceral e impacto de diferentes métodos de canulación en la disección aórtica. Informe científico 13, 1116 (2023). https://doi.org/10.1038/s41598-023-27855-2

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Recibido: 23 agosto 2022

Aceptado: 09 enero 2023

Publicado: 20 enero 2023

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

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