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Apr 08, 2023

Fluide

Rapports scientifiques volume 13,

Rapports scientifiques volume 13, Numéro d'article : 1116 (2023) Citer cet article

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L'hémodynamique dans la dissection aortique (DA) est étroitement associée au risque d'anévrisme aortique, de rupture et de malperfusion. Une altération du flux sanguin chez les patients atteints de MA peut entraîner des complications graves telles qu'une malperfusion viscérale. Dans cette étude, nous avons cherché à étudier l'effet du flux de canulation sur l'hémodynamique dans la MA en utilisant une simulation d'interaction fluide-structure. Nous avons développé un modèle AD idéalisé spécifique qui comprenait une déchirure intimale dans l'aorte thoracique descendante, une déchirure de réentrée dans l'artère iliaque gauche et neuf branches. Deux méthodes de canulation différentes ont été testées : (1) canulation axillaire (AC) uniquement à travers le tronc brachiocéphalique et (2) canulation axillaire et fémorale combinée (AFC) à travers le tronc brachiocéphalique et l'artère iliaque commune droite. Le courant alternatif s'est avéré entraîner le développement d'une différence de pression entre la vraie lumière et la fausse lumière, en raison de la différence de débit à travers chaque lumière. Cette différence de pression a effondré la vraie lumière, perturbant le flux sanguin vers les artères coeliaques et mésentériques supérieures. Cependant, dans l'AFC, les niveaux de pression entre les deux lumières étaient similaires et aucun effondrement ne s'est produit. De plus, le flux viscéral était supérieur à celui de l'AC. Enfin, la raideur du lambeau intimal a affecté le collapsus de la vraie lumière.

La dissection aortique (DA) est une maladie cardiovasculaire potentiellement mortelle caractérisée par la déchirure de la couche intimale à l'intérieur de la paroi aortique. Il en résulte la formation ultérieure d'un canal d'écoulement secondaire connu sous le nom de fausse lumière. Les vraies et fausses lumières sont séparées à l'aide d'une membrane connue sous le nom de volet intimal. La MA est classée en deux groupes selon la région dans laquelle la dissection se propage. Si l'aorte ascendante est impliquée, elle est considérée comme de type A de Stanford, et si l'aorte ascendante n'est pas impliquée, elle est considérée comme de type B de Stanford. La mortalité et la morbidité varient considérablement selon le type d'AD1.

La DA de type A se propage généralement près du cœur et nécessite une intervention chirurgicale urgente. En l'absence de traitement, ce type de DA a un taux de mortalité de 50 % en 3 jours et atteint 80 % à la fin de la deuxième semaine2. En revanche, la DA de type B est moins urgente et est généralement traitée avec des médicaments s'il n'y a pas de complications majeures. Cependant, environ 25 % des cas de type B ont développé une dilatation ou une rupture ultérieure de l'anévrisme3, avec un taux de mortalité de 5 % dans la DA de type B compliquée tous les 30 jours et de 2 % dans la DA de type B non compliquée tous les 30 jours4. Par conséquent, une intervention est nécessaire dans les cas de DA aiguë compliquée de type B, et une réparation endovasculaire aortique thoracique est fréquemment réalisée. Lorsque la réparation endovasculaire de l'aorte thoracique ne peut être réalisée dans la DA compliquée de type B, une chirurgie à cœur ouvert doit être envisagée5. Au cours d'une intervention chirurgicale pour la MA, une malperfusion survient occasionnellement au cours d'une circulation extracorporelle (PCB)6.

Le CPB est couramment utilisé pour réparer le type A AD7,8,9. Différentes stratégies de canulation ont été adoptées, selon les préférences du chirurgien, les techniques et les caractéristiques anatomiques du patient. Cependant, il y a eu une controverse sur le choix de la stratégie de canulation optimale pour assurer une bonne perfusion des organes et réduire le risque de malperfusion9. Le site de canulation optimal reste controversé et un consensus général n'a pas été atteint en raison de données insuffisantes7. Différentes stratégies de canulation avec divers avantages et inconvénients ont été utilisées en raison des différentes caractéristiques anatomiques et des modèles de flux à l'intérieur de l'aorte pendant la CPB7,9.

Dans la MA, la malperfusion est principalement causée par l'affaissement de la vraie lumière dû au mouvement du lambeau intimal, qui obstrue les vaisseaux ramifiés et entraîne une ischémie des organes terminaux (Fig. 1)5,10. La malperfusion peut affecter presque tous les principaux lits vasculaires, y compris les membres carotidiens, viscéraux, rachidiens, rénaux et inférieurs, avec des fréquences et des sévérités variables5,10,11,12. Les modèles de malperfusion dépendent de la région de la taille de la déchirure et de la dissection. Dans le cas d'une malperfusion sévère, l'organe affecté peut être lésé par une ischémie, ce qui peut affecter de manière significative le pronostic du patient11,12. La réparation endovasculaire aortique thoracique est une méthode bien établie pour le traitement de la malperfusion qui comprend la couverture de la déchirure d'entrée primaire, l'ouverture de la vraie lumière, puis le regarnissage de l'aorte pour gérer la rupture. De plus, un stent thoracique moins invasif a été utilisé comme alternative à la réparation ouverte, et la malperfusion des organes terminaux a été prévenue en restaurant le flux viscéral à l'aide d'une fenestration endovasculaire4.

Rendu volumique 3D et vue axiale de la tomodensitométrie chez un patient atteint de MA avec malperfusion des membres inférieurs due à un véritable collapsus de la lumière. L'image a été reconstruite à l'aide de TeraRecon (https://www.terarecon.com).

Au cours de la dernière décennie, la CFD a été largement utilisée pour étudier et comprendre les paramètres de dynamique des fluides et les phénomènes hémodynamiques de la MA avec une résolution spatio-temporelle élevée13,14. Des études antérieures de CFD ont révélé que l'hémodynamique joue un rôle important dans la progression de la MA. Par exemple, la différence de pression entre la vraie lumière et la fausse lumière est un facteur majeur dans l'effondrement de la vraie lumière et la dilatation de la fausse lumière15. Une contrainte de cisaillement de la paroi moyenne dans le temps (TAWSS) élevée est associée à la DA rétrograde de type A, à l'initiation des déchirures16,17 et à l'évolution de la fausse lumière18. Des TAWSS faibles et oscillatoires sont associés à un rétrécissement et à une thrombose de la fausse lumière15,17,18. Par conséquent, bien que la CFD soit un outil puissant pour les études sur la MA, elle a une limite en ce qu'elle suppose généralement que le volet intimal et la paroi aortique sont rigides. Pour surmonter cette limitation, des études AD utilisant des simulations d'interaction fluide-structure (FSI) ont récemment été menées avec le développement de la puissance de calcul. Le déplacement de la paroi vasculaire et son effet sur la vitesse et le WSS autour de la vraie et de la fausse lumière ont été identifiés dans les simulations FSI19. Bäumler et al.20 ont comparé des simulations FSI en ajustant le volet intimal et le module d'élasticité de la paroi aortique à l'aide d'une imagerie par résonance magnétique à flux quadridimensionnel (IRM à flux 4D). Ils ont trouvé un module d'élasticité avec une déformation similaire à celle du patient et identifié des différences de phénomènes hémodynamiques selon le module d'élasticité. De plus, la simulation FSI, les expériences d'IRM en flux 4D in vitro et la mesure de la pression basée sur cathéter à l'aide de modèles spécifiques au patient ont fourni des informations précieuses sur les similitudes et les différences hémodynamiques dans AD21. Étant donné que le modèle d'écoulement résultant d'une géométrie complexe affecte fortement AD, le mouvement des parois doit être pris en compte pour une meilleure précision.

Dans notre étude précédente22, nous avions émis l'hypothèse que la canulation axillaire et fémorale (AFC) combinée récupérerait l'effondrement de la vraie lumière de l'aorte disséquée et la malperfusion viscérale correspondante, ce qui a été confirmé par des expériences d'IRM en flux 4D utilisant un modèle in vitro idéalisé spécifique de PUBLICITÉ. Cependant, en raison du manque de résolution spatiale de l'IRM en flux 4D, les caractéristiques hémodynamiques n'ont pas été étudiées en détail. En particulier, l'IRM en flux 4D ne peut obtenir que des informations de vitesse à faible résolution, ce qui limite l'étude d'autres paramètres hémodynamiques tels que la distribution de la pression.

L'objectif de cette étude était d'effectuer une simulation FSI de la MA en utilisant différentes méthodes de canulation. Les résultats du FSI valident les résultats expérimentaux précédents et fournissent des paramètres de dynamique des fluides expliquant la relation entre les méthodes de canulation et la malperfusion viscérale dans la MA. Cette étude présente trois nouvelles découvertes.

Le mouvement du volet intimal et l'hémodynamique correspondante dans la MA avec différentes méthodes de canulation ont été étudiés à l'aide de la simulation FSI. La répartition de la pression sur le lambeau intimal et l'affaissement correspondant de la vraie lumière ont été analysés.

L'effet de la méthode de canulation sur la malperfusion viscérale dans la MA est présenté.

L'effet du débit de canulation et de la rigidité du lambeau intimal sur l'affaissement de la vraie lumière est étudié.

La figure 2 donne un aperçu du modèle AD et des conditions aux limites de la simulation FSI dans cette étude. Nos propriétés matérielles et nos conditions aux limites ont été définies de manière similaire à celles des expériences d'IRM en flux 4D in vitro de notre étude précédente22, qui sont détaillées dans les sections suivantes.

Géométries 3D et conditions aux limites de AD. (a) Modèle idéalisé d'une aorte disséquée, (b) domaine fluide de l'AC, (c) domaine fluide de l'AFC et (d) volet intimal. Ces images ont été réalisées avec Ensight (v.2021 R1, https://www.ansys.com).

La malperfusion viscérale est associée à une déchirure de l'aorte thoracique descendante proximale (DTA) dans AD23. Nous avons créé un modèle idéalisé spécifique qui montrait une malperfusion viscérale dans la MA (Fig. 2a). Le modèle, qui comprenait neuf branches, a été construit à l'aide d'un logiciel de conception assistée par ordinateur (CAO) (SpaceClaim, v.2021 R1, ANSYS, Inc., PA, USA). Le modèle avait une grande déchirure d'entrée primaire dans le DTA proximal, qui séparait les vraies et les fausses lumières, et une petite déchirure de réentrée dans l'artère iliaque commune gauche (CIA_L), permettant au flux dans la fausse lumière d'émerger dans la vraie lumen. La surface de la déchirure d'entrée primaire était de 98,45 mm2, alors que celle de la déchirure de rentrée était de 3,73 mm2. De plus, le modèle avait un lambeau intimal uniforme d'une épaisseur de 1 mm (Fig. 2d).

Dans notre étude précédente, nous avons réalisé des expériences d'IRM en flux 4D à l'aide d'un modèle AD in vitro22. Le modèle in vitro a été construit à l'aide d'une paroi aortique en acrylique et d'un lambeau intimal en silicone. Le lambeau intimal était en caoutchouc de silicone (Shore 20A ; Trando 3D Medical Technology Co., Ltd., Ningbo, Chine). Le fluide de travail était un mélange d'eau et de glycérol dans un rapport massique de 60:40, et toutes les artères de sortie étaient ouvertes vers le réservoir, qui était rempli de fluide de travail pour assurer la même pression de sortie. L'IRM en flux 4D a été réalisée à l'aide d'un appareil d'IRM 3-T (Skyra, Siemens AG, Munich, Allemagne). La séquence d'IRM en flux 4D a été acquise comme suit pour toutes les expériences : version du logiciel du scanner = VE11E, champ de vision = 176 × 352 × 56 mm3, matrice = 88 × 176 × 28, taille du voxel = 2 × 2 × 2 mm3, angle de bascule = 7°, bobine = bobine 16 canaux. Pour la canulation axillaire (AC), les paramètres suivants ont également été pris en compte : Venc = 100–200 cm/s, TE = 2,43–2,50 ms, TR = 10,18–11,10 ms et un laps de temps en régime permanent. Pour l'AFC, les paramètres suivants ont été utilisés : Venc = 90–170 cm/s, TE = 2,43–2,50 ms et TR = 5,16–5,63 ms. De plus, une seule période de temps en régime permanent a été utilisée. Dans les expériences de canulation, le débit a été maintenu à un niveau constant avec une pompe centrifuge et contrôlé par l'ouverture et la fermeture de la valve. Le débit a été contrôlé à l'aide d'un débitmètre électromagnétique (VN20; Wintech Process Co. Ltd., Gyeonggi-do, Corée). Deux conditions de canulation différentes ont été utilisées, AC et AFC. Un débit constant de 3 à 7 L/min a été appliqué au tronc brachiocéphalique (BT). L'AFC a été réalisée au même débit, mais le débit total de canulation a été divisé en deux entre le BT et l'artère iliaque commune droite (CIA_R).

Le domaine fluide a été extrait du modèle CAO (Fig. 2b, c). Le fluide a été modélisé avec une densité et une viscosité dynamique de 1060 kg/m3 et 0,0035 kg/ms (3,5 cP), respectivement, similaires à notre expérience d'IRM en flux 4D. Une propriété de fluide newtonienne a été supposée en raison des grands diamètres et des débits élevés impliqués. Comme la canulation se déroulait dans l'état d'arrêt cardiaque, l'aorte ascendante était traitée comme une paroi. Dans le courant alternatif, la condition d'entrée a été définie sur un débit uniforme de 3 à 7 L / min appliqué au BT, et le débit a été divisé par deux dans l'AFC et appliqué au BT et au CIA_R (Fig. 2b, c). Toutes les sorties étaient supposées avoir la même pression constante, car la perte de pression à travers la grande aorte était négligeable24. Un corps rigide et des conditions sans glissement ont été utilisés pour la paroi aortique. Une fonction de maillage dynamique a été utilisée pour la déformation et les surfaces en contact avec les domaines structuraux ont été définies comme des interfaces fluide-solide. Un maillage fluide de 1,6 million de cellules tétraédriques a été sélectionné sur la base du test d'indépendance du maillage (tableau S1). Dans cette étude, le nombre de Reynolds maximal à l'entrée était de 4165 et les équations RANS incompressibles ont été résolues à l'aide du schéma SIMPLE pour résoudre le couplage pression-vitesse. Un modèle de turbulence de transport de contrainte de cisaillement k–ω a été utilisé. Un schéma au vent de second ordre a été utilisé pour les équations de quantité de mouvement et de turbulence. Le critère de convergence a été fixé à 0,001.

Le module de Young de la rive 20A peut être estimé à environ 0,732 MPa25, et ses propriétés mécaniques ont été appliquées dans le modèle hyperélastique d'ordre 3 d'Ogden en utilisant des données expérimentales uniaxiales, biaxiales et planaires26 dans cette étude. La fonction énergie-déformation pour ce modèle peut être calculée comme suit :

où \({\lambda }_{p}\) désigne les étirements principaux déviatoriques du tenseur de Cauchy-Green gauche, et \({\mu }_{p}\) et \({\alpha }_{p }\) sont des constantes matérielles. Dans cette étude, \({\mu }_{1}\) vaut − 2025,7 MPa, \({\alpha }_{1}\) vaut −0,0706, \({\mu }_{2}\) vaut − 451,4 MPa, \({\alpha }_{2}\) vaut − 0,4271, \({\mu }_{3}\) vaut 1230,2 MPa et \({\alpha }_{3}\) vaut − 0,2728. Les termes de compressibilité sont négligés en supposant l'incompressibilité du matériau.

Pour l'analyse du matériau hyperélastique, un maillage solide a été utilisé avec environ 55 000 éléments hexaédriques à 20 nœuds sur la base du test d'indépendance du maillage (tableau S2). Sous la condition aux limites, un support fixe a été appliqué à toutes les surfaces qui n'ont pas été en contact avec le domaine fluide et les surfaces qui ont été en contact avec les domaines fluides ont été définies comme des interfaces fluide-solide.

Les simulations FSI ont été réalisées à l'aide d'un système de couplage dans l'atelier ANSYS (v.2021 R1, ANSYS, Inc., USA) qui connectait les logiciels ANSYS Fluent et ANSYS Mechanical sur un poste de travail (Dual Intel Xeon Gold 6148, CPU 2,40 GHz et 128 Go RAM). La simulation ANSYS FSI était basée sur une méthode itérative implicite à 2 voies dans un système couplé transitoire. Les forces ou contraintes sur le domaine fluide de l'interface ont été converties en domaine solide, et les déplacements sur le domaine solide de l'interface ont été convertis en domaine fluide dans la méthode de couplage. Dans ce couplage, le transfert d'informations implique le calcul de poids et leur utilisation ultérieure dans l'interpolation des données. La force induite sur le volet intimal a été obtenue après résolution du champ d'écoulement à l'aide du logiciel ANSYS Fluent. Le déplacement du lambeau intimal a ensuite été résolu à l'aide du logiciel Ansys Mechanical. Ce processus a été répété jusqu'à la fin du pas de temps. Le pas de temps du système de couplage a été fixé à 0,2 ms et le temps de fin a été fixé à 2 s pour stabiliser la déformation des volets. L'itération de couplage minimale et maximale pour chaque pas de temps a été fixée à 1 et 5, respectivement. Les résidus de moyenne quadratique maximale pour les domaines fluide et solide devaient atteindre 0,01 pour assurer la convergence de la solution. Le facteur de sous-relaxation a été fixé à 1,0. Pour rendre compte des résultats de la simulation, nous avons utilisé les résultats du pas de temps de fin.

Dans cette étude, les équations de continuité et de quantité de mouvement pour un écoulement incompressible sont les suivantes :

où \({{\varvec{v}}}_{f}\) est le vecteur vitesse du fluide, \({\rho }_{f}\) est la densité du fluide, \(p\) est la pression, \(\mu\) est la viscosité dynamique.

L'équation de quantité de mouvement pour le domaine structurel est la suivante :

où \({{\varvec{v}}}_{s}\) désigne le vecteur vitesse solide, \({\rho }_{s}\) la densité solide et \({{\varvec{\sigma }}}_{f}\) le tenseur des contraintes solides.

Les conditions aux limites à l'interface FSI pour les domaines fluide et structurel sont données par

où \({\varvec{u}}\) et \({\varvec{n}}\) sont respectivement le vecteur de déplacement et le vecteur normal, l'indice \(s\) indiquant une propriété du solide et \ (f\) du fluide, \({{\varvec{n}}={\varvec{n}}}_{f}={-{\varvec{n}}}_{s}\) au interface, et \({{\varvec{\sigma}}}_{f}\) est le tenseur des contraintes fluides.

Pour visualiser et calculer les données, Ensight (v.2021 R1, ANSYS, Inc., USA) et MATLAB (v.R2020a, The MathWorks, Inc., MA, USA) ont été utilisés dans cette étude.

Deux simulations supplémentaires ont été réalisées pour étudier l'effet de la rigidité du lambeau intimal. Tout d'abord, pour le courant alternatif à un débit de 7 L/min, une CFD, dans laquelle tous les corps étaient rigides, a été réalisée et ses résultats ont été comparés à ceux de la simulation FSI. Deuxièmement, nous avons appliqué des propriétés mécaniques plus flexibles que Shore 20A pour le courant alternatif à un débit de 4 L/min en utilisant le modèle néo-hookéen. Pour valider que les résultats du modèle Ogden et du modèle néo-Hooken sont similaires, le module de Young du rivage 20A précédemment estimé (0,732 MPa) a été appliqué au modèle néo-Hooken, et le coefficient de Poisson a été fixé à 0,49. Pour appliquer un matériau plus flexible, le module d'Young a été fixé à 0,1 MPa et le coefficient de Poisson a été fixé à 0,49. La fonction énergie-déformation pour ce modèle peut être calculée comme suit :

où \(\overline{{I }_{1}}\) est le premier invariant de déformation déviatorique, \(J\) est le déterminant du gradient de déformation, \(\mu\) est le module de cisaillement initial du matériau , et \(d\) est le paramètre d'incompressibilité du matériau. Dans cette étude, \(\mu\) était de 0,2456 MPa, et \(d\) était de 0,164/MPa pour 0,732 MPa, et \(\mu\) = 0,0336 MPa et \(d\) était de 1,2 MPa-1 pour 0,1 MPa, respectivement.

Dans les cas d'AC, la vitesse globale dans la vraie lumière était relativement plus élevée que celle dans la fausse lumière, et une recirculation a été observée dans la fausse lumière dans la région de déchirure d'entrée primaire de l'AC. Dans la région de la déchirure de rentrée, un écoulement rapide a été observé à travers la déchirure de rentrée de la fausse lumière à la vraie lumière (Figs. 3, 4). Dans l'AFC, la vitesse dans la vraie lumière dans la région distale était relativement plus élevée, mais le taux dans la vraie lumière dans la région proximale était faible. Dans l'artère coeliaque (CA), l'artère mésentérique supérieure (SMA) et les artères rénales (RA_L et RA_R), l'AFC présentait une vitesse plus élevée que l'AC dans tous les cas (Fig. 3). Dans la région de déchirure primaire de l'AFC, une recirculation a été observée près de l'entrée de la vraie lumière ; cependant, la recirculation ne s'est pas produite dans la fausse lumière. Dans la région de la déchirure de rentrée, il a été observé que l'AFC sortait rapidement de la fausse lumière vers la vraie lumière à travers la déchirure de rentrée, mais la vitesse dans la vraie lumière était également supérieure à celle de l'AC. Ainsi, la vitesse à la sortie de l'artère iliaque commune était supérieure à celle dans la région de l'AC (Fig. 4).

Champs de vitesse AC et AFC. (a) 3 L/min, (b) 5 L/min et (c) 7 L/min. Ces images ont été réalisées avec Ensight (v.2021 R1, https://www.ansys.com) en utilisant les données FSI.

Caractéristiques des régions de déchirure pour AC et AFC. (a) AC 7 L/min et (b) AFC 7 L/min. Ces images ont été réalisées avec Ensight (v.2021 R1, https://www.ansys.com) en utilisant les données FSI.

Les données de débit de la simulation FSI pour toutes les artères sont résumées dans le tableau 1. Le débit viscéral (à travers le CA, SMA, RA_L et RA_R) a augmenté lorsque l'AFC a été utilisé au lieu de l'AC. Lorsque le débit en AFC est passé de 3 L/min à 7 L/min, la quantité de flux viscéral a augmenté de 96 à 132 % par rapport à celle en AC (tableau 1). Les données de débit des artères rénales n'ont pas été incluses en raison de la résolution spatiale de l'IRM de flux 4D22. Lorsque le débit dans l'AFC est passé de 3 à 7 L/min, la quantité de flux viscéral (CA et SMA) a augmenté de 67 à 125 % par rapport à celle de l'AC (tableau 2).

Dans cette étude, la déformation du volet a été calculée à l'aide de l'équation. (9).

où \({A}^{*}\) est la déformation du volet, \({A}_{0}\) est l'aire de la vraie lumière avant déformation (l'aire initiale de la vraie lumière) et \( {A}_{1}\) est l'aire de la vraie lumière après déformation.

Dans la simulation FSI, à mesure que le débit AC augmentait, la différence de pression entre la vraie lumière et la fausse lumière augmentait. La pression dans la fausse lumière était relativement plus élevée et, par conséquent, le lambeau s'affaissait vers l'AC et l'AMS dans la vraie lumière (Fig. 5). À mesure que le débit d'AC augmentait de 3 à 7 L/min, la différence de pression entre le vrai lumen et le faux lumen au CA augmentait de 0,82 à 4,50 mmHg, et celle au SMA augmentait de 0,80 à 4,26 mmHg (Tableau 3). La surface de la vraie lumière au CA a diminué de 94 à 75 %, et celle au SMA a diminué de 95 à 79 % (Fig. 6, Tableau 4). Dans l'AFC, les pressions dans les vraies et les fausses lumières étaient similaires dans tous les cas, et le lambeau intimal ne s'est pas effondré vers la vraie lumière (Fig. 5). Lorsque le débit dans l'AFC est passé de 3 à 7 L/min, la différence de pression entre la vraie lumière et la fausse lumière au CA est passée de 0,14 à 0,57 mmHg, et celle au SMA est passée de 0,12 à 0,44 mmHg (tableau 3). La surface de la lumière vraie au CA et au SMA a diminué de 98 à 97 % (Fig. 6, Tableau 4).

Champs de pression AC et AFC. (a) 3 L/min, (b) 5 L/min et (c) 7 L/min. Ces images ont été réalisées avec Ensight (v.2021 R1, https://www.ansys.com) en utilisant les données FSI.

Zone de lumière réelle normalisée de CA et SMA pour AC et AFC. Ces images ont été réalisées avec Ensight (v.2021 R1, https://www.ansys.com) en utilisant les données FSI.

Dans l'expérience d'IRM en flux 4D, à mesure que le débit d'AC augmentait de 3 à 7 L/min, la surface de la vraie lumière du lambeau intimal au niveau de l'AC diminuait de 87 à 72 % de la surface, respectivement, et à le niveau de la SMA, de 75 à 71 %. Lorsque le débit dans le SMA est passé de 3 à 7 L/min, la surface de la vraie lumière du lambeau intimal au niveau du CA est passée de 99 à 103 %, et au niveau du SMA, de 99 à 104 % (tableau 4).

La figure 7 compare les résultats de vitesse et de pression maximales dans les régions correspondantes du CFD avec un lambeau intimal rigide et des simulations FSI pour un débit AC de 7 L/min. Dans la simulation FSI, la vitesse maximale dans la vraie lumière était supérieure à celle de la CFD rigide, tandis que la vitesse maximale dans la fausse lumière était inférieure à celle de la CFD rigide dans les six régions. À l'exception de la région 6 dans la fausse lumière, la pression maximale était plus élevée dans les vraies et les fausses lumières que dans le CFD rigide. L'affaissement de la vraie lumière dépend de la rigidité du lambeau intimal. Lorsque le débit de canulation était de 4 L/min et que le modèle néo-hookéen était appliqué, la déformation du lambeau de CA était de 95 % et la SMA de 96 % à 0,732 MPa, respectivement, et la CA était de 67 % et la SMA de 71 % à 0,1 MPa, respectivement (tableau 5). Lorsque des propriétés mécaniques plus flexibles ont été appliquées au lambeau intimal, il a été confirmé que même si le débit de canulation n'était que de 4 L/min, un collapsus supplémentaire se produisait (Fig. 8).

Comparaison des contours de vitesse et de pression des CFD et FSI rigides à un débit AC de 7 L/min. (a) Vitesse et (b) pression. Les graphiques montrent la vitesse et la pression maximales dans chaque région. Ces images ont été réalisées à partir d'Ensight (v.2021 R1, https://www.ansys.com) à l'aide des données FSI.

Comparaison des contours de vitesse et de pression en fonction de la rigidité à un débit AC de 4 L/min. (a) Vitesse et (b) pression. Ces images ont été réalisées avec Ensight (v.2021 R1, https://www.ansys.com) en utilisant les données FSI.

Le but de cette étude était d'étudier les paramètres hémodynamiques et les phénomènes associés à la malperfusion viscérale dans la MA par une simulation FSI. Nous avons émis l'hypothèse que l'AC pourrait effondrer la vraie lumière dans le cas de la MA et provoquer une malperfusion viscérale en raison de la différence de pression entre la vraie lumière et les fausses lumières. Dans notre modèle AD idéalisé spécifique, les principaux résultats peuvent être résumés comme suit : (1) Dans l'AC, le volet intimal s'est effondré lorsque le débit de canulation a augmenté en raison de la différence de pression entre la vraie lumière et la fausse lumière, mais dans l'AFC, il n'y avait pas de déformation significative car un niveau de pression similaire existait entre la vraie lumière et la fausse lumière ; (2) la quantité de flux viscéral était plus grande avec l'AFC qu'avec l'AC seul ; (3) la rigidité du lambeau intimal était un facteur important dans sa déformation du lambeau intimal ; et (4) la simulation FSI a montré une tendance similaire à celle de l'expérience d'IRM en flux 4D.

La différence de pression entre la vraie lumière et la fausse lumière est intéressante car une augmentation de la pression de la fausse lumière peut être associée à une obstruction des vaisseaux ramifiés10 et peut varier en fonction de la taille de la déchirure d'entrée primaire et de la déchirure de réentrée, du nombre de fenestrations entre la vraie lumière et fausse lumière, et morphologie du vaisseau ramifié27. Chung et al.28 ont utilisé un fantôme AD pour confirmer que l'effondrement de la vraie lumière s'est produit suffisamment lorsque la pression dans la fausse lumière dépassait la pression dans la vraie lumière de 1,1 mmHg ou moins. En AC, une différence de pression s'est produite entre la vraie lumière et la fausse lumière, avec un minimum de 0,82 mmHg à 3 L/min et un maximum de 4,5 mmHg à 7 L/min (Tableau 3). Par conséquent, la surface réelle de la lumière a diminué de 15 à 25 %. Cependant, dans l'AFC, la différence de pression était au minimum de 0,14 mmHg à 3 L/min et au maximum de 0,57 mmHg à 7 L/min ; ainsi, la réduction de surface était de moins de 3 % dans tous les cas. Berguer et al.29 ont révélé que l'égalisation de la pression entre la vraie lumière et la fausse lumière n'est atteinte que lorsque la somme de la surface totale du fantôme AD est d'au moins 250 mm2. Notre modèle avait deux déchirures, une dans la déchirure d'entrée primaire dans la région DTA et l'autre dans CIA_L, et la somme des zones était de 101 mm2. Nous avons confirmé que la différence de pression a été réduite en utilisant l'AFC sans générer de fenestration dans le lambeau intimal, ce qui n'a entraîné aucune déformation significative du lambeau intimal.

La malperfusion peut provoquer une ischémie myocardique, cérébrale, viscérale, spinale et rénale, entraînant divers symptômes5,10,30. Une grande déchirure intimale dans le DTA proximal provoque une malperfusion même en situation pulsatile22. Nos résultats de simulation ont confirmé que l'utilisation d'AC peut provoquer une malperfusion viscérale et que l'utilisation d'AFC augmente le flux viscéral. L'utilisation de l'AFC est passée de 97 à 133 % par rapport à l'utilisation du courant alternatif seul, et le débit des autres branches de sortie a également augmenté. À l'exception du flux viscéral, le flux de CIA_L est passé d'un minimum de 87 % à un maximum de 103 %. Cela prouve que l'AFC a un avantage en fournissant un flux non seulement aux viscères mais aussi aux membres inférieurs par rapport à l'AC. De plus, AC et AFC présentaient une faible vitesse dans la fausse lumière, mais seul AC a confirmé que la région de recirculation se produisait dans la fausse lumière supérieure, ce qui pourrait mieux produire une thrombose18. Le message clé de cette étude est que plus la différence de pression entre la vraie lumière et la fausse lumière dans AC est grande par rapport à AFC, plus le risque d'effondrement de la vraie lumière est grand ; L'AFC peut résoudre la malperfusion viscérale.

Le débit seuil qui provoque un véritable collapsus de la lumière peut varier en fonction de la flexibilité du volet intimal. Bäumler et al.20 ont confirmé qu'une simulation FSI a été réalisée en changeant le module de Young du lambeau intimal de 0,8 à 0,02 MPa et que le déplacement du lambeau intimal a augmenté de 1,4 à 13,4 mm. Tout d'abord, nous avons comparé le CFD rigide et le FSI à 7 L/min pour le courant alternatif, et le schéma du champ de vitesse était similaire. Cependant, dans toutes les zones illustrées à la Fig. 6, la vitesse dans la vraie lumière de la simulation FSI était supérieure à celle du CFD rigide, et la vitesse dans la fausse lumière était inférieure à celle du CFD rigide. On a observé que la vitesse dans la vraie lumière augmentait et celle dans la fausse lumière diminuait en raison de l'affaissement de la vraie lumière. Les champs de pression étaient également similaires; cependant, à l'exception de la région 6, la pression de la simulation FSI était supérieure à celle du CFD rigide, indiquant qu'une résistance s'est produite en raison de la déformation du volet intimal au même débit d'entrée, entraînant un champ de haute pression. Dans les situations cliniques réelles, un débit de canulation ≥ 5 L/min n'est pas utilisé. Par conséquent, nous avons effectué des simulations FSI à un débit AC de 4 L/min en appliquant 0,732 MPa, ce qui est similaire à celui du modèle existant et 0,1 MPa inférieur à celui du modèle néo-hookéen. En comparant ces deux analyses, la surface de la vraie lumière a été réduite de 28 % dans le CA et de 25 % dans le SMA à 0,1 MPa. Cela implique que les propriétés mécaniques exactes de la partie structurelle sont nécessaires pour la simulation FSI spécifique au patient et restent une limitation de la simulation FSI actuelle19,20.

Ces dernières années, de plus en plus d'études ont comparé les résultats des simulations FSI directement avec des données de patients acquises en IRM de flux 4D20 ou des données expérimentales d'IRM de flux 4D obtenues à l'aide d'un modèle in vitro avec une simulation FSI21. Cette étude visait à confirmer le potentiel d'une simulation FSI en la comparant à une étude expérimentale d'IRM en flux 4D précédemment menée et à étudier d'autres paramètres de dynamique des fluides et des phénomènes hémodynamiques. Une comparaison complète entre la simulation FSI et l'IRM en flux 4D a montré des similitudes dans les modèles de flux sanguin obtenus dans la région aortique. Notre objectif était de démontrer le potentiel d'une comparaison cohérente des simulations FSI avec des expériences d'IRM en flux 4D et une application directe à d'autres scénarios, compte tenu de la complexité morphologique et pathologique de la MA. La différence entre l'expérience d'IRM en flux 4D et la simulation FSI provient de l'écart entre les modèles, de la rigidité imprécise des volets et de la résolution de l'IRM en flux 4D. Dans notre étude, les différences entre la simulation FSI et l'expérience d'IRM en flux 4D étaient la quantité et la forme du lambeau intimal dans l'AC. Dans une précédente expérience d'IRM en flux 4D22, à mesure que le flux de canulation augmentait, la surface de la vraie lumière dans l'AC diminuait de 87 à 72 % dans l'AC et de 75 à 71 % dans l'AMS. Dans l'AFC, la surface de la vraie lumière est passée de 99 à 103 % dans le CA et de 99 à 104 % dans le SMA. Bien qu'il y ait eu une différence de déformation, des résultats similaires ont été obtenus en ce que le volet intimal s'est effondré dans AC, réduisant la zone de la vraie lumière, et il n'y avait presque aucune déformation dans AFC. La quantité de déformation est liée à la rigidité du lambeau intimal, comme mentionné précédemment. Notre FSI a utilisé les propriétés mécaniques du Shore 20A de la référence26. En raison de l'incertitude de mesure, les propriétés mécaniques du lambeau intimal appliqué à la simulation FSI peuvent ne pas être exactement identiques à celles de l'expérience d'IRM en flux 4D. Dans les expériences d'IRM en flux 4D, l'effondrement s'est produit principalement dans le SMA de la vraie lumière et, plus significativement, dans le CA dans les simulations FSI. Cela semble s'être produit parce que le volet intimal s'étendait dans toute la zone de la vraie lumière, contrairement à la simulation FSI, pour faciliter l'assemblage avec l'acrylique dans les expériences d'IRM à flux 4D. De plus, lors de la production de plusieurs volets intimaux, certaines différences d'épaisseur ou de propriétés mécaniques existent entre les volets intimaux en raison de leurs géométries complexes, et des différences sensibles se produisent également lors du processus de combinaison des volets avec le modèle en acrylique. De plus, les modèles de champ de vitesse et l'augmentation du flux viscéral présentaient une bonne cohérence. Dans l'expérience d'IRM en flux 4D, à mesure que le débit de canulation augmentait, le débit viscéral moyen en AC est passé de 0,25 à 1,02 L/min en CA et de 0,13 à 0,07 L/min en SMA. Dans AFC, le débit viscéral moyen est passé de 0,55 à 1,36 L/min à CA et de 0,31 à 0,83 L/min à SMA. Il y avait aussi une différence de débit, mais le débit viscéral était plus élevé en AFC qu'en AC. Ainsi, le potentiel de la simulation FSI a été confirmé.

Cette étude avait plusieurs limites. Tout d'abord, notre modèle a été spécifiquement idéalisé et la paroi aortique a été supposée rigide, à l'exception du lambeau intimal. La paroi aortique rigide peut affecter la distribution des paramètres hémodynamiques, mais capturer avec précision la dynamique de la paroi avec une épaisseur de paroi aortique uniforme est difficile19. La paroi aortique rigide a été mise en place dans les mêmes conditions que celles d'une étude précédente22. À l'avenir, nous mènerons une étude sur la compliance de la paroi aortique à l'aide d'un modèle spécifique au patient. Deuxièmement, le fluide a été supposé être newtonien. Pour considérer les propriétés non newtoniennes, plusieurs études de simulation de flux sanguin19,31,32,33 ont utilisé le modèle de viscosité Carreau-Yasuda. Cependant, dans les vaisseaux sanguins de gros diamètres, comme l'aorte, les fluides newtoniens sont suffisamment acceptables34. Troisièmement, le débit de canulation ne dépasse pas 5 L/min en pratique clinique. Des cas de simulation supplémentaires ont confirmé que la faible rigidité du lambeau intimal à 4 L/min et le débit de canulation clinique peuvent provoquer une malperfusion viscérale. Quatrièmement, nous avons appliqué la pression atmosphérique à toutes les branches de sortie pour nous assurer qu'elles avaient les mêmes niveaux de pression. Il s'agit d'une limitation physiologiquement mortelle, et un champ de pression différent de celui de la pratique clinique peut apparaître et affecter la déformation du lambeau intimal. Cependant, il a été appliqué de sorte que les conditions de pression dans la simulation soient les mêmes que celles de la configuration expérimentale précédente d'IRM en flux 4D22. Dans une étude future, les conditions physiologiques seront appliquées à l'aide d'un modèle de Windkessel à trois éléments, comme dans d'autres études19,20,34,35. Enfin, l'état de contrainte nulle n'a pas été considéré. En pratique, la contrainte résiduelle reste dans l'artère même à l'état déchargé. Cet état de contrainte résiduelle dépend de l'épaisseur et de la composition de l'artère, qui doivent être prises en compte pour prédire avec précision la déformation.

À l'aide de la simulation FSI, nous avons confirmé que lors de l'utilisation de l'AC, la différence de pression entre la vraie lumière et la fausse lumière permet au volet intimal de bloquer le flux sanguin vers l'AC et l'AMS dans notre modèle AD idéalisé spécifique. Au fur et à mesure que le débit de canulation augmentait dans l'AC, le volet intimal était davantage attaché à l'AC et à l'AMS, indiquant que l'AC pouvait induire une défaillance de la perfusion viscérale. Lors de l'utilisation de l'AFC avec une canulation fémorale ajoutée, la différence de pression entre la vraie lumière et la fausse lumière dans tous les cas a été maintenue à des niveaux similaires ; ainsi, aucune déformation significative du lambeau ne s'est produite et la quantité de perfusion viscérale était significativement supérieure à celle de l'AC.

Toutes les données générées ou analysées au cours de cette étude sont incluses dans ses fichiers d'informations supplémentaires.

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Cette étude a été soutenue par la National Research Foundation of Korea (NRF-2020R1A4A1019475, 2020R1G1A1006418, 2021R1I1A3040346) et "Regional Innovation Strategy (RIS)" via la National Research Foundation of Korea (NRF) financée par le ministère de l'Éducation (MOE) (2022RIS -005).

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Tous les auteurs ont contribué à la conception et au design de cette étude. La génération du modèle a été réalisée par GHL, WH et YL La collecte de données a été réalisée par GHL, YL, HH et HH L'analyse des données a été réalisée par GHL, WH, THK, SWS et HH La première ébauche du manuscrit a été rédigée par GHL, et tous les auteurs ont commenté les versions précédentes du manuscrit. Tous les auteurs ont lu et approuvé le manuscrit final.

Correspondance à Suk-Won Song ou Hojin Ha.

Les auteurs ne déclarent aucun intérêt concurrent.

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Réimpressions et autorisations

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Reçu : 23 août 2022

Accepté : 09 janvier 2023

Publié: 20 janvier 2023

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

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