Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta...

2013-2014EM872

Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie

Nicolas Van Damme

Promotoren: prof. ir. Tom Claessens, prof. dr. ir. Patrick Segers

Begeleider: Liesbeth Taelman

Masterproef ingediend tot het behalen van de academische graad van Master of

Science in de industriële wetenschappen: elektromechanica

Vakgroep Industriële Technologie en Constructie Voorzitter: prof. Marc Vanhaelst

Vakgroep Elektronica en Informatiesystemen Voorzitter: prof. dr. ir. Jan Van Campenhout

Faculteit Ingenieurswetenschappen en Architectuur Academiejaar 2013-2014

Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie Pagina 2

De auteur geeft de toelating deze scriptie voor raadpleging beschikbaar te stellen en delen

ervan te kopiëren voor persoonlijk gebruik. Elk ander gebruik valt onder de beperkingen van

het auteursrecht, in het bijzonder met betrekking tot de verplichte bronvermelding bij het

gebruiken of aanhalen van teksten of resultaten uit deze scriptie.


Woord vooraf

Voor het behalen van het diploma master in de industriële wetenschappen elektromechanica

wordt van mij verwacht een project op zelfstandige basis tot een goed einde te brengen. Meer

specifiek gaat deze thesis over een experimenteel onderzoek naar aorta coarctatie, een

afwijking van de aorta.

Tijdens het gehele proces, van literatuurstudie tot het schrijven van de scriptie, ben ik op

enkele tegenslagen gestoten. Ondanks dat dit mij soms veel tijd kostte, heb ik er toch veel

door bijgeleerd. Een probleem laat je stilstaan bij de vorige stappen, wat kan zorgen voor

nieuwe inzichten met een creatieve oplossing als resultaat. Om die reden ben ik altijd blijven

doorzetten, hoewel het niet altijd even gemakkelijk was. Als ik het voorbije academiejaar nog

eens overloop, vond ik het een zeer leerrijk proces en ben zeer tevreden dat ik uiteindelijk tot

een betekenisvol eindresultaat ben gekomen.

Natuurlijk was mij dit niet gelukt zonder de continue steun en hulp van verschillende mensen.

Daarom wil ik dan ook graag de volgende personen bedanken:

Mijn promotor prof. dr. ir. Tom Claessens, die altijd achter mij is blijven staan en

onmiddellijk hulp en raad bood, wanneer nodig.

Mijn promotor prof. dr. ir. Patrick Segers, die altijd klaar stond voor het meehelpen zoeken

naar oplossingen.

Mijn begeleidster ir. Liesbeth Taelman, die mij de inzichten heeft bijgebracht in de hele

problematiek en altijd bereid was om vragen te beantwoorden.

Jurgen Deviche, laboverantwoordelijke op bioMMeda, die mij heeft bijgestaan bij het

opzetten van de testopstelling en geholpen heeft met alle praktische zaken in verband met de

effectieve metingen.

Prof. dr. ir. Abigail Swillens en ir. Francisco Londono, die mij geholpen hebben met het

bedienen van de ultrasound machine.

Laura Trotta en de mensen van Materialise, die mij geadviseerd hebben bij het maken van het

model.

Alle mensen, die mij rechtstreeks of onrechtstreeks hebben geholpen.

Tenslotte zou ik ook graag mijn ouders, familie en vrienden willen bedanken die mij altijd een

hart onder de riem hebben gestoken, op de momenten dat het moeilijker ging.

Nicolas Van Damme

Bachelor industriële wetenschappen elektromechanica

Gent, augustus 2014


Abstract

Coarctatie van de aorta is een aangeboren afwijking van de aorta, gekenmerkt door een

vernauwing distaal van de aortaboog. Na een medische ingreep gedraagt het littekenweefsel

zich lokaal stijver en bestaat er een kans op een overblijvende vernauwing. Een belangrijk

gevolg is het ontstaan van reflectiegolven ter hoogte van de vernauwing, die zich snel naar het

hart propageren. Daarnaast zorgt de vernauwing ook voor een grote drukval over de

coarctatiezone. De uiteindelijke gevolgen zijn een hoge bloeddruk proximaal en een

verzwakte bloedstroom distaal. In deze studie worden de gevolgen van dit fenomeen

experimenteel onderzocht a.d.h.v. een model van een gezonde aorta en één hersteld van

coarctatie, beiden gemaakt uit silicone via de dip en drip methode. Voor het experimenteel

bepalen wordt een testopstelling opgezet, bestaande uit een gesloten circuit met een

pulserende pomp en één van de modellen. Voor het bepalen van het drukverschil en de

golfcomponenten wordt de druk en snelheid simultaan opgemeten d.m.v. drukprobes en

doppler echocardiografie. De druk- en snelheidgolf worden ontbonden in hun voorwaartse en

achterwaartse component m.b.v. de golfintensiteittheorie. De resultaten tonen de

aanwezigheid van de reflectiegolven aan en er is ook een drukverschil op te merken. De

effecten zijn weliswaar niet duidelijk zichtbaar, aangezien de metingen bij relatief lage

drukken (10-55mmHg) in vergelijking met de normale bloeddruk, uitgevoerd worden. Er

wordt besloten dat de samenwerking van de reflectiegolven en de drukval zorgt voor een te

hoge bloeddruk proximaal en een verzwakte bloedstroom distaal, waardoor opvolging van de

patiënt na een medische ingreep cruciaal is.

Aortic coarctation is a congenital abnormality of the aorta, characterized by a narrowing

below the aortic arch. After medical intervention the scar tissue becomes stiffer and there is a

chance of a remaining narrowing. An important consequence is the reflection of the forward

pressure wave at the narrowing side, quickly moving back to the heart. Beside this, the

narrowing causes a pressure drop over the coarctation zone. This finally results in a higher

blood pressure proximal of the coarctation and a weakened blood flow distal. In this study

these consequences are investigated, using a healthy in vitro model and a model repaired from

coarctation, made of synthetic material with the dip and drip technique. To conduct our

experimental research, a setup is created, consisting of a closed circuit with a pulsating pump

and one of the models. To determine the pressure difference and the wave components, the

local pressure and speed are measured simultaneously using pressure probes and doppler

echocardiography. The pressure and velocity wave are separated in a forward and backward

component, based on the wave intensity theory. The results show the presence of reflection

waves and a pressure drop can be observed. The effects are not significant, because a lower

pressure (10-55mmHg), compared with the blood pressure, was used during the

measurements. In conclusion the reflection waves together with the pressure drop result in a

higher blood pressure proximal of the narrowing and an weakened blood flow distal. That is

why a follow-up of the patient after medical intervention is crucial.


Inhoudsopgave

Woord vooraf .......................................................................................................................................... 3

Abstract ................................................................................................................................................... 4

Lijst met gebruikte afkortingen ............................................................................................................... 7

1 Inleiding .......................................................................................................................................... 8

2 Literatuurstudie ............................................................................................................................... 9

2.1 Aorta coarctatie ....................................................................................................................... 9

2.1.1 De gezonde aortaboog ..................................................................................................... 9

2.1.2 Aorta coarctatie ............................................................................................................. 10

2.1.3 Behandelingen ............................................................................................................... 11

2.1.4 Postoperatieve consequenties ........................................................................................ 12

2.2 Gebruikte prototyping technieken ......................................................................................... 13

2.2.1 Matrijs en gieten ............................................................................................................ 13

2.2.2 HeartPrintFlex (Materialise) .......................................................................................... 14

2.2.3 Dip en Drip methode ..................................................................................................... 15

2.3 Materialen .............................................................................................................................. 15

2.3.1 Silicone .......................................................................................................................... 15

2.3.2 HeartPrintFlex versus TangoPlus FullCure 930 ............................................................ 16

2.4 Onderzoeksmethodiek ........................................................................................................... 17

2.4.1 Golfintensiteit (Parker, 2009) ........................................................................................ 17

2.4.2 Golfsnelheid c (Parker, 2009) ........................................................................................ 20

3 Simulatie van vloeistof-structuurinteractie bij (herstelde) COA ................................................... 22

4 Ontwerp in vitro model ................................................................................................................. 25

4.1 HeartPrintFlex model ............................................................................................................ 25

4.1.1 Computer model ............................................................................................................ 26

4.1.2 Fysisch model ................................................................................................................ 29

4.2 Silicone model ....................................................................................................................... 30

4.2.1 Werkwijze ..................................................................................................................... 30

4.2.2 Opmerking ..................................................................................................................... 33

4.3 Ophangbak ............................................................................................................................. 33

5 Materiaal en methode .................................................................................................................... 34

5.1 Testopstelling ........................................................................................................................ 34


5.1.1 Pulserende pomp ........................................................................................................... 35

5.1.2 Windketel ...................................................................................................................... 35

5.1.3 Overloop en collectorvat ............................................................................................... 36

5.1.4 Klemmen ....................................................................................................................... 36

5.2 Meetapparatuur ...................................................................................................................... 37

5.2.1 Druksensoren ................................................................................................................. 37

5.2.2 Doppler echocardiografie .............................................................................................. 39

5.3 Uitgevoerde metingen ........................................................................................................... 42

5.3.1 Statische meting ............................................................................................................ 42

5.3.2 Dynamische meting ....................................................................................................... 43

5.3.3 HeartPrintFlex model .................................................................................................... 49

6 Resultaten ...................................................................................................................................... 50

6.1 Statische meting .................................................................................................................... 50

6.1.1 Gezond model ................................................................................................................ 50

6.1.2 Model hersteld van COA ............................................................................................... 51

6.2 Dynamische meting ............................................................................................................... 53

6.2.1 Gezond model ................................................................................................................ 53

6.2.2 Model hersteld van COA ............................................................................................... 60

6.2.3 Vergelijking COA-GM .................................................................................................. 65

6.2.4 Extra meting .................................................................................................................. 68

7 Analyse .......................................................................................................................................... 69

7.1 Voorstudie numerieke resultaten (Taelman, 2014) ............................................................... 69

7.1.1 Inleiding ......................................................................................................................... 69

7.1.2 Resultaten ...................................................................................................................... 69

7.2 Elastische eigenschappen ...................................................................................................... 72

7.3 Dynamische resultaten .......................................................................................................... 72

7.3.1 Reflectiegolven .............................................................................................................. 73

7.3.2 Drukvallen ..................................................................................................................... 75

8 Conclusie ....................................................................................................................................... 77

9 Nabeschouwing ............................................................................................................................. 78

Lijst met figuren, tabellen en grafieken ................................................................................................. 79

Referentielijst ........................................................................................................................................ 82

Bijlage I ................................................................................................................................................. 84


Lijst met gebruikte afkortingen

Afkorting Betekenis

A oppervlak

AC angle control

BCW achterwaartse contractiegolf (backward contraction wave)

bpm slagen per minuut (beats per minute)

CI coarctatie index

COA aorta coarctatie (coarctatio aortae)

D distensibiliteit

ECG elektrocardiogram

FCW voorwaartse contractiegolf (forward contraction wave)

FEW voorwaartse expansiegolf (forward expansion wave)

GM gezond model

P druk

RGB rood%groen%blauw%

U snelheid

VSI vloeistof-structuurinteractie


1 Inleiding

Aorta coarctatie (COA) is een aangeboren afwijking van de aorta, gekenmerkt door een

vernauwing distaal (verder naar de onderste ledematen toe) van de aortaboog. Deze afwijking

kan hartproblemen met zich meebrengen, waardoor een medische ingreep vaak noodzakelijk

is. Het nadeel van de bestaande technieken is het ontstaan van een stijvere zone ter hoogte van

de ingreep en de kans op een overblijvende vernauwing (Verhaaren et al.,2001). Deze zone is

de oorsprong van reflectiegolven, als gevolg van de variërende elastische eigenschappen en

binnendiameter. Afhankelijk van de grootte van de overblijvende vernauwing en de

elasticiteit, wordt het hart zwaarder belast en ontstaat een drukverschil over de herstelde zone,

wat ervoor zorgt dat er minder bloed stroomt naar de distaal gelegen organen en ledematen.

Het is dan ook belangrijk dat de gevolgen van de medische ingreep in kaart worden gebracht

om zo de behandeling te evalueren. Er werden al verschillende numerieke onderzoeken

uitgevoerd naar COA en de behandelingen. Eén van deze onderzoeken (Taelman,2014) werd

uitgevoerd door Liesbeth Taelman, doctoraatstudente aan de onderzoeksgroep bioMMeda,

gevestigd op de campus Heymans te Gent. Aan de hand van stromingssimulaties werden

verschillende gevallen van een herstelde aortaboog bestudeerd en de resultaten geanalyseerd.

Naast numerieke onderzoeken zijn praktische experimenten ook noodzakelijk om een

totaalbeeld te krijgen van de problematiek. Een in vitro model, gemaakt uit

kunststofmateriaal, zal hier als basis dienen voor een praktische opstelling.

Concreet is het de bedoeling om een model te maken zowel van een gezonde aorta (GM), als

van een aorta hersteld van coarctatie en deze aan te sluiten op een gesloten circuit,

gelijkaardig aan het cardiovasculair systeem. Door middel van lokale druk- en

snelheidmetingen kunnen via de golfintensiteittheorie de reflectiegolven berekend worden,

waarvan de resultaten de bevindingen van het numeriek onderzoek kunnen aantonen.

Vooreerst zal er gezocht worden naar technieken om realistische en nauwkeurige modellen te

maken uit een geschikte kunststof. Vervolgens worden druk- en snelheidsmetingen

uitgevoerd, gemeten met drukprobes en doppler echocardiografie. De bekomen waarden van

de twee modellen zullen eerst onderling vergeleken worden en achteraf getoetst worden aan

de resultaten van de numerieke studies.

Er wordt gehoopt dat met deze resultaten de reflectiegolven duidelijk kunnen weergegeven

worden, zodat de grootte van de drukstijging proximaal van de vernauwing en de drukval in

kaart kunnen gebracht worden. Dit maakt het mogelijk te besluiten of er postoperatieve

opvolging nodig is en welke factoren hierbij belangrijk zijn.


2 Literatuurstudie

2.1 Aorta coarctatie

2.1.1 De gezonde aortaboog

De aorta is de grootste slagader van het menselijk lichaam (Figuur 2.1). Ze bestaat uit

verschillende delen en heeft meerdere aftakkingen. Het geheel voorziet het lichaam van

zuurstofrijk bloed. De stijgende aorta (aorta ascendens) sluit aan op het hart en loopt over in

de aortaboog (arcus aortae), waarvan de drie aftakkingen vertrekken. Deze gaan naar het

hoofd, de linker- en rechterarm. De dalende aorta (aorta descendens) voorziet de distaal

gelegen organen en de onderste ledematen van bloed. (Zahra Keshavaz-Motamed,2011)

Figuur 2.1: Gezonde aorta (bron: http://www.theodora.com/anatomy/the_aorta.html)

De aorta vervult niet alleen een transportfunctie, maar ook een bufferfunctie, het windketel

effect genaamd (Figuur 2.2). Het hart kan vergeleken worden met een pulserende pomp. Om

een continue bloedstroom te voorzien is er nood aan een buffer. Wanneer het hart samentrekt,

wordt een deel van de kinetische energie opgeslagen in de aortawand doordat deze uitzet.

Deze energie wordt gebruikt om de bloedstroom te onderhouden bij relaxatie van het

hart.(Hemodynamics: hydraulic filters, flow and blood pressure)


Figuur 2.2: Windketeleffect (bron: Hemodynamics: hydraulic filters, flow and blood pressure)

2.1.2 Aorta coarctatie

COA is een afwijking van het proximaal (verder naar het hoofd toe) gedeelte van de dalende

aorta. Net voorbij de aortaboog kent deze een vernauwing, die de bloedstroom hindert (Figuur

2.3). Dit heeft als gevolg dat het bovenste vasculair systeem hypertensie ondervindt met oa.

hoofdpijn en duizeligheid als gevolg. Het distaal gedeelte van de dalende aorta krijgt te maken

met een verzwakte bloedstroom , die zorgt voor zwakke benen en onderontwikkeling van de

distale ledematen.(Zahra Keshavaz-Motamed,2011)

Figuur 2.3: COA (bron: http://my.clevelandclinic.org/heart/disorders/congenital/coarctation_of_the_aorta.aspx)

COA is een aangeboren afwijking, waarvan de ernst gekenmerkt wordt door de coarctatie

index (CI). De CI is de verhouding tussen de binnendiameter van de vernauwing en deze van

een gezonde aorta. In de meeste gevallen wordt de COA al opgemerkt juist na de geboorte

door een verschil tussen de armbloeddruk en de beenbloeddruk, als gevolg van de hypertensie

proximaal en de verzwakte bloedstroom distaal. Afhankelijk van de CI, kan dit ook pas later

ontdekt worden, wat ingrijpen soms moeilijker maakt. (Jenking & Ward,1999)


2.1.3 Behandelingen

Als er een ernstige COA waargenomen wordt bij een pasgeborene, is de eerste stap het open

houden van de ductus arteriosus. Dit is een verbinding tussen de longslagader en de

lichaamslagader die aanwezig is bij alle ongeboren kinderen. In het foetale stadium

veroorzaken de longen een te grote weerstand, aangezien ze nog niet volledig ontplooid zijn.

De hoofdfunctie van de ductus is het overbruggen van deze weerstand en een continue

bloeddoorstroming te waarborgen. Bij ongeborenen heeft de uitwisseling van en

plaats via de placenta dus zorgt de overbrugging van de longen voor geen enkel probleem. Na

de geboorte sluit de verbinding zich binnen enkele dagen. (Ductus arteriosus, 2013)

Het sluiten van de ductus wordt tegengegaan door het toedienen van prostaglandine.

Prostaglandine is een verzamelnaam voor een groep natuurlijke hormonen, die de ductus open

houden. Uit deze hormonen werd een geneesmiddel ontwikkeld met dezelfde naam.

Bij COA is de functie van de ductus gelijkaardig. Een slechte bloeddoorstroming bij

pasgeborenen kan leiden tot hartfalen en overlijden. De ductus zal de weerstand door de COA

opvangen. Nadat de situatie gestabiliseerd is, moet de afwijking worden behandeld.

(Coarctatio aortae, 2013)

Er bestaan zowel chirurgische als minder ingrijpende technieken om COA te behandelen

(Zahra Keshavaz-Motamed,2011):

end-to-end anastomose

Bij deze chirurgische ingreep wordt het vernauwde deel verwijderd, waarna de twee ontstane

delen weer aan elkaar worden gehecht.

pleister aortoplastiek

Deze methode wordt meer gebruikt bij langere COA-gebieden. Het gebied wordt

opengesneden en dan weer gedicht met een "pleister" van synthetisch materiaal. Op deze

manier verdwijnt de vernauwing.

linkerarmslagader flap aortoplastiek

Deze techniek is gelijkaardig aan de voorgaande, maar er wordt menselijk weefsel gebruikt.

Dit weefsel wordt verkregen door een deel van de linkerarmslagader (aftakking van de

aortaboog) te gebruiken als pleister. De opoffering van deze arterie is wel een groot nadeel.


ballon angioplastiek

Bij ballon angioplastiek wordt een katheter met een ballon op de tip ingebracht in de aorta.

Door het vullen van de ballon met een fysiologische zoutoplossing verwijdt het te behandelen

gebied. Daarna wordt de ballon weer verwijderd en is de vernauwing verdwenen. De ballon

meermaals vullen kan soms tot betere resultaten leiden.

stent

Zoals bij de ballon angioplastiek wordt er ook een ballon ingebracht, maar deze wordt omhuld

door een stent. Deze stent blijft zitten na het verwijderen van de ballon en zorgt ervoor dat de

verwijding behouden blijft.

Het grote nadeel bij al deze technieken is het ontstaan van een zone ter hoogte van de ingreep

die zich stijver gedraagt. Het littekenweefsel bij chirurgische ingrepen is stijver dan arterieel

weefsel. Bij het plaatsen van een stent spreekt het voor zich dat deze een stijvere zone creëert.

2.1.4 Postoperatieve consequenties

Het kan voorkomen dat er na de ingreep een overblijvende vernauwing bestaat. Deze

resterende COA samen met de verminderde elasticiteit zijn een bron voor reflectiegolven. Dit

zijn golven die ontstaan, wanneer de bloedstroom een hindernis tegenkomt, zoals in dit geval

een overgang van elastisch naar stijf (stijf naar elastisch) of een vernauwing. Deze golven

zorgen voor een drukopbouw proximaal van de COA-zone, waardoor het hart zwaarder belast

wordt afhankelijk van de CI. Enkele studies (Taelman et al.,2012) (Coogan et al.,2011)

hebben aangetoond dat de aanwezigheid van enkel een stijvere zone niet veel gevolgen zal

hebben voor de belasting van het hart. Er ontstaan namelijk twee reflectiegolven(elastisch =>

stijf => elastisch), waarvan de amplitudes tegengesteld zijn en elkaar dus opheffen (Figuur

2.4). De aorta zal uiteraard wel hinder ondervinden bij het uitvoeren van zijn bufferfunctie,

aangezien er minder gebufferd kan worden door de lokale verminderde elasticiteit. Als er een

vernauwing overblijft, zorgen deze reflectiegolven natuurlijk wel voor een zwaardere

belasting.

Figuur 2.4: Links, reflectiegolf elastisch->stijf – Midden, reflectiegolf stijf->elastisch – Rechts, Superpositie beide golven

(bron: Taelman et al.,2012)


2.2 Gebruikte prototyping technieken

Er bestaan verschillende technieken voor het maken van holle modellen. Hieronder worden

enkele van deze technieken besproken. Eén van deze zal uiteindelijk gekozen worden voor het

vervaardigen van het elastisch in vitro model.

2.2.1 Matrijs en gieten

Bij deze methode wordt vertrokken vanaf het lumen van het model. Voor dit lumen wordt een

matrijs ontworpen die wordt gevuld met was (Figuur 2.5 Links). Er wordt een tweede matrijs

ontworpen met de buitenafmetingen van het model. Het lumen van was wordt gecentreerd in

de tweede matrijs, waardoor een opening ontstaat tussen beide, die correspondeert met de

wanddikte van het finale model (Figuur 2.5 Rechts). In deze opening wordt de vloeibare

kunststof gegoten. De matrijzen kunnen uit aluminium of staal bestaan, maar er werden ook al

matrijzen ontwikkeld uit kunststof, zoals ABS. (Gregory et al.,2009)

Figuur 2.5: Links, Matrijs lumen – Rechts, Matrijs lumen en buitenzijde uit ABS (bron: McGloughlin et al., 2010)

Nadat het vloeibare materiaal is gegoten, wordt het geheel licht opgewarmd. Zo kan het

model uitharden, waarna het verwijderd wordt uit de matrijs. Om de was, aanwezig binnenin,

te verwijderen wordt het model opgewarmd tot 100°C, zodat de was vloeibaar wordt.

Deze techniek kent wel enkele nadelen. De kost voor het maken van één product is hoog,

aangezien er twee matrijzen moeten ontworpen worden. Hoe gecompliceerder de vorm van

het model, hoe moeilijker het maken van de matrijs. Een alternatief is het 3D-printen van de

matrijzen in kunststof. Daarnaast is ook de nauwkeurigheid van het model niet zeker,

aangezien een kleine fout bij het centreren kan zorgen voor een variërende wanddikte.

Ondanks de nadelen heeft deze techniek zijn nut al bewezen in vroegere onderzoeken.

(McGloughlin et al., 2010)


2.2.2 HeartPrintFlex (Materialise)

De geometrisch nauwkeurigste techniek is het HeartPrintFlex 3D-print proces, ontwikkeld

door Materialise (Leuven,België). Dit bedrijf is gespecialiseerd in rapid prototyping en 3D-

printing. Hun techniek bestaat uit twee verschillende stappen: een 3D-model creëren a.d.h.v.

CT-scans en dit model maken d.m.v. een specifieke printtechniek.

Voor het ontwerpen van het 3D-model heeft Materialise de software Mimics ontwikkeld, die

het mogelijk maakt om uit simpele CT-scans een 3D-structuur op te bouwen. Deze structuren

kunnen nog aangepast worden naar de wensen van de klant, zoals verbindingsmogelijkheden

en wanddikte. Eenmaal het model volledig ontworpen is, kan het geprint worden.

Materialise streeft naar een waarheidsgetrouw model. Dit wil zeggen dat de mechanische

eigenschappen van het model (elasticiteitsmodulus, distensibiliteit, ...) zo goed mogelijk

overeenkomen met deze van het cardiovasculair systeem. Zo kan de bufferfunctie ook

gesimuleerd worden en kan een accuraat model bekomen worden. Daarvoor werd het

HeartPrint flex 3D-print proces uitgewerkt. (Baeck et al.,2012) De techniek en het materiaal,

gebruikt in dit proces, zorgen voor een goed resultaat (zie 2.3).

Materialise gebruikt verschillende rapid prototyping technieken. De techniek die ze hiervoor

gebruiken bestaat uit de PolyJet technology (Figuur 2.6). Het product wordt laag per laag

geprint. Een printkop, beweegbaar in X- en Y-richting print fotopolymeer materialen in lagen

van 16m dik. Als een laag klaar is, wordt het materiaal uitgehard door UV-licht en zakt de

bouwplaat om aan een nieuwe laag te beginnen. Dit principe wordt herhaald tot het volledige

product geprint is. Om gaten en gleuven te verwezenlijken moeten deze opgevuld worden met

ondersteunmateriaal. Dit materiaal wordt zodanig gekozen, dat het gemakkelijk te

verwijderen is achteraf.

Figuur 2.6: Objet PolyJet Proces (bron: Cardon, 2013)


Een groot voordeel van deze techniek is de mogelijkheid om met twee materialen tegelijk te

printen. Zo kunnen door gebruik te maken van een mengeling van twee materialen de

eigenschappen variëren over het gehele model bij eenzelfde wanddikte. Daarnaast zijn de

verscheidenheid aan materialen en de hoge nauwkeurigheid ook grote voordelen.

(Cardon, 2013)

2.2.3 Dip en Drip methode

Een derde methode is het uitstrijken van kunststofmateriaal over een 3D-model/mal, het

lumen, dat zowel uit aluminium als een andere kunststof kan bestaan. Het materiaal wordt

laag voor laag aangebracht en na uitharding wordt dan een hol model bekomen. (Tanné et al.,

2009) Het grote nadeel is de onnauwkeurige wanddikte. Het gelijk verspreiden hangt

grotendeels af van de viscositeit van de gebruikte silicone en de manier waarop de mal

gepositioneerd wordt bij het uitharden. Vaak wordt de mal opgehangen in een toestel dat zorgt

voor een continue beweging rond bepaalde assen, zodat de silicone gelijkmatig wordt

gespreid. Ook al is de spreiding goed, blijft het toch zeer moeilijk om de exacte wanddikte te

bepalen.

Figuur 2.7: Links, Aluminium lumen – Rechts, Silicone model (bron: Tanné et al.,2009)

2.3 Materialen

2.3.1 Silicone

Een veel gebruikt materiaal in het ontwikkelen van modellen is silicone. Silicone is een

elastisch materiaal, dat kan gebruikt worden voor het imiteren van cardiovasculair weefsel.

Het wordt voornamelijk gebruikt als kunststofmateriaal voor de techniek met een matrijs en

voor de dip en drip methode. Het is een goede benadering, maar de specifieke eigenschappen

zijn niet voldoende gekend om het als een ideaal materiaal te beschouwen. Dit is vooral te

wijten aan het feit dat de wanddikte niet nauwkeurig genoeg kan bepaald worden bij het

gebruik van bovenvermelde technieken.(McGloughlin et al., 2009)


2.3.2 HeartPrintFlex versus TangoPlus FullCure 930

In het HeartPrintFlex proces gebruikt Materialise een flexibel materiaal, waarvan de

karakteristieken niet vrijgegeven worden. Dit materiaal, geprint volgens het polyjet principe,

levert een zeer goed eindresultaat, vergelijkbaar met de karakteristieken van een echte

aortawand. TangoPlus FullCure 930 (Bijlage I), ontwikkeld door Stratasys(Objet), is een

kunststofmateriaal dat ook verwerkt kan worden door een polyjet printer.

Aangezien de bovenstaande materialen een eindresultaat leveren met gelijkaardige

eigenschappen, werden ze door Materialise met elkaar vergeleken. Hiervoor werden beide

onderworpen aan vier testen: uniaxiale trekproef, scheurtest, hardheidtest en elasticiteittest.

De distensibiliteit (D) is een zeer belangrijke eigenschap. Het geeft weer in welke mate een

gesloten volume uitzet onder invloed van een drukverhoging, uitgedrukt in .

Praktisch wordt dit berekend aan de hand van de onderstaande formule.

De D van beide materialen worden op dezelfde manier verkregen. Als samples worden

buisvormige structuren gebruikt met een lengte van 50mm en een wanddikte variërend tussen

0,6mm en 1,5mm. Bij het testen van TangoPlus FullCure wordt de binnendiameter constant

gehouden op 15,5mm, maar voor HeartPrintFlex is deze waarde niet gekend. De samples

worden afgesloten, waarbij het startvolume gekend is. Systematisch wordt er vloeistof

toegevoegd, waardoor het volume vergroot t.o.v. het startvolume en er een druk opgebouwd

wordt. Tijdens deze volumeveranderingen wordt de inwendige druk continu opgemeten. Uit

deze gegevens wordt de D afgeleid voor de verschillende samples. (Baeck et

al.,2012),(Biglino et al. , 2013)

De grafieken op de volgende pagina (Figuur 2.8) tonen D in functie van de wanddikte. In

Figuur 2.9 worden klinische waarden teruggevonden voor de D. Er kan opgemerkt worden dat

een ideale D bekomen wordt door een juiste wanddikte te kiezen. Dit maakt het mogelijk om

zeer realistische modellen te maken die zich op mechanisch gebied gedragen als een

werkelijke aorta.


Figuur 2.8: Links, D HeartprintFlex – Rechts, D TangoPlus (bron: Baeck et al.,2012 - Biglino et al.,2013)

Figuur 2.9: Klinische gegevens D (bron: Baeck et al.,2012)

2.4 Onderzoeksmethodiek

2.4.1 Golfintensiteit (Parker, 2009)

Bij de experimenten wordt niet enkel het drukverschil gemeten over de zone hersteld van

COA, maar wordt de golf ook opgesplitst in zijn voorwaartse en achterwaartse component. In

plaats van een golf te ontbinden in fourier componenten, wordt in de thesis gebruik gemaakt

van de golfintensiteittheorie. Deze theorie ligt aan de basis van de opsplitsing en wordt dan

ook uitvoerig beschreven.

Om te beginnen wordt een golf gedefinieerd. In vele studies worden golven voorgesteld als

een sommatie van sinussen, die bekomen worden uit een fourier transformatie. De golf wordt

dus bekeken in het frequentiedomein, wat niet voor alle toepassingen even praktisch is.

Een andere manier om een golf voor te stellen, is deze volgens de golfintensiteit analyse. De

golf bestaat uit een opeenvolging in de tijd van verschillende golffronten. De eigenschappen,

zoals druk en snelheid, worden bepaald over een zekere sampleperiode. Hier wordt de golf

dus in het tijdsdomein benaderd en niet in het frequentiedomein. Het verschil tussen deze

beide is te zien in Figuur 2.10 .


Figuur 2.10: Fourier vs. Golffronten (bron: Parker,2009)

Aan de basis van de golfintensiteit analyse liggen de behoudswetten van massa en impuls.

Vertrekkende van deze wetten in combinatie met de Riemann variabelen, worden

vergelijkingen bekomen voor de snelheid U van de vloeistof (bloed) en de druk P in een

uniform bloedvat met een bepaald lengte:

c is de snelheid van de drukgolf en wordt hier constant verondersteld. In werkelijkheid is de

snelheid afhankelijk van de plaats in het bloedvat, aangezien D een belangrijke rol speelt. Er

geldt namelijk:

Over het algemeen worden de Riemann variabelen bepaald door de randvoorwaarden aan de

inlaat en uitlaat van het bloedvat.

Uit deze resultaten wordt besloten dat de golf zich zal verplaatsen in voorwaartse richting met

een snelheid U+c en in de achterwaartse richting met een snelheid U-c, indien er zich een

verstoring voordoet in het bloedvat. Bijvoorbeeld een overgang naar een stijvere zone.

Als de drukken en de snelheden op eenzelfde plaats worden opgemeten gedurende een

bepaald tijdsinterval dt worden de volgende formules bekomen:

c 1

D


De intensiteit van de golf wordt gedefinieerd als:

dI(t) dP(t).dU(t)

Hieruit kan worden afgeleid welke golffronten het meest vertegenwoordigd zijn in de golf.

Als dI(t) > 0, zullen er meer voorwaartse golffronten voorkomen. In het andere geval, komen

er meer achterwaartse voor.

Figuur 2.11: Verschillende gevallen (bron: Parker,2009)

U en P zijn niet onafhankelijk van elkaar. Er is een continue omzetting van de kinetische

energie, afkomstig van de snelheid van het bloed, en potentiële energie, afkomstig van de

druk. Het verband tussen deze twee parameters wordt gegeven door de waterslag

vergelijkingen (eng. water hammer):

Er moet wel rekening gehouden worden met het feit dat dI grotendeels afhangt van het

tijdsinterval. Hoe groter dit tijdsinterval, hoe groter dI zou zijn en dit is natuurlijk niet

representatief. Om dit te verhelpen wordt er een alternatieve definitie gebruikt:

dI'dP

dt

dU

dt

Aan de hand van het voorgaande kan nu de opsplitsing in een voorwaartse en achterwaartse

component gemaakt worden. Er wordt wel vanuit gegaan dat deze twee componenten additief

zijn. Dit is enkel geldig voor lineaire golven. De onderzochte golven zijn niet lineair, maar om

het eenvoudig te houden worden deze wel lineair beschouwd. Op deze manier geldt er dat,

Samen met de waterslag vergelijkingen wordt een oplosbaar stelsel bekomen, waaruit de

definities van de voorwaartse en achterwaartse parameters worden gehaald.


⇒

De volledige golf wordt bekomen door deze golffronten te sommeren:

met en de druk en snelheid op t = 0.

Aan de hand van deze formules kunnen de voorwaartse en achterwaartse componenten in

kaart gebracht worden.

2.4.2 Golfsnelheid c (Parker, 2009)

De golfsnelheid is een zeer belangrijk begrip bij het ontbinden van een golf in zijn

voorwaartse en achterwaartse component. De golfsnelheid is omgekeerd evenredig met D,

wat voor nuttige informatie kan zorgen. Het is belangrijk dat deze snelheid nauwkeurig wordt

bepaald.

Een mogelijke methode is de tijd opmeten die de golf nodig heeft om zich van de ene naar de

ander locatie te verplaatsen. Dit geeft natuurlijk maar een gemiddelde waarde en is dus niet zo

representatief.

Er bestaan nog twee andere methodes en die vertrekken van het gelijktijdig opmeten van U en

P, waaruit dan een besluit kan getrokken worden.

2.4.2.1 PU-karakteristiek

Als er enkel voorwaartse componenten aanwezig zijn, kan uit de waterslag vergelijking de

golfsnelheid gehaald worden. Deze geeft dan een lineair verband tussen dU en dP. In Figuur

2.12 geeft de richtingscoëfficiënt van het lineaire deel de waarde voor c weer. Hieruit kan

dan de snelheid worden afgeleid. Merk op dat het belangrijk is om juist op hetzelfde tijdstip P

en U op te meten, aangezien de helling daar zeer afhankelijk van is (stippellijnen in Figuur

2.12).


Figuur 2.12: PU-karakteristiek (bron: Parker,2009)

2.4.2.2 De som van de kwadraten

Wanneer het niet mogelijk is om een meting te doen met enkel voorwaartse componenten, kan

de formule voor de som van de kwadraten gebruikt worden om de lokale golfsnelheid te

berekenen. Let wel op dat de sommatie van en over één cyclus wordt berekend.


3 Simulatie van vloeistof-structuurinteractie bij (herstelde) COA

In het proefschrift “Simulatie van vloeistof-structuurinteractie bij (herstelde) aorta coarctatie”,

geschreven door Liesbeth Taelman, wordt een numeriek onderzoek (stromingsanalyse)

uitgevoerd naar COA a.d.h.v. een 3D-model van de aortaboog, benaderd door de vloeistof-

structuurinteractie (VSI). VSI beschrijft de interactie tussen een vervormbare structuur en de

omgevende vloeistof. Dit probleem wordt via specifieke software gesimuleerd, waarvan de

achterliggende technieken niet verder worden besproken.

Voor het ontwerp van het model werd vetrokken van het lumen. Dit geometrisch model werd

bekomen aan de hand van de Mimics Innovation Suite (Materialise, Leuven), bestaande uit

het programma Mimics en 3-matic. Mimics maakt het mogelijk om uit CT-scans een 3D-

model te halen via semi-automatische segmentatie. Achteraf kunnen nog aanpassingen gedaan

worden in 3-matic.

Figuur 3.1: HeartPrintFlex proces (bron: http://biomedical.materialise.com/heartprint-catalog)

Voor het lumen werden de gegevens gebruikt van de aortaboog van een 39-jarige mannelijke

vrijwilliger. Nadien werd een specifieke wanddikte, die varieert over het gehele model,

toegekend in het programma Gambit.Op die manier werd een model bekomen van een

gezonde aorta. Om een COA model te verkrijgen, werd een deel uit het oorspronkelijk model

weggeknipt en vervangen door de vernauwing.

In deze studie worden verschillende gevallen van twee ingrepen bekeken, het inbrengen van

een stent en end-to-end anastomose. De drie parameters, die het geval specificeren zijn de

elasticiteitsmodulus (E), de lengte van de afwijking en de CI. Dit wordt duidelijk

weergegeven in Figuur 3.2.


Figuur 3.2: Parameters verschillende gevallen (bron: Taelman, 2014)

Het stroming- en drukverloop worden bestudeerd onder bepaalde randvoorwaarden (Figuur

3.3). Zo worden de patiëntspecifieke debieten aan de inlaat en aan de aftakkingen gemeten uit

fasecontrast MRI-beelden en vastgelegd. De randvoorwaarden aan de dalende aorta worden

voorgesteld door een drie elementen windketel model, een elektrische analoog voor de

systeem circulatie. Dit model bestaat uit een parallelschakeling van R (de totale perifere

weerstand) en C (de compliantie van het arteriële systeem) in serie met de karakteristieke

impedantie van de aorta, waarin alle parameters aanwezig zijn die een invloed uitoefenen op

de bloedstroming. (Segers, 1997) Met onderstaande formules worden deze waarden bepaald.

met

De parameters in deze formules werden ook bekomen uit de MRI-data. Als vloeistof wordt

gekozen voor een Newtoniaanse vloeistof met een dichtheid van 1050kg/m³ en een viscositeit

van 3mPa.s.


Figuur 3.3: Randvoorwaarden (bron: Taelman,2014)

Als het model en de randvoorwaarden bepaald zijn, worden de drukken en de stroming

bestudeerd bij de opgegeven debieten. Aan de hand van deze waarden kan het druk- en het

snelheidsverloop bij elk geval in kaart gebracht worden, zodat er besluiten kunnen getrokken

worden over het effect op het hemodynamisch gedrag in de aorta.


4 Ontwerp in vitro model

Zoals aangegeven in de inleiding worden twee modellen met elkaar vergeleken. Er wordt

gekozen voor een gezonde aorta en een specifiek geval van de herstelde aorta, meer bepaald

een combinatie van een stijvere zone en een vernauwing met CI = 0,5, dit over een lengte van

25mm. Dit is een “worst case scenario” en zal dus de gevolgen duidelijk weergeven van een

medische ingreep.

Zoals uit de literatuurstudie is gebleken, zou het HeartPrintFlex proces het meest nauwkeurige

en realistische eindresultaat moeten leveren. Het eerste model wordt geprint bij Materialise.

Er worden ook twee modellen gemaakt uit silicone via de dip en drip methode. De

ontwikkeling van de modellen wordt in dit hoofdstuk in detail beschreven.

Om het model gemakkelijk te kunnen verbinden met de testopstelling, wordt het opgehangen

in een bak uit polyvinylchloride (PVC). In deze bak wordt het model ondergedompeld in

water, zodat het ondersteund wordt. Het water is ook noodzakelijk om metingen uit te voeren

met doppler echocardiografie, wat verduidelijkt wordt in deel 5.2.

4.1 HeartPrintFlex model

Voor dit model wordt vertrokken van een 3D stl.-bestand van het aortalumen, ontworpen

door Liesbeth Taelman zoals vermeld in hoofdstuk 3. Vervolgens wordt het geprint met een

Connex printer (Objet). Er wordt een 3D-ontwerp gemaakt van zowel een gezonde aorta, als

één hersteld van COA. Uiteindelijk wordt enkel deze laatste geprint in het materiaal eigen aan

het HeartPrintFlex proces. Voor de stijve zone daarentegen wordt gebruik gemaakt van Vero

Clear (Bijlage I), een stijf materiaal ontwikkeld door Stratasys (Objet).

In samenspraak met Materialise wordt er gekozen voor een wanddikte van 2mm voor het

functionele deel van het model. De grafiek in Figuur 2.8 indachtig, kan er opgemerkt worden

dat met een wanddikte van 2mm niet de gewenste D bekomen wordt en gaat het grote

voordeel van dit materiaal verloren. De reden voor deze keuze is de scheurgevoeligheid van

het HeartPrintFlex materiaal. Een te dunne wanddikte zou leiden tot onmiddellijk scheuren

van het model. Vandaar wordt met 2mm een compromis gezocht tussen de elasticiteit en de

scheurvastheid. De uiteinden van het model dienen als connectie met de ophangbak en

worden verstevigd door een wanddikte van 3mm te kiezen.


Een overzicht van de wanddiktes en het gebruikte materiaal is terug te vinden in Figuur 4.1.

Figuur 4.1: Wanddiktes en materialen

4.1.1 Computer model

4.1.1.1 Lumen

Het lumen van de aorta werd in het verleden al ontworpen en dient als vertrekpunt voor de

creatie van de aortawand. Voor het lumen werden de gegevens gebruikt van de aortaboog van

een 39-jarige mannelijke vrijwilliger. Dit leidt uiteindelijk tot het model te zien in Figuur 4.2.

Eenzelfde model wordt bekomen in het geval van herstelde COA.

Figuur 4.2: Oorspronkelijk model


4.1.1.2 Verlenging aftakkingen

Om de metingen ter hoogte van de coarctatie zo weinig mogelijk te beïnvloeden moeten de

factoren, die kunnen zorgen voor afwijkingen, beperkt worden. Het is beter om de

aftakkingen langer te maken, zodat ze geen rechtstreekse invloed hebben op de stroming in de

aortaboog. Dit kan op een eenvoudige manier opgelost worden door simpele holle cilinders te

creëren en te verbinden met het lumen. De cilinders worden aangemaakt in het programma

Magics (Materialise, Leuven).

Hieronder de stappen voor de aanpassing van het lumen:

aanmaken van de cylinders

Voor elke aftakking wordt een nieuwe cilinder aangemaakt met een specifieke straal. De

cilinders met lengte 25mm worden in twee delen (10mm – 15mm) gesplitst, aangezien deze

achteraf een verschillende wanddikte krijgen. Dit wordt duidelijk in paragraaf 4.1.1.3.

Bloedvat Straal (mm)

linker halsslagader 3,1

linker ondersleutelbeenslagader 6

truncus brachiocephalicus 5,4

dalende aorta 9,9

stijgende aorta 15,3

Tabel 4.1: Straal aftakkingen, inlaat en uitlaat

importeren van de cilinders

De cilinders worden geïmporteerd in 3-matic samen met het oorspronkelijk lumen. Ze worden

in het verlengde geplaatst van de vertakkingen d.m.v. de functie "arc to arc align". Twee

contouren worden geselecteerd en deze worden evenwijdig tegenover elkaar geplaatst.

Figuur 4.3: Links, Herstelde COA – Rechts, Gezond


verbinden van de cilinders

De driehoeken, die de zijvlakken bepalen, worden geselecteerd en verwijderd. Dit wordt

gedaan voor zowel het oorspronkelijke model als voor de cilinders, waardoor er twee

contouren ontstaan. A.d.h.v. de twee contouren, in dit geval cirkels, wordt een verbinding

gemaakt tussen de cilinders en het lumen d.m.v. de functie “fix hole”.

Figuur 4.4: Connectie

De tweede helft van de cilinders wordt nog niet verbonden.

4.1.1.3 Toekennen wanddiktes

D.m.v. de "offset" functie kan een uniforme wanddikte van 2mm toegekend worden aan het

model.

Figuur 4.5: Offset

De overblijvende cilinders krijgen op dezelfde wijze een wanddikte van 3mm en worden met

de rest van het model verbonden op dezelfde wijze als hierboven beschreven. Het enige

verschil is dat nu zowel de binnenzijde als buitenzijde verbonden moeten worden.


Figuur 4.6: Connectie

4.1.1.4 Stijvere zone

Het model met de coarctatie kent een stijver gebied ter hoogte van de overblijvende

vernauwing. Aangezien op deze plaats ander materiaal gebruikt wordt, moet deze zone

duidelijk weergegeven worden in het model. Het model wordt opgedeeld in drie stukken via

de “cut & punch” -operatie in het programma Magics. Op deze manier kan achteraf aan de

printer duidelijk gemaakt worden welke zone in een ander materiaal moet geprint worden.

Figuur 4.7: Stijvere zone

4.1.2 Fysisch model

Zoals beschreven in de literatuurstudie, wordt het model geproduceerd a.d.h.v. het polyjet 3D-

print mechanisme. Het ontworpen stl.-bestand wordt laag voor laag geprint en uitgehard,

totdat het uiteindelijke model bekomen wordt (Figuur 4.8).

Figuur 4.8: HeartPrintFlex model


4.2 Silicone model

Ondanks het kiezen voor een dikkere wanddikte bij het voorgaande model, blijkt het materiaal

toch snel te scheuren. Om een functioneel en scheurvast model te bekomen wordt de dip en

drip techniek toegepast met een twee componenten silicone, die beter bestand is tegen kleine

drukken. Deze techniek is weliswaar minder nauwkeurig wegens de variabele wanddikte,

maar het eindresultaat is zeker bruikbaar voor de geplande experimenten. Ook hier worden de

twee modellen gemaakt, waarvan diegene hersteld van COA dezelfde afwijking heeft als

voorheen beschreven.

4.2.1 Werkwijze

4.2.1.1 Gezonde aorta

De silicone bestaat uit twee componenten, die na het mengen uitharden. De massaverhouding

van de twee componenten is 50/50 en hieraan wordt nog 5% verdunner toegevoegd. De

verdunner verhindert een te trage vloei, die zou kunnen zorgen dat er lokaal dikkere zones

ontstaan. Vooraleer het mengsel te gebruiken wordt deze in een vacuümkamer geplaatst,

zodat het model niet verzwakt door inwendige luchtbellen. Een bestaande mal uit

polyvinylchloride (PVC) vormt hier het lumen, dat overgoten wordt met de silicone. Deze

wordt nagenoeg verticaal gepositioneerd, zodat wanneer de viskeuze silicone naar beneden

loopt zoveel mogelijk van de oppervlakte bedekt wordt en er geen druppels ontstaan als

gevolg van de zwaartekracht (Figuur 4.9).

Figuur 4.9: mal gezonde aorta


Eenmaal de silicone uitgehard is (24u), kan een nieuwe laag gegoten worden. Dit proces

wordt viermaal herhaald met de mal telkens in een andere positie, zodanig dat de silicone

zich overal evenveel verspreidt. Uiteindelijk wordt het model van de gezonde aorta bekomen

met een wanddikte van ongeveer 1,6mm, weliswaar zonder aftakkingen. De cilinders voor de

aftakkingen worden volgens hetzelfde procedé gemaakt en achteraf verbonden met de

aortaboog (Figuur 4.10 links en midden). De inwendige diameters van de vertakkingen

worden meegegeven in Tabel 4.2. De connectie tussen beide wordt gerealiseerd met de twee

componenten silicone. Het uiteindelijke resultaat is een flexibel model, bestand tegen lage

drukken (Figuur 4.10 rechts)

Figuur 4.10: Links en midden, Aftakkingen – Rechts, Silicone model gezonde aorta

Bloedvat Straal(mm)

linker halsslagader 3

linker ondersleutelbeenslagader 6

truncus brachiocephalicus 5

Tabel 4.2: Inwendige straal bloedvaten

4.2.1.2 Herstelde aorta

Het model met de afwijking wordt op juist dezelfde wijze bekomen met het enige verschil dat

de mal een extra stuk bevat, dat de COA voorstelt met een CI=0,5 (Figuur 4.11). Dit stuk werd

ontworpen in het CAD programma NX (Siemens) en geëxporteerd als een stl.-bestand, zodat

het kon geprint worden. Het stuk is opgebouwd uit VeroWhite (Bijlage I), een stijf materiaal

voor functioneel gebruik, en geprint op een Objet Eden 350V polyjet printer door de vakgroep

Mechatronica aan de Hogeschool Gent.


Figuur 4.11: Mal herstelde COA

Naast de vernauwing moet het model zich op die plaats ook stijver gedragen. Dit wordt

verwezenlijkt door een cilinder uit PVC met een diameter van 15,5mm en een lengte van

15mm in twee te zagen (Figuur 4.12). De twee helften worden rond de vernauwing geklemd

met behulp van tape (Figuur 4.13 links). Zo wordt een rigide zone gecreëerd, waar het model

niet kan uitzetten. Om zeker te voorkomen dat de halve cilinders uit elkaar zouden geduwd

worden, wordt nog een zelfspannende knoop gelegd (Figuur 4.13 rechts).

Figuur 4.12: Halve cilinders

Figuur 4.13: Links, Rigide zone – Rechts, Rigide zone met knoop


4.2.2 Opmerking

Een belangrijke opmerking is het mogelijke verschil tussen de twee modellen. De wanddikte

is immers zeer moeilijk exact te bepalen, aangezien alles afhangt van de snelheid en de

manier waarop de silicone uithardt. Zo kan de wanddikte op een bepaalde plaats verschillen

tussen de twee modellen met een verschil in mechanische eigenschappen als gevolg. Of er

een verschil bestaat in mechanische eigenschappen wordt besproken in hoofdstuk 7.

4.3 Ophangbak

Zoals beschreven in de inleiding van dit hoofdstuk, wordt het model ondergebracht in een bak

uit PVC (Figuur 4.14). De uiteindes van het model worden aangesloten op rigide buisjes, die

op hun beurt met andere elementen van de testopstelling kunnen verbonden worden. Zo wordt

het aansluiten van het model eenvoudiger.

De wanden van de bak zijn aan elkaar gelijmd met PVC-lijm (Tangit All Pressure) en nog

extra verstevigd d.m.v. vijzen. In de wanden worden gaten geboord, waarin de

connectiebuisjes onder een bepaalde hoek worden vastgelijmd met dezelfde PVC-lijm. De

buisjes worden zodanig georiënteerd, dat de uiteindes van het model er makkelijk over

kunnen glijden en er voldoende contact is tussen buisje en uiteinde. Om het model volledig

afgesloten te krijgen, worden de uiteindes met koorden rond de rigide buisjes gespannen.

Figuur 4.14: Ophangbak


5 Materiaal en methode

5.1 Testopstelling

De testopstelling is een gesloten circuit, bestaande uit een pulserende pomp (Harvard

Apparatus), een windketel, het model in de ophangbak, een overloopvat voor elke aftakking

en een groot collectorvat. De verschillende elementen worden hieronder beschreven.

Figuur 5.1: Testopstelling

Figuur 5.2: Schematische voorstelling testopstelling


5.1.1 Pulserende pomp

Een pulserende pomp is een goede nabootsing van de pompbeweging van het hart. De pomp,

gebruikt in deze opstelling, is een zuigerpomp van het merk Harvard Apparatus. Op de pomp

kunnen drie variabelen ingesteld worden: het slagvolume, het pompritme en de

systole/diastole verhouding. De laatste twee worden bij alle experimenten constant gehouden.

Het pompritme wordt ingesteld op 60 slagen per minuut (bpm), vergelijkbaar met een

normaal hartritme. De systole/diastole verhouding is 30/70, wat wil zeggen dat de pomp

gedurende 30% van de tijd vloeistof zal injecteren en voor de rest zal ontspannen,

vergelijkbaar met de tijdsduur van samentrekken en ontspannen van het hart.

De pomp geeft een elektrische puls bij het begin van elke slag, die kan doorgegeven worden

aan andere apparaten via een BNC-connectie. Klinisch komt dit overeen met de

samentrekking van de hartspier door elektrische activiteit als gevolg van een ladingstransport

doorheen de celmembranen. In de geneeskunde wordt deze elektrische activiteit opgemeten

met een elektrocardiograaf en weergegeven op een elektrocardiogram (ECG). In het vervolg

van de thesis zal dit elektrisch signaal aangeduid worden als het ECG-signaal.

Figuur 5.3: Harvard Apparatus pulserende pomp

5.1.2 Windketel

De aorta vervult een bufferfunctie, het Windketeleffect genaamd. Nog eens kort samengevat,

wil dit zeggen dat er energie wordt opgeslagen in de aortawand tijdens contractie, die gebruikt

wordt voor een continue bloedstroom te onderhouden bij relaxatie van het hart.

De windketel is een afgesloten vat met een in- en uitgang. Bovenop bevindt zich een ventiel,

waarmee de hoeveelheid lucht in de windketel kan bepaald worden. Lucht is samendrukbaar

en dempt de drukpulsen van de pomp. Hierdoor wordt de bufferfunctie gerealiseerd en wordt

er ook voorkomen dat de drukken in het model te hoog oplopen. De pomp voorziet de

windketel van vloeistof, die wordt afgevoerd naar het in vitro model.


Figuur 5.4: Windketel

5.1.3 Overloop en collectorvat

Nadat de vloeistof het model heeft verlaten langs de dalende aorta en de drie aftakkingen,

wordt ze opgevangen in overloopvaten. Dit om te voorkomen dat er lucht wordt

binnengetrokken in het gesloten circuit. Deze overloopvaten komen allemaal samen in een

groot collectorvat, waaruit de vloeistof weer wordt opgepompt voor een nieuwe cyclus.

Figuur 5.5: Links, Overloopvat dalende aorta – Midden, Overloopvaten aftakkingen – Rechts, Collectorvat

5.1.4 Klemmen

Het cardiovasculair systeem bestaat niet enkel uit grote slagaders zoals de aorta, maar uit

verschillende vertakkingen die overgaan in fijne capillairen (minuscule aders) voor een goede

zuurstofuitwisseling tussen bloed en organen. Het hele systeem heeft dus een zekere

weerstand. In de testopstelling wordt deze weerstand gerealiseerd door de stroomopening van

de aftakkingen en dalende aorta te vernauwen met klemmen (Figuur 5.6). Hoe groot de

vernauwingen moeten zijn, is moeilijk exact te bepalen. Daarom is het belangrijk deze

constant te houden bij de verschillende metingen, zodat de randvoorwaarden gelijk blijven.


Figuur 5.6: Klem

5.2 Meetapparatuur

Tijdens de experimenten worden drukken opgemeten met druksensoren en snelheden bepaald

met doppler echocardiografie.

5.2.1 Druksensoren

Twee druksensoren (SPC-350S, Millar , Houston, Texas, USA) bepalen de druk distaal en

proximaal van de COA-zone (Figuur 5.7 links). De druk wordt opgemeten met een

bemonsteringsfrequentie van 1000Hz en verwerkt door een computer A/D kaart (National

Instruments, Texas, USA). In een meetprogramma in LabView (National Instruments, Texas,

USA) worden de drukprofielen en het ECG-signaal weergegeven (Figuur 5.7 rechts) en is het

mogelijk om deze op te slaan gedurende een vooropgesteld tijdsinterval.

Figuur 5.7: Links, Opgemeten signalen – Rechts, Plaatsing drukprobes


Het werkingsmechanisme van de druksensoren is gebaseerd op het principe van rekstrookjes.

Bij het uitrekken van deze strookjes verhoogt de inwendige weerstand door het langer en

dunner worden van de aanwezige elektrische geleider (Rekstrookje, 2014). Deze

weerstandsverandering wordt opgemeten en omgezet naar een spanningssignaal (mV). Elke

druk komt overeen met een bepaald voltage, weergegeven in LabView.

Om onmiddellijk de druk in mmHg te kunnen aflezen, moeten de sensoren eerst gekalibreerd

worden. De druksensoren worden ingebracht onderaan een vloeistofkolom, waarop

drukmarkeringen zijn aangebracht (Figuur 5.8). Er wordt stelselmatig water toegevoegd

d.m.v. een spuit tot het niveau in de kolom een markering bereikt. Bij elke markering wordt

de spanning opgemeten gedurende 5s, waarna de gemiddelde waarde wordt genomen. De

ingestelde waardes zijn achtereenvolgens 10,20,30,40,50,60,70 en 80mmHg. In de

onderstaande tabel staan de spanningen en de gegeven drukken naast elkaar.

ingestelde waarde (mmHg) press1 (V) press3 (V)

10 0,000309 -0,00027

20 0,000557 -1,6E-05

30 0,000841 0,000246

40 0,001103 0,00051

50 0,001346 0,000761

60 0,001593 0,001008

70 0,001839 0,001264

80 0,002081 0,001516

Tabel 5.1: P i.f.v. V kalibratie

Deze waarden kunnen worden uitgezet in een curve, waarvan de functie wordt bepaald. Dit

heeft als resultaat:

Grafiek 5.1: P-V curve kalibratie

y1 = 39399x - 2.614 R² = 0.9995

y3 = 39189x + 20.415 R² = 0.9999

0

20

40

60

80

100

-0,001 0 0,001 0,002 0,003

press1

press3


De bekomen versterking en offset kunnen ingegeven worden in LabView, zodat de drukken

rechtstreeks afleesbaar zijn in mmHg.

Figuur 5.8: Links, Vloeistofkolom – Midden, Markering – Rechts, Toegang sensoren

5.2.2 Doppler echocardiografie

5.2.2.1 Werking

Echocardiografie wordt in de geneeskunde aangewend om organen en zacht weefsel in beeld

te brengen. Geluidsgolven met een hoge frequentie (ultrageluid) worden in het lichaam

gestuurd door een probe. Bij een overgang van weefsel naar vocht/bloed of een overgang van

zacht naar hard weefsel worden de golven gereflecteerd en terug opgevangen door de probe.

Eenmaal omgezet in een kleine wisselspanning en verwerkt door een computer, wordt een

beeld verkregen van het onderzochte orgaan of weefsel.(Echografie, 2014) De hoogfrequente

geluidsgolven verplaatsen zich moeilijk door de lucht, waardoor vaak een gel wordt

aangebracht tussen de probe en het contactoppervlak voor de beeldvorming. Met deze

techniek kunnen de silicone modellen ook inwendig onderzocht worden. In Figuur 5.9 kan

duidelijk het lumen (zwart) van de aortawand (wit) onderscheiden worden. De twee grijze

strepen boven de onderste wand zijn de reflecties van de drukprobes, aanwezig in het model.

Figuur 5.9: Echocardiografie silicone model


Bovenop het in beeld brengen van weefsel kan ook de snelheid worden bepaald van

bewegende partikels, zoals de rode bloedcellen in bloed. De geluidsgolven weerkaatsen op

deze bewegende deeltjes met een andere frequentie, het dopplereffect genaamd.

Door de frequentieverschuiving tussen de uitgezonden en de ontvangen golf kan de snelheid

worden bepaald met de formule:

met frequentie ontvangen golf

frequentie uitgezonden golf

snelheid golf

snelheid van doorstromende bloed

Als het bloed naar de uitgezonden golf beweegt, krijgt de term in de formule een + teken.

Indien het bloed weg van de golf beweegt, krijgt de term een – teken. Dit is afhankelijk van

de positie van de probe ten opzichte van de stroomrichting.

Voor de metingen wordt de Vivid 7 Dimension (GE Healthcare) ultrasoundmachine gebruikt.

Figuur 5.10: Links, Vivid 7 Dimension- Rechts, Ultrasoundprobe


5.2.2.2 Instellingen Vivid 7 Dimension

Figuur 5.11: Ultrasoundbeeld

Om tot een goed snelheidsbeeld te komen op de ultrasoundmachine moeten enkele parameters

worden ingesteld. Om te beginnen is de positie waar de snelheid gemeten wordt zeer

belangrijk. Bovenaan Figuur 5.11 wordt de groene lijn in de richting van de stroming

gepositioneerd. De twee gele lijnen duiden het gebied aan, waar de snelheid gemeten wordt.

Dit gebied wordt zo klein mogelijk gehouden om op een specifieke locatie de snelheid

nauwkeurig te kunnen meten. Via de instelling “angle controle” (AC) kan men de gewenste

snelheidscomponent meten parallel met de stroomrichting. De hoek tussen het uitgezonden

signaal en de stroomrichting wordt aangegeven op de figuur in het midden rechts: “AC 59”.

Merk op dat deze niet loodrecht mogen staan op elkaar. Er wordt naar gestreefd om de AC

rond de 60° te houden bij alle metingen, zodat de omstandigheden identiek zijn.

De ultrasoundmachine wordt verbonden met het ECG-signaal van de pomp. De machine moet

zodanig ingesteld worden, dat het signaal zichtbaar wordt op het ultrasoundbeeld. Het groene

ECG-signaal op Figuur 5.11 is noodzakelijk om het snelheidsverloop te kunnen

synchroniseren met het drukverloop. De rode bollen stellen het punt voor waar de

hellingshoek van de curve het grootst is. Deze punten doen dienst als startpunt van de meting,

wat verder in de thesis duidelijk zal worden.


5.3 Uitgevoerde metingen

Eerst en vooral moeten de elastische eigenschappen van beide modellen gekend zijn. Indien

de elasticiteit teveel varieert, kunnen er geen juiste conclusies getrokken worden uit de

resultaten, aangezien de modellen zich totaal anders gedragen.

Eenmaal er besloten kan worden dat de modellen gelijkaardig zijn, kan het model worden

aangesloten op het gesloten circuit en kunnen de effecten van de COA worden bestudeerd.

Merk op dat de metingen en resultaten van het HeartPrintFlex model niet bruikbaar zijn,

aangezien de aorta in de beginfase al faalde. Dit wordt kort besproken in paragraaf 5.3.3.

5.3.1 Statische meting

De elastische eigenschappen worden in kaart gebracht door de oppervlakte A uit te zetten in

functie van de druk en te kijken naar de D. Voor deze meting worden de dalende aorta en de

aftakkingen volledig afgesloten. De stijgende aorta wordt verbonden met een vloeistofkolom,

waarmee de druk in het model geregeld wordt (Figuur 5.12 links). Door water toe te voegen

of te ontrekken via een kraantje, verbonden met één van de aftakkingen, stijgt of daalt het

niveau in de vloeistofkolom en daarmee ook de druk (Figuur 5.12 rechts).

Figuur 5.12: Links, Vloeistofkolom – Rechts, Toevoegen water

Figuur 5.13: Positie drukprobe (statisch)


De druk wordt bepaald 30mm distaal van de vernauwing (Figuur 5.13). De ultrasoundprobe

wordt zo gepositioneerd, dat de drukprobe zichtbaar is op het beeld. De binnendiameter van

de aorta wordt gemeten ter hoogte van de drukprobe, zoals weergegeven in Figuur 5.14 (witte

lijn). Met deze diameter word de inwendige A berekend, die als basis dient voor het bepalen

van de D.

Figuur 5.14: Binnendiameter

De meest gebruikte definitie voor de D wordt gegeven door onderstaande formule:

In paragraaf 2.3.2 wordt beschreven hoe D wordt berekend met een gesloten volume.

Aangezien het startvolume van het model zeer moeilijk te bepalen is, wordt er gewerkt met

een alternatieve definitie van D die enkel rekening houdt met A, gemeten op een willekeurige

doorsnede.

Dit geeft natuurlijk enkel een beeld over de D op die specifieke plaats, maar kan dienst doen

als vergelijking tussen beide modellen. De druk wordt stelselmatig opgevoerd van 10mmHg

tot en met 150mmHg (10,30,45,60,75,90,105,120,135,150mmHg). De diameter wordt bij

deze waarden bepaald, vertrekkende van een begindiameter van 22,2mm. Dit proces wordt

tweemaal herhaald voor beide modellen, zodat kleine meetafwijkingen kunnen geëlimineerd

worden. De bekomen gegevens worden verzameld in tabellen, die weergegeven worden in

hoofdstuk 6.

5.3.2 Dynamische meting

5.3.2.1 Voorbereiding opstelling

In normale omstandigheden varieert de arteriële druk tussen de 80 en 120mmHg bij een

systole/diastole verhouding van 35/65 en een hartritme van 60bpm. Voor de dynamische

opstelling wordt de stijgende aorta verbonden met de pulserende pomp, die wordt ingesteld op

een ritme van 60bpm en een verhouding van 30/70.


De arteriële drukken worden geregeld door de weerstand van de aftakkingen en de dalende

aorta. De klemmen voorbij de aftakkingen worden licht aangedraaid, zodat de weerstand daar

hoog is. Opdat de stroming in de dalende aorta niet teveel gehinderd zou worden, wordt de

klem daar minimaal vastgeschroefd. Op die manier kan een zeer zuiver snelheidsbeeld

bekomen worden, maar worden slechts drukken bereikt tot 50/55mmHg. Ondanks deze lage

drukken, wordt toch voor deze opstelling gekozen om nauwkeurige data te bekomen.

Als vloeistof wordt gekozen voor gedemineraliseerd water, waaraan een theelepel zetmeel

wordt toegevoegd. De zetmeelpartikels dienen als reflectieoppervlak voor de

ultrasoundgolven, noodzakelijk om de doorstromende vloeistof te kunnen waarnemen.

De ophangbak wordt gevuld met gedemineraliseerd water en de signaalstrip van de

ultrasoundprobe wordt bedekt met een gel en omgeven door een latex handschoen. Zo komen

de geluidsgolven zeker niet in contact met de lucht, wat noodzakelijk is voor de meting (zie

paragraaf 5.2.2.1).

5.3.2.2 Meting

De drukken en snelheden worden distaal en proximaal van de vernauwing opgemeten bij drie

verschillende slagvolumes: 40,50 en 60cc. Op deze manier kunnen de effecten worden

bestudeerd bij verschillende omstandigheden. Voor elk slagvolume wordt de meting driemaal

herhaald, zodat achteraf een gemiddelde kan genomen worden. De drukprobes worden 30mm

voor en 30mm voorbij de vernauwing gepositioneerd (Figuur 5.15). De ultrasoundprobe

wordt weer zodanig gepositioneerd, dat de druksensoren in beeld zichtbaar zijn.

Figuur 5.15: Positie drukprobes (dynamisch)


De drukmeting loopt gedurende een interval van 10s en er wordt een snelheidsbeeld genomen

over een tijdsduur van 6s. Om de twee verlopen ten opzichte van elkaar te synchroniseren

wordt gebruik gemaakt van het ECG-signaal. Zoals al vermeld werd, stellen de rode bollen

van de ECG-curve op het snelheidsbeeld het punt voor waar de hellingshoek het grootst is.

Onder het drukverloop is ook een ECG-signaal zichtbaar, waarvan eveneens de grootste

hellingshoek wordt bepaald. Dit zijn de twee startpunten en vanaf hier begint de

dataverwerking (Figuur 5.16).

Figuur 5.16: Links, Startpunt drukprofiel – Rechts, Startpunt snelheidsprofiel

5.3.2.3 Meting (extra)

Een drukval over de COA zone wordt verwacht. Aangezien in de eerste metingen de drukken

zeer laag liggen, is deze drukval bijna niet waar te nemen. De drukval is wel zichtbaar, maar

is te klein om relevante conclusies uit te trekken. Daarom wordt de opstelling licht aangepast

om deze drukval toch duidelijk te maken. Eerst wordt de klem voorbij de dalende aorta

steviger aangedraaid, zodat het drukprofiel naar hogere waarden verschuift. Daarna wordt de

COA-zone vernauwd door deze met een koord aan te spannen (Figuur 5.17).

Enkel de drukken bij een slagvolume van 60cc worden hier opgenomen en verwerkt op

dezelfde manier als de eerste meting.

Figuur 5.17: Extra vernauwing

Merk op dat de resultaten puur indicatief zijn, aangezien onnauwkeurig te werk is gegaan. Ze

tonen simpelweg de drukval over de COA aan, die bij hogere drukken aanwezig is.


5.3.2.4 Dataverwerking

gegevens verzamelen

De drukprofielen worden opgeslagen als een tekstbestand dat kan verwerkt worden met Excel.

De snelheidsprofielen worden zowel in jpg- als in dcm(dicom)-formaat bewaard en bewerkt

in MatLab. MatLab ziet deze afbeelding als matrices van pixels met een bepaalde RGB-

waarde. Het is mogelijk om deze RGB-waarden te vervangen door 1 of 0 (wit of zwart). Aan

de hand van een ingestelde waarde tussen 0 en 1, wordt bepaald of een pixel als 0 of 1

beschouwd wordt. Zo zal bij een waarde 0,1 de donkere grijstinten ook als 1 bestempeld

worden, terwijl bij een waarde van 0,8 enkel de heldere witte pixels een 1 krijgen. Op die

manier kan de snelheidswolk vervangen worden door een zwart wit beeld, waar de grens

tussen wolk en omgeving duidelijk afgelijnd wordt (Figuur 5.18 midden).

Figuur 5.18: Boven, Normaal beeld – Midden, Zwart-witbeeld – Onder, Snelheidsverloop

Om de effectieve waarden te kennen wordt het zwart wit beeld gescand via het programma op

de volgende pagina. Elke kolom in de matrix wordt rij per rij afgelopen. Van zodra een 1

bereikt wordt, slaat Matlab die positie op en gaat verder naar de volgend kolom. Zo kan de

bovenzijde van de wolk mooi afgebakend worden en krijgen we na het plotten van de

gegevens een mooie grafiek (Figuur 5.18 onder). De x-as van de grafiek loopt van 1 tot en

met 541 (aantal kolommen) en de y-as loopt van 1 tot en met 144 (aantal rijen). De waarde

541 komt overeen met 6s en de waarde 144 komt overeen met 30cm/s. Als dit geweten is, kan

de grafiek makkelijk omgezet worden naar een snelheid in functie van de tijd.


n = 1

while n< 542

m = 1

while fig(m,n) < 1 & m<144

m = m+1

end

y(n)= m

y1(n)= 144-m

x(n)= n

n = n+1

end

De bemonsteringsfrequentie van de drukmetingen bedraagt 1000Hz, wat wil zeggen dat de

druk elke ms opgemeten wordt. Voor de snelheid daarentegen zijn maar 541 waarden

beschikbaar voor een tijdsspanne van 6s. Dit komt overeen met een snelheidswaarde voor

elke 11 ms. Nadat de juiste drukken uit het geheel gefilterd zijn, wordt een tabel opgemaakt

voor een periode van 3s, waarvan een deel wordt weergegeven in Tabel 5.2.

tijd(s) Pprox(mmHg) Pdist(mmHg) U(cm/s) Pprox(Pa) Pdist(Pa) U(m/s)

0,000 19,157 17,758 10,062 2554,086 2367,546 0,101

0,011 19,443 17,974 10,621 2592,152 2396,292 0,106

0,022 19,838 18,282 11,180 2644,909 2437,409 0,112

Tabel 5.2: P en U i.f.v. t

De drukken worden omgezet naar Pa en de snelheden naar m/s om ze te kunnen gebruiken in

de formules van de golfintensiteit, beschreven in de literatuurstudie.

drukverschillen

De gemiddelde druk wordt berekend uit de drie metingen per slagvolume. Het drukverschil

wordt berekend door de distale druk af te trekken van de proximale. Dit wordt ook gedaan

voor het geval met de grotere vernauwing, maar enkel bij een slagvolume van 60cc. De

resultaten worden weergegeven in hoofdstuk 6.

golfintensiteittheorie

De druk- en snelheidsgolven worden ontbonden in een voorwaartse en achterwaartse golf

volgens de golfintensiteittheorie. Hiervoor worden de onderstaande formules gebruikt:

met

(bij 20 °C) en

Voor het bepalen van de lokale snelheid wordt de formule voor de som van de kwadraten

gebruikt, aangezien die hier de nauwkeurigste waarden geeft.


tijd(s) P0 U0 dP dU ρ clokaal dP+ dP- dU+ dU-

0,000 2554,086 0,101 0 0 998 11,832 0 0 0 0

0,011 38,066 0,006 52,038 -13,972 0,004 0,001

0,022 52,757 0,006 59,383 -6,626 0,005 0,001

Tabel 5.3: dP’s en dU’s i.f.v. tijd

Eenmaal de dU’s en dP’s bepaald zijn, worden deze opgeteld per tijdseenheid, zodat

uiteindelijk een golf in de tijd wordt bekomen:

en zijn de druk en de snelheid bij het begin van de meting op t=0. Dit tijdstip wordt

juist voor de systole gekozen, omdat dan gesteld kan worden dat er nog geen reflectiegolven

aanwezig zijn. De en kunnen voor en dus als nul beschouwd worden, terwijl voor

de voorwaartse componenen dit de waarden zijn juist voor de systole. Daarnaast wordt ook de

intensiteit van de golf, uitgedrukt in W/m², berekend.

Deze worden berekend met zowel een bemonsteringsperiode van 11ms als 1ms. Voor de

tweede is het noodzakelijk om het snelheidssignaal te interpoleren, aangezien er maar om de

11ms een waarde beschikbaar is. Dit wordt eenvoudig gemanipuleerd in Matlab. Daarnaast

worden zowel de druk- en snelheidsignalen als de dP’s en dU’s bij een

bemonsteringsfrequentie van 1000Hz gefilterd met een savitsky-golay filter in Matlab. Dit is

een wiskundige filter die plotse signaalwisselingen elimineert, zodat een gladder signaal

bekomen wordt.

tijd(s) P+ (Pa) P- (Pa) P (Pa) U+ (m/s) U- (m/s) U (m/s) dI+ (W/m²) dI- (W/m²) dI (W/m²)

0,000 2554,086 0 2554,086 0,101 0 0,101 0 0 0

0,011 2606,123 -13,972 2592,152 0,105 0,001 0,106 0,229 -0,017 0,21279

0,022 2665,507 -20,598 2644,909 0,110 0,002 0,112 0,299 -0,004 0,294915

Tabel 5.4: P, U en dI i.f.v. t (2)

De resultaten worden uitgemiddeld over de drie metingen bij elk slagvolume en afgebeeld op

curven in hoofdstuk 6. Op die manier worden de golven gefilterd en worden meer

nauwkeurige curven bekomen.


5.3.3 HeartPrintFlex model

Het materiaal, gebruikt in het HeartPrintFlex proces, heeft wel realistische eigenschappen,

maar is extreem scheurgevoelig. Daarom werd gekozen voor het dikker maken van de wand

om dit gebrek aan sterkte op te vangen. Bij de statische proef bleek al dat de wanddikte nog

niet voldoende was, aangezien de uiteindes bijna onmiddellijk scheurden. Dit probleem werd

opgelost door het model te herstellen met tape, maar al snel werden luchtbellen zichtbaar die

door de wand drongen. Er werd toch een poging ondernomen om het model aan te sluiten op

de pulserende pomp. Dit bleek goed te werken, totdat een grote scheur werd waargenomen en

het model niet meer bruikbaar was voor accurate metingen. Daarom werd dit model langs de

kant geschoven en overgegaan naar de modellen uit silicone.

Figuur 5.19: Defecten HeartPrintFlex model (1)

Figuur 5.20: Defecten HeartPrintFlex model (2)


6 Resultaten

In dit hoofdstuk worden de resultaten opgesomd a.d.h.v. grafieken en tabellen. De effectieve

interpretatie van de bekomen waarden wordt behandeld in het volgende hoofdstuk Analyse.

6.1 Statische meting

Om nog eens kort te herhalen, worden bij deze meting de elastische eigenschappen bekeken

door het bepalen van de D en de oppervlakteverandering ten gevolge van een drukverhoging.

De metingen die in het rood gemarkeerd zijn, worden niet meegenomen in de grafieken en het

bepalen van de gemiddelde D (groen). Dit omdat deze teveel afwijken van de andere waarden.

Merk op dat de grafieken maar weergegeven worden tot 120mmHg. Dit omdat deze druk de

maximale bloeddruk is in normale omstandigheden.

Figuur 6.1: Positie drukprobe (statisch)

6.1.1 Gezond model

6.1.1.1 Distensibiliteit

eerste meting tweede meting

P (mmHg) d (mm) A (mm²) D (1/mmHg) P (mmHg) d (mm) A (mm²) D (1/mmHg)

referentie 0 22,2 387,0756 0 22,2 387,0756

met 1 12,31234 22,1 383,5963 -0,0007301 12,07395 22,7 404,7078 0,00377278

met 2 30,55048 23 415,4756 0,00240162 28,72203 22,8 408,2814 0,0019074

met 3 45,77488 23 415,4756 0,00160286 46,34806 23,2 422,7327 0,00198755

met 4 60,5821 23,9 448,6273 0,00262482 60,29753 23,8 444,8809 0,00247669

met 5 75,41696 24,1 456,1671 0,00236679 75,02471 24,1 456,1671 0,00237916

met 6 89,45816 24,6 475,2916 0,0025476 90,47652 24,5 471,4352 0,00240881

met 7 106,2478 24,8 483,0513 0,0023337 105,628 24,8 483,0513 0,0023474

met 8 119,6732 25,4 506,7075 0,00258258 120,2535 25,2 498,7592 0,00239936

met 9 133,9768 25,8 522,7924 0,00261703 135,212 25,7 518,7476 0,00251584

met 10 149,599 26,4 547,3911 0,00276854 148,8305 26,4 547,3911 0,00278284

gemiddelde 0,00253034 0,00247287

Tabel 6.1: Resultaten statische meting (GM)


6.1.1.2 ∆A i.f.v. P

Grafiek 6.1: Vergelijking A i.f.v. P (GM)

6.1.2 Model hersteld van COA

6.1.2.1 Distensibiliteit

eerste meting tweede meting

P (mmHg) d (mm) A (mm²) D (1/mmHg) P (mmHg) d (mm) A (mm²) D (1/mmHg)

referentie 0 22,2 387,0756 0 22,2 387,0756

met 1 10,8062 21,1 349,6671 -0,0089434 12,25256 21,8 373,2526 -0,0029146

met 2 29,39506 22,2 387,0756 0 29,50837 22,3 390,5707 0,00030599

met 3 45,67209 22,8 408,2814 0,00119952 44,47098 22,3 390,5707 0,00020304

met 4 61,3077 23,3 426,3848 0,00165647 59,53381 23 415,4756 0,00123242

met 5 76,08949 23 415,4756 0,00096427 75,50189 23,4 430,0526 0,00147056

met 6 91,63242 23,6 437,4354 0,00141984 89,69499 23,8 444,8809 0,00166496

met 7 104,9002 24,5 471,4352 0,0020776 105,1206 24,3 463,7698 0,00188486

met 8 119,7912 24,5 471,4352 0,00181934 118,6662 24,8 483,0513 0,00208948

met 9 136,3246 24,7 479,1636 0,00174515 135,1814 24,9 486,9547 0,00190881

met 10 150,6605 25,7 518,7476 0,00225787 149,4463 25,4 506,7075 0,00206807

gemiddelde 0,00174368 0,00184779

Tabel 6.2: Resultaten statische meting (GM)


6.1.2.2 ∆A i.f.v. P

Grafiek 6.2: Vergelijking ∆A i.f.v. P (COA)

Grafiek 6.3: Vergelijking ∆A i.f.v. P tussen beide modellen


6.2 Dynamische meting

In 6.2.1 en 6.2.2 worden de drukvallen en maximale drukken teruggevonden samen met de

ontbinding van de golven in hun voorwaartse en achterwaartse component. Deze ontbinding

van P en U wordt per model en slagvolume weergegeven in een grafiek over een tijdsspanne

van 1,25s. Aangevuld met een bepaling van de intensiteit, bekomen uit dP en dU. Om het

verschil aan te tonen worden bij het GM zowel de ongefilterde als de gefilterde

intensiteitgrafiek weergegeven, maar bij COA wordt de ongefilterde weggelaten. Aangezien

gewerkt wordt met een CI van 0,5, zijn de snelheidsmetingen distaal van de vernauwing

minder belangrijk. Vooral de reflectie aan de ingang van de vernauwing zal een grote rol

spelen in de belasting van het hart. Daarom worden voor de golfontbinding enkel de resultaten

proximaal van de vernauwing verwerkt.

In 6.2.3 worden de twee modellen vergeleken in een samengestelde grafiek en tabel. Op die

manier kan het verschil beter aangetoond worden tussen de twee gevallen.

Dit hoofdstuk eindigt met de extra meting in 6.2.4, waarbij gemeten wordt bij hogere

drukken. Zoals alreeds vermeld zijn deze resultaten puur indicatief, aangezien deze metingen

veel minder nauwkeurig uitgevoerd werden.

Figuur 6.2: Positie drukprobes (dynamisch)

6.2.1 Gezond model

6.2.1.1 Drukvallen en maxima

Slagvolume Pproxmax (mmHg) Pdistmax (mmHg) ∆Pmax (mmHg) ∆Pgem (mmHg)

40cc 33,752 32,816 1,340 0,905

50cc 40,132 39,227 1,171 0,699

60cc 46,702 46,314 1,113 0,640

Tabel 6.3: Drukvallen en maxima (GM)


6.2.1.2 Voorwaartse en achterwaartse golf

40cc

Grafiek 6.4: Drukgolven 40cc (GM)

Grafiek 6.5: Snelheidsgolven 40cc (GM)


Grafiek 6.6: Intensiteit 40cc ongefilterd (GM)

Grafiek 6.7: Intensiteit 40cc gefilterd (GM)


50cc




60cc




6.2.2 Model hersteld van COA

6.2.2.1 Drukvallen en maxima

Slagvolume Pproxmax (mmHg) Pdistmax (mmHg) ∆Pmax (mmHg) ∆Pgem (mmHg)

40cc 38,433 35,836 3,147 1,932

50cc 46,830 43,836 3,764 2,324

60cc 54,182 51,374 3,316 1,972

Tabel 6.4: Drukvallen en maxima (COA)

6.2.2.2 Voorwaartse en achterwaartse golf

40cc

Grafiek 6.16: Drukgolven 40cc (COA)


Grafiek 6.17: Snelheidsgolven 40cc (COA)

Grafiek 6.18: Intensiteit 40cc gefilterd (COA)


50cc





60cc



6.2.3 Vergelijking COA-GM

40cc

Grafiek 6.25: Drukgolvenvergelijking 40cc

Grafiek 6.26: Snelheidgolvenvergelijking 40cc

Model P (mmHg) P+ (mmHg) P- (mmHg) U (m/s) U+ (m/s) U- (m/s)

COA 38,433 29,096 9,484 0,156 0,232 -0,098

GM 33,564 26,604 7,027 0,198 0,272 -0,097

Tabel 6.5: Maximale waarden 40cc


50cc




COA 46,730 34,581 12,347 0,176 0,307 -0,145

GM 40,116 32,157 7,974 0,223 0,302 -0,086



60cc




COA 54,113 40,129 14,425 0,209 0,347 -0,164

GM 46,642 36,690 10,463 0,249 0,368 -0,125



6.2.4 Extra meting

Slagvolume ∆Pmax (mmHg) ∆Pgem (mmHg) Pproxmax (mmHg) Pdistmax (mmHg)

40cc -2,627 -3,133 99,144 102,423

50cc -2,920 -3,410 128,645 132,565

60cc -2,505 -3,224 159,070 162,858

Tabel 6.8: Drukvallen en maxima bij overdreven omstandigheden (GM)

Slagvolume ∆Pmax (mmHg) ∆Pgem (mmHg) Pproxmax (mmHg) Pdistmax (mmHg)

40cc 47,484 28,978 111,471 67,978

50cc 63,360 42,798 136,789 78,113

60cc 81,832 51,399 187,354 112,537

Tabel 6.9: Drukvallen en maxima bij overdreven omstandigheden (COA)


7 Analyse

7.1 Voorstudie numerieke resultaten (Taelman, 2014)

7.1.1 Inleiding

In hoofdstuk 3 werd de methodiek van de numerieke studie, uitgevoerd door Liesbeth

Taelman, kort beschreven. De relevante resultaten worden hieronder besproken, zodat deze

als basis kunnen dienen voor de analyse van de experimentele studie.

7.1.2 Resultaten

In deze thesis wordt het worst case scenario onderzocht,nl. een aorta hersteld van COA met

een stijve zone en een overblijvende vernauwing met een CI=0,5. Het zijn dan ook enkel de

numerieke resultaten van dit geval die besproken zullen worden. Eerst wordt de proximale

drukverandering besproken, gevolgd door de drukval en er wordt geëindigd met het in beeld

brengen van de golven en hun componenten.

7.1.2.1 Proximale druk

In de onderstaande grafiek is duidelijk te zien dat de proximale druk stijgt met ongeveer

50mmHg t.o.v. de referentie (blauwe curve), als gevolg van de afwijking (groene curve). Het

is voornamelijk de vernauwing die hier toe bijdraagt, aangezien deze zorgt voor grote

reflectiegolven (zie verder). Dit is te zien aan het kleine verschil tussen de rode, zwarte en

groene curve, die de gevallen weergeven met een E (van de stijve zone) respectievelijk 1x, 5x

en 20x de elasticiteitsmodulus van een gezonde aorta ( ).

Grafiek 7.1: Proximaal drukverloop (bron: Taelman, 2014)


7.1.2.2 Drukval

In normale omstandigheden bedraagt de drukval tussen de stijgende en de dalende aorta

maximaal 0,8mmHg. Deze drukval ontstaat niet enkel door wrijving en de bocht van de

aortaboog, maar ook door het gradueel verkleinen van de dalende aorta, waardoor een deel

van de energie omgezet wordt in het gecontroleerd versnellen van de vloeistof. Bij een

onstabiele versnelling wordt deze energie plots omgezet, met een grote drukval als gevolg,

weergegeven in de onderstaande grafieken. Opnieuw wordt geconcludeerd dat het

hoofdzakelijk de vernauwing is die aan de oorsprong ligt van dit fenomeen (Grafiek 7.2

rechts). Door de grote vernauwing moet de vloeistof bij een constant debiet versnellen. Hoe

ernstiger de CI, hoe groter de acceleratie, hoe groter de drukval. In de linker grafiek, de

gemiddelde drukval , is te zien dat bij het naderen van de vernauwing een plotse

drukval ontstaat gevolgd door een drukherstel. Dit drukherstel is niets meer dan een

energieomzetting van kinetische energie naar druk door het vertragen van de vloeistof verder

in de dalende aorta. In de rechter grafiek wordt de maximale drukval weergegeven.

Dit is het grootste drukverschil dat kan gemeten worden tussen stijgende en dalende aorta.

Grafiek 7.2: Links, Gemiddelde drukval – Rechts, Maximale drukval (bron: Taelman,2014)

7.1.2.3 Reflecties

Bij een gezonde aorta treden er reflecties op ter hoogte van de aftakkingen op de boog en de

distale vertakkingen. In systole ontstaat een grote voorwaartse golf (FCW 1), waarna een

kleine reflectiegolf (BCW 1) ontstaat die in diastole arriveert. Deze zal op zijn beurt

reflecteren en een nieuwe voorwaartse golf (FCW 2) vormen. Als het hart ontspant, ontstaat

er een derde voorwaartse golf (FEW 1) die voortkomt uit de bufferfunctie van de aorta. Dit is

te zien in het linker gedeelte van Grafiek 7.3.


Als er nog een extra vernauwing aanwezig is, zoals bij COA, valt meteen op dat de

reflectiegolf veel groter is en veel vroeger reflecteert. Deze zal zich dus snel naar het hart

begeven en daar terug reflecteren als een tweede voorwaartse golf, met als gevolg dat de druk,

proximaal van de vernauwing, toeneemt. Dit proces herhaalt zich

FCW1=>BCW1=>FCW2=>BCW2=>FCW3=>…), totdat de amplitudes van de golven bijna

niet meer te zien zijn. Zoals bij de gezonde aorta ontstaan hier ook voorwaartse golven bij het

ontspannen van het hart. Dit is te zien in het rechter gedeelte van Grafiek 7.3.

De onderste grafieken tonen hetzelfde verhaal aan de hand van de intensiteit. Elke piek stelt

een voorwaartse of achterwaartse golf voor. De volgende formules zijn hierbij belangrijk:

met en respectievelijk de positieve en negatieve netto golfintensiteit genomen over

een interval van 4ms.

De intensiteit is sterk afhankelijk van het tijdsinterval. Hoe groter het tijdsinterval, hoe groter

dP en dU zullen zijn, hoe groter de intensiteit zal zijn. Dit wordt opgelost met de volgende

formule:

dI'dP

dt

dU

dt

A.d.h.v. alle pieken kan worden bepaald welke golven voorkomen en op welke momenten ze

voorkomen.

Grafiek 7.3: Invloed van een lokale vernauwing en stijvere zone op de golven (bron: Taelman, 2014)


7.2 Elastische eigenschappen

Met de resultaten, gevonden in 6.1, kan geconcludeerd worden dat beide modellen zich stijver

gedragen dan een aorta. Voor de modellen ligt D rond de 2 , wat ongeveer de helft is

van de klinisch gevonden waardes voor de aorta (Figuur 7.1). Er kan besloten worden dat de

modellen zich te stijf gedragen, maar de realiteit wel benaderen.

Figuur 7.1: Klinische gegevens D (bron: Baeck et al., 2012)

Tussen de modellen onderling bestaat er een verschil in mechanische eigenschappen. D van

het COA model is 0,7 kleiner dan deze van het GM (Tabel 6.1. en Tabel 6.2). Ook

in Grafiek 6.3 kan opgemerkt worden dat de inwendige oppervlakte bij een bepaalde druk het

kleinst is bij het COA model. Bij 50 bijvoorbeeld is de volumeverandering 30 en

50mm² (respectievelijk COA en GM), wat bijna het dubbele is. Er is een duidelijk verschil te

merken tussen beide modellen, dus zal er zeer voorzichtig moeten omgesprongen worden met

de interpretatie van de dynamische resultaten.

7.3 Dynamische resultaten

Zoals voorheen al werd opgemerkt, zijn de drukken (10-55mmHg) relatief klein in

vergelijking met de bloeddruk 80-120mmHg. Dit heeft als gevolg dat de effecten van COA

minder uitgesproken zijn in de bekomen grafieken. Samen met het verschil in mechanische

eigenschappen maakt dit het zeer moeilijk om correcte conclusies te trekken en er wordt dan

ook kritisch te werk gegaan. Een tweede opmerking is de kleine piek die te zien is in de

drukgolf in diastole (bv. Grafiek 6.12). Om een bepaald drukniveau in het model te

verkrijgen werd de uitgang van de dalende aorta vernauwd. Deze vernauwing zorgt voor

reflecties die de stijgende aorta pas in diastole bereiken, daar reflecteren ze terug en zorgen

voor een hogere druk, de tweede piek. Hoe groter de vernauwing, hoe hoger de piek zal

liggen. Dit is ook een factor waarmee rekening dient gehouden te worden.


7.3.1 Reflectiegolven

De reflectiegolven zijn een belangrijk gegeven voor het bestuderen van COA en de bijhorende

medische ingrepen. Daarom worden in de komende paragrafen achtereenvolgens de

drukgolven, snelheidsgolven en de intensiteit besproken.

7.3.1.1 Drukgolven

Het aandeel van de achterwaartse drukgolf in het volledige drukverloop is een belangrijke

parameter. Er kan worden gezien dat de reflectiegolven een groter aandeel hebben in de

volledige drukgolf met verschillen van 2,5-4,4 en 4mmHg bij respectievelijk 40cc, 50cc en

60cc (Tabel 6.5,Tabel 6.6 en Tabel 6.7). Daarnaast valt in Grafiek 6.27 en Grafiek 6.29 ook

op dat de negatieve COA drukcomponent (groene curve) vroeger begint te stijgen dan de

negatieve GM drukcomponent (paarse curve). Deze twee bevindingen kunnen erop duiden dat

de reflectiegolf de stijgende aorta sneller bereikt, in het geval van COA, en zo de druk

verhoogt in systole.

Bij de drie slagvolumes valt onmiddellijk op dat de proximale druk tijdens systole hoger ligt

bij het COA model, wat kan worden verklaard door de bovenstaande bevindingen. De

verschillen zijn 4,5-6,6 en 7,5mmHg respectievelijk bij 40cc,50cc en 60cc (Tabel 6.5,Tabel

6.6 en Tabel 6.7). Bij 60cc is een verschil van 7,5mmHg wel opmerkelijk in verhouding met

de grootte van de drukken, waaruit besloten wordt dat dit grotendeels het effect is van de

vernauwing en in mindere mate van het verschil in mechanische eigenschappen.

7.3.1.2 Snelheidsgolven

De negatieve snelheidscomponent geeft weer met welke snelheid de golf zich verplaatst en

hoe snel deze dus de stijgende aorta bereikt. Bij 50cc en 60cc verplaatst de golf, in het geval

van COA, zich 1,7 respectievelijk 1,3 keer sneller (bepaald tussen de twee pieken). Zoals bij

het drukverloop begint de snelheid ook vroeger te stijgen. Hieruit wordt dezelfde conclusie

getrokken als in de vorige paragraaf. De golf bij COA propageert zich sneller en vroeger

richting het hart en helpt daarom mee aan een drukstijging proximaal van de vernauwing.


7.3.1.3 Intensiteit

Door de intensiteit weer te geven in een curve kunnen de voorwaartse en achterwaartse

golven duidelijk aangegeven worden. Een positieve piek in de intensiteit geeft een

voorwaartse golf weer en een negatieve een achterwaartse (reflectiegolf).

Ondanks de grilligheid van de intensiteitcurven, kan er toch een bepaald patroon herkend

worden. Bij een gezonde aorta is het patroon een opeenvolging van een voorwaartse

contractiegolf (FCW 1), een achterwaartse reflectiegolf in late systole (BCW 1), direct

gevolgd door een tweede voorwaartse contractiegolf (reflectie van de achterwaartse FCW 2),

eindigend met een voorwaartse expansiegolf (FEW 1) bij ontspannen van het hart

(Taelman,2014). Dit patroon is ook terug te vinden in Grafiek 6.7, Grafiek 6.11 en Grafiek

6.15, de gefilterde intensiteitgrafieken van het GM. Dit wordt het best verduidelijkt in Grafiek

7.4.

Grafiek 7.4: Bepaling golven a.d.h.v. intensiteit (GM 60cc)

Een aorta met een vernauwing heeft ook een dergelijk patroon, maar hier wordt de

opeenvolging van een voorwaartse contractiegolf en een reflectiegolf meerdere malen

herhaald (Taelman, 2014). Deze zone is ook te zien in de intensiteitgrafiek van het COA

model:Grafiek 6.18, Grafiek 6.21 en Grafiek 6.24. Deze zone is het duidelijkst te zien op

Grafiek 7.5.


Grafiek 7.5: Bepaling golven a.d.h.v. intensiteit (COA 60cc)

De ruis zone is een opeenvolging van voorwaartse en achterwaartse golven,

hoogstwaarschijnlijk als gevolg van de vernauwing aan de dalende aorta, zoals beschreven in

de inleiding van deel 7.3. Pas na deze zone, wanneer het systeem zich volledig in diastole

bevindt, kunnen de voorwaartse expansiegolven waargenomen worden, zoals aangegeven

wordt in de bovenstaande grafieken.

7.3.2 Drukvallen

In Tabel 6.3 en Tabel 6.4 kunnen de gemiddelde drukvallen over de COA afgelezen worden.

Bij het GM blijft deze drukval onder de 1 . Het is normaal dat er ook een kleine

drukval waargenomen wordt, aangezien de aorta voorbij de boog gradueel vernauwt. Bij het

COA model ligt de drukval rond de 2 , wat een te klein verschil is om met zekerheid

te zeggen dat dit het gevolg is van de vernauwing. Het enige wat kan besloten worden is dat

de druk proximaal toeneemt als gevolg van de vernauwing, zoals al vermeld werd in paragraaf

7.3.1.1.

Omdat hier moeilijk een besluit uit te trekken valt, werd er een tweede meting uitgevoerd bij

overdreven omstandigheden. Hiervoor werd de doorgang voorbij de dalende aorta kleiner

gemaakt, waardoor de weerstand distaal stijgt en werd ook de COA overdreven, zoals

beschreven in paragraaf 5.3.2.3. De resultaten hiervan zijn te vinden in Tabel 6.8 en Tabel

6.9. Merk op dat de drukvallen in Tabel 6.8 negatief zijn.


Een logische verklaring hiervoor is de vernauwing voorbij de dalende aorta (inleiding deel

7.3) , waarvan de reflectiegolven het distale gedeelte van de dalende aorta sneller bereiken.

Om die reden kan het voorkomen dat de druk distaal hoger is dan proximaal met een negatief

drukverschil als gevolg. De exacte waarden zijn hier niet zo relevant, aangezien deze

metingen niet nauwkeurig genoeg werden uitgevoerd. Er kan wel opgemerkt worden dat de

drukval bij het gezonde model enkele bedraagt, terwijl het bij het COA model over

tientallen gaat. Hieruit kan opgemaakt worden, dat de vernauwing toch een zware

drukval veroorzaakt.


8 Conclusie

De resultaten bekomen in deze thesis tonen aan dat een aorta hersteld van coarctatie, met een

stijve zone en een overblijvende vernauwing (CI = 0,5), een invloed heeft op het

hemodynamisch gedrag en de hartbelasting. Als gevolg van reflectie aan de vernauwing, zal

de druk proximaal van de COA-zone toenemen. Door de plotse versnelling van de

bloedstroom ter hoogte van de vernauwing wordt een deel van de energie omgezet naar

kinetische energie, waardoor een drukval kan waargenomen worden over de COA-zone. Of

deze drukval zich achteraf herstelt kan niet bepaald worden, aangezien geen metingen gedaan

werden verder in de dalende aorta. Er kan dus gesteld worden dat in deze situatie, na herstel

van COA, nog steeds hypertensie te zien is proximaal van de vernauwing en een verzwakte

bloedstroom distaal. Wat een aanleiding kan zijn tot andere hartaandoeningen en de effecten

beschreven in paragraaf 2.1.2. Er moet wel opgemerkt worden dat er geen uitspraak gedaan

kan worden over de groottes van de proximale drukstijging en de drukval, omdat de metingen

uitgevoerd zijn bij veel lagere drukken dan de werkelijke bloeddruk en wegens het verschil in

mechanische eigenschappen tussen beide modellen, kunnen de resultaten licht afwijken.

Hierdoor kan de ernst van deze specifieke situatie niet in kaart gebracht worden.

Zelfs na een medische ingreep is het mogelijk dat de herstelde zone nog hinder veroorzaakt.

Een goede opvolging van de patiënt is dus noodzakelijk.


9 Nabeschouwing

De testopstelling en de meetmethodes werden zodanig gekozen, dat de resultaten nauwkeurig

en realistisch zijn. Gedurende het proces is gebleken dat sommige aanpassingen en

veranderingen zouden leiden tot exactere gegevens, waaruit meer concrete besluiten zouden

kunnen worden getrokken.

Er werd gestreefd naar waarheidsgetrouwe modellen, maar de resultaten van de dip en drip

methode zijn minder nauwkeurig dan bijvoorbeeld het HeartPrintFlex proces. Daarom zou er

gezocht moeten worden naar een verbetering van het HeartPrintFlex kunststofmateriaal dat

meer scheurvast is en verwerkbaar door een polyjet 3D-printer. Daarnaast is het aangeraden

de lengte van de aftakkingen en de dalende aorta te vergroten, zodat de invloed van de stijve

connectiebuisjes (van de ophangbak) op de druk en snelheidsmetingen kleiner wordt.

Om de realiteit beter te benaderen, zouden de randvoorwaarden exacter moeten bepaald

worden. Zo kunnen a.d.h.v. data van patiënten de debieten worden bepaald door de

aftakkingen en de dalende aorta. In de testopstelling kan dan gestreefd worden naar deze

debieten, opgemeten met de ultrasoundmachine, door het meer/minder vastdraaien van de

klemmen. De klem voorbij de dalende aorta zou verder moeten geplaatst worden, zodat er

wel drukken tot 120 mmHg bekomen kunnen worden zonder dat de reflecties ter hoogte van

de klem een grote invloed hebben op de metingen.

Dit zijn verbeteringspunten die gebruikt kunnen worden bij mogelijks experimenteel

onderzoek in de toekomst zodat het effect van herstelde COA exacter in kaart kan gebracht

worden.


Lijst met figuren, tabellen en grafieken

Figuren

Figuur 2.1: Gezonde aorta (bron: http://www.theodora.com/anatomy/the_aorta.html) .......................... 9

Figuur 2.2: Windketeleffect (bron: Hemodynamics: hydraulic filters, flow and blood pressure) ......... 10

Figuur 2.3: COA (bron:

http://my.clevelandclinic.org/heart/disorders/congenital/coarctation_of_the_aorta.aspx) .................... 10

Figuur 2.4: Links, reflectiegolf elastisch->stijf – Midden, reflectiegolf stijf->elastisch – Rechts,

Superpositie beide golven (bron: Taelman et al.,2012) ...................................................................... 12

Figuur 2.5: Links, Matrijs lumen – Rechts, Matrijs lumen en buitenzijde uit ABS (bron: McGloughlin

et al., 2010) ............................................................................................................................................ 13

Figuur 2.6: Objet PolyJet Proces (bron: Cardon, 2013) ........................................................................ 14

Figuur 2.7: Links, Aluminium lumen – Rechts, Silicone model (bron: Tanné et al.,2009) .................. 15

Figuur 2.8: Links, D HeartprintFlex – Rechts, D TangoPlus (bron: Baeck et al.,2012 - Biglino et

al.,2013) ................................................................................................................................................. 17

Figuur 2.9: Klinische gegevens D (bron: Baeck et al.,2012) ................................................................ 17

Figuur 2.10: Fourier vs. Golffronten (bron: Parker,2009) ..................................................................... 18

Figuur 2.11: Verschillende gevallen (bron: Parker,2009) ..................................................................... 19

Figuur 2.12: PU-karakteristiek (bron: Parker,2009) .............................................................................. 21

Figuur 3.1: HeartPrintFlex proces (bron: http://biomedical.materialise.com/heartprint-catalog) ......... 22

Figuur 3.2: Parameters verschillende gevallen (bron: Taelman, 2014) ................................................. 23

Figuur 3.3: Randvoorwaarden (bron: Taelman,2014) ........................................................................... 24

Figuur 4.1: Wanddiktes en materialen................................................................................................... 26

Figuur 4.2: Oorspronkelijk model ......................................................................................................... 26

Figuur 4.3: Links, Herstelde COA – Rechts, Gezond ........................................................................... 27

Figuur 4.4: Connectie ............................................................................................................................ 28

Figuur 4.5: Offset .................................................................................................................................. 28

Figuur 4.6: Connectie ............................................................................................................................ 29

Figuur 4.7: Stijvere zone ....................................................................................................................... 29

Figuur 4.8: HeartPrintFlex model ......................................................................................................... 29

Figuur 4.9: mal gezonde aorta ............................................................................................................... 30

Figuur 4.10: Links en midden, Aftakkingen – Rechts, Silicone model gezonde aorta ......................... 31

Figuur 4.11: Mal herstelde COA ........................................................................................................... 32

Figuur 4.12: Halve cilinders .................................................................................................................. 32

Figuur 4.13: Links, Rigide zone – Rechts, Rigide zone met knoop ...................................................... 32

Figuur 4.14: Ophangbak ........................................................................................................................ 33

Figuur 5.1: Testopstelling ...................................................................................................................... 34

Figuur 5.2: Schematische voorstelling testopstelling ............................................................................ 34

Figuur 5.3: Harvard Apparatus pulserende pomp ................................................................................. 35

Figuur 5.4: Windketel............................................................................................................................ 36

Figuur 5.5: Links, Overloopvat dalende aorta – Midden, Overloopvaten aftakkingen – Rechts,

Collectorvat ........................................................................................................................................... 36

Figuur 5.6: Klem ................................................................................................................................... 37

Figuur 5.7: Links, Opgemeten signalen – Rechts, Plaatsing drukprobes .............................................. 37

Figuur 5.8: Links, Vloeistofkolom – Midden, Markering – Rechts, Toegang sensoren ....................... 39


Figuur 5.9: Echocardiografie silicone model ........................................................................................ 39

Figuur 5.10: Links, Vivid 7 Dimension- Rechts, Ultrasoundprobe ....................................................... 40

Figuur 5.11: Ultrasoundbeeld ................................................................................................................ 41

Figuur 5.12: Links, Vloeistofkolom – Rechts, Toevoegen water .......................................................... 42

Figuur 5.13: Positie drukprobe (statisch) .............................................................................................. 42

Figuur 5.14: Binnendiameter ................................................................................................................. 43

Figuur 5.15: Positie drukprobes (dynamisch) ....................................................................................... 44

Figuur 5.16: Links, Startpunt drukprofiel – Rechts, Startpunt snelheidsprofiel .................................... 45

Figuur 5.17: Extra vernauwing .............................................................................................................. 45

Figuur 5.18: Boven, Normaal beeld – Midden, Zwart-witbeeld – Onder, Snelheidsverloop ................ 46

Figuur 5.19: Defecten HeartPrintFlex model (1) .................................................................................. 49

Figuur 5.20: Defecten HeartPrintFlex model (2) .................................................................................. 49

Figuur 6.1: Positie drukprobe (statisch) ................................................................................................ 50

Figuur 6.2: Positie drukprobes (dynamisch) ......................................................................................... 53

Figuur 7.1: Klinische gegevens D (bron: Baeck et al., 2012) ............................................................... 72

Tabellen

Tabel 4.1: Straal aftakkingen, inlaat en uitlaat ...................................................................................... 27

Tabel 4.2: Inwendige straal bloedvaten ................................................................................................. 31

Tabel 5.1: P i.f.v. V kalibratie ............................................................................................................... 38

Tabel 5.2: P en U i.f.v. t ........................................................................................................................ 47

Tabel 5.3: dP’s en dU’s i.f.v. tijd .......................................................................................................... 48

Tabel 5.4: P, U en dI i.f.v. t (2) ............................................................................................................. 48

Tabel 6.1: Resultaten statische meting (GM) ........................................................................................ 50

Tabel 6.2: Resultaten statische meting (GM) ........................................................................................ 51

Tabel 6.3: Drukvallen en maxima (GM) ............................................................................................... 53

Tabel 6.4: Drukvallen en maxima (COA) ............................................................................................. 60

Tabel 6.5: Maximale waarden 40cc....................................................................................................... 65



Tabel 6.8: Drukvallen en maxima bij overdreven omstandigheden (GM) ............................................ 68

Tabel 6.9: Drukvallen en maxima bij overdreven omstandigheden (COA) .......................................... 68

Grafieken

Grafiek 5.1: P-V curve kalibratie .......................................................................................................... 38

Grafiek 6.1: Vergelijking A i.f.v. P (GM)........................................................................................... 51

Grafiek 6.2: Vergelijking ∆A i.f.v. P (COA) ........................................................................................ 52

Grafiek 6.3: Vergelijking ∆A i.f.v. P tussen beide modellen ................................................................ 52

Grafiek 6.4: Drukgolven 40cc (GM) ..................................................................................................... 54

Grafiek 6.5: Snelheidsgolven 40cc (GM) .............................................................................................. 54

Grafiek 6.6: Intensiteit 40cc ongefilterd (GM) ...................................................................................... 55

Grafiek 6.7: Intensiteit 40cc gefilterd (GM) .......................................................................................... 55

Grafiek 6.8: Drukgolven 50cc (GM) ..................................................................................................... 56

Grafiek 6.9: Snelheidsgolven 50cc (GM) .............................................................................................. 56


Grafiek 6.10: Intensiteit 50cc ongefilterd (GM) .................................................................................... 57

Grafiek 6.11: Intensiteit 50cc gefilterd (GM) ........................................................................................ 57

Grafiek 6.12: Drukgolven 60cc (GM) ................................................................................................... 58

Grafiek 6.13: Snelheidsgolven 60cc (GM) ............................................................................................ 58

Grafiek 6.14: Intensiteit 60cc ongefilterd (GM) .................................................................................... 59

Grafiek 6.15: Intensiteit 60cc gefilterd (GM) ........................................................................................ 59

Grafiek 6.16: Drukgolven 40cc (COA) ................................................................................................. 60

Grafiek 6.17: Snelheidsgolven 40cc (COA) .......................................................................................... 61

Grafiek 6.18: Intensiteit 40cc gefilterd (COA) ...................................................................................... 61







Grafiek 6.25: Drukgolvenvergelijking 40cc .......................................................................................... 65

Grafiek 6.26: Snelheidgolvenvergelijking 40cc .................................................................................... 65





Grafiek 7.1: Proximaal drukverloop (bron: Taelman, 2014) ................................................................. 69

Grafiek 7.2: Links, Gemiddelde drukval – Rechts, Maximale drukval (bron: Taelman,2014) ............. 70

Grafiek 7.3: Invloed van een lokale vernauwing en stijvere zone op de golven (bron: Taelman, 2014)

............................................................................................................................................................... 71

Grafiek 7.4: Bepaling golven a.d.h.v. intensiteit (GM 60cc) ................................................................ 74

Grafiek 7.5: Bepaling golven a.d.h.v. intensiteit (COA 60cc) .............................................................. 75


Referentielijst

Baeck, K., Lopes, P. & Verschueren, P. (2012). Material characterization of

HeartPrint models and comparison with arterial tissue properties. Geraadpleegd op 19

september 2013 via http://biomedical.materialise.com/white-papers

Biglino, G., Verschueren, P., Zegels, R., Taylor, AM. & Schievano, S. (2013). Rapid

prototyping compliant arterial phantoms for in-vitro studies and device testing.

Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance, volume 15, issue 2

Cardon, L. (2013). Prototyping and product design syllabus . Universiteit Gent,

Departement Industriële Wetenschappen

Coarctatio Aortae geraadpleegd op 14 januari 2014 via

http://www.hartenvaatgroep.nl/medische-informatie/hartziekten/aangeboren-

hartafwijking/coarctatio-aortae.html

Coogan, J.S., Pak Chan, F., Taylor, C.A. & Feinstein, J.A. (2011). Computational

fluid dynamic simulations of aortic coarctation comparing the effects of surgical- and

stent-based treatments on aortic compliance and ventricular workload. Catheterization

and Cardiovascular Interventions, volume 77, issue 5, pp. 680-691

Ductus arteriosus geraadpleegd op 14 januari 2014 via

http://nl.wikipedia.org/wiki/Ductus_arteriosus

Echografie geraadpleegd op 9 augustus 2014 via

http://nl.wikipedia.org/wiki/Echografie

Hemodynamics: hydraulic filters, flow and blood pressure geraadpleegd op 15 januari

2014 via

http://college.holycross.edu/faculty/kprestwi/physiology/phys_class_notes/Phys_Lect

5_ Circulation/Phys_Lect5_Circulation_PDF/Phys06_06_Arteries&CardiacWork.pdf

Jenkins, N.P. & Ward, C. (1999). Coarctation of the aorta: natural history and

outcome after surgical treatment. QJM, volume 92, issue 7, pp. 365-371

Keshavarz-Motamed, Z. (2011). Flow dynamics in human aorta with coexisting

models of bicuspid aortic stenosis and coarctation of the aorta Thesis. Concordia

University, Departement Mechanical and Industrial Engineering

McGloughlin, T.M., Corbett, T.J., Doyle, B.J., Callanan, A. & Walsh, M.T. (2010).

Engineering silicone rubbers for in vitro studie: creating AAA models and ILT

analogues with physiological properties. Journal of Biomechanical Engineering,

volume 132, issue 1

Parker, K.H. (2009). An introduction to wave intensity analysis. Medical &

Biological Engineering & Computing, volume 47, issue 2, pp.175-188


Rekstrookje geraadpleegd op 9 augustus 2014 via

http://nl.wikipedia.org/wiki/Rekstrookje

Segers, P. (1997). Biomechanische modellering van het arterieel system voor de niet-

invasieve bepaling van de arteriole compliantie [proefschrift]. Universiteit Gent,

Faculteit Toegepaste Wetenschappen

Taelman, L. (2014). Simulatie van vloeistof-structuurinteractie bij (herstelde) aorta

coarctatie [proefschrift]. Universiteit Gent, Faculteit Ingenieurswetenschappen en

Architectuur

Taelman, L., Bols, J.,Degroote, J., Muthurangu, V., Panzer, J., Swillens, A.,

Vierendeels, J. & Segers, P. (2012). Predicting the functional impact of residual

aortic coarctation lesions using fluid-structure interaction simulations.

Tanné, D., Bertrand, E., Kadem, L., Pibarot, P. & Rieu, R. (2010). Assessment of left

heart and pulmonary circulation flow dynamics by a new pulsed mock circulatory

system. Experiments in Fluids, volume 48, issue 5, pp. 837-850

Verhaaren, H., De Mey, S., Coomans, I., Segers, P., De Wolf, D., Matthys, D. &

Verdonck, P. (2001). Fixed region of nondistensibility after coarctation repair: In

vitro validation of its influence on doppler peak velocities. Journal of the American

Society of Echocardiography


Bijlage I

Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta...

Documents

Transcript of Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta...