Simulatie van de ontplooiing van zelfexpandeerbare geweven...

143
Faculteit Ingenieurswetenschappen Vakgroep Mechanische Constructie en Productie Voorzitter: Prof. Dr. Ir. Joris Degrieck Academiejaar 2006–2007 Simulatie van de ontplooiing van zelfexpandeerbare geweven draadstents Sofie Van Cauter Promotoren: Prof. Dr. Ir. Benedict Verhegghe en Prof. Dr. Ir. Pascal Verdonck Scriptiebegeleider: Ir. Matthieu De Beule Scriptie ingediend tot het behalen van de graad van burgerlijk bouwkundig ingenieur

Transcript of Simulatie van de ontplooiing van zelfexpandeerbare geweven...

Faculteit Ingenieurswetenschappen

Vakgroep Mechanische Constructie en Productie

Voorzitter: Prof. Dr. Ir. Joris Degrieck

Academiejaar 2006–2007

Simulatie van de ontplooiing

van zelfexpandeerbare geweven draadstents

Sofie Van Cauter

Promotoren: Prof. Dr. Ir. Benedict Verhegghe en Prof. Dr. Ir. Pascal Verdonck

Scriptiebegeleider: Ir. Matthieu De Beule

Scriptie ingediend tot het behalen van de graad van

burgerlijk bouwkundig ingenieur

De auteur geeft de toelating deze scriptie voor consultatie beschikbaar te stellen en delen vande scriptie te kopieren voor persoonlijk gebruik.Elk ander gebruik valt onder de beperkingen van het auteursrecht, in het bijzonder met be-trekking tot de verplichting de bron uitdrukkelijk te vermelden bij het aanhalen van resultatenuit deze scriptie.

Gent, juni 2007

Sofie Van Cauter

Dankwoord

Nu ik mijn studies bijna beeindigd heb, is een woordje van dank voor de mensen die mij devoorbije jaren hebben bijgestaan zeker op zijn plaats. Mijn ouders wil ik bedanken omdatze mij in goede omstandigheden hebben laten opgroeien en altijd vertrouwen in mij hebbengehad. Papa, bedankt omdat ik altijd met veel trots en liefde aan je zal kunnen terugdenken.Mama en broer Robbie, bedankt om met zoveel moed jullie werk verder te zetten zodat ikmij steeds op mijn studies kon concentreren. Waldo, bedankt om de voorbije drie jaar eenstuk aangenamer te maken! Vriendschap is de beste basis voor een relatie en dat heb ik bijjou zeker en vast gevonden. Martine en Frans, bedankt omdat jullie altijd het beste met onsvoorhebben. Tot slot verdienen de meisjes van de vksj een dankjewel voor de vriendschap ennodige ontspanning.

Ook deze thesis zou niet tot stand gekomen zijn zonder de hulp van een aantal mensen.Martine, bedankt voor het nalezen. De thesisstudenten van vorig jaar wil ik bedanken omdatwij op hun werk konden verder bouwen en de studenten van dit jaar voor de interessantepresentaties. Michele, je creativiteit heeft een grote bijdrage geleverd tot dit werk. Grazie!Prof. Verdonck, bedankt voor de professionele omkadering van de scripties. Prof. Verhegghe,uw kennis is reeds van groot belang geweest voor het onderzoek in de biomechanica en dit zalongetwijfeld de komende jaren niet anders zijn. Bedankt hiervoor. Matthieu, bedankt voorde begeleiding, de tips bij het schrijven en de motiverende mails. Je enthousiasme, en datvan de stent-onderzoeksgroep in het algemeen, is mijn thesis zeker ten goede gekomen!

Hoewel er dit jaar het minst sprake was van vrije tijd, was dit zeker ook het meest interessantejaar van mijn opleiding. Het onderzoek in de biomechanica heeft mij echt weten te boeien enik zou dit dan ook de volgende jaren graag voortzetten!

Sofie

Simulatie van de ontplooiing

van zelfexpandeerbare geweven draadstents

doorSofie Van Cauter

Scriptie ingediend tot het behalen van de academische graad vanburgerlijk bouwkundig ingenieur

Academiejaar 2006–2007

Promotoren: Prof. Dr. Ir. Benedict Verhegghe en Prof. Dr. Ir. Pascal VerdonckScriptiebegeleider: Ir. Matthieu De Beule

Faculteit IngenieurswetenschappenUniversiteit Gent

Vakgroep Mechanische Constructie en ProductieVoorzitter: Prof. Dr. Ir. Joris Degrieck

Samenvatting

Stents zijn buisvormige implantaten die voornamelijk gebruikt worden om stenoses en aneu-rysma’s in arterien te behandelen en om symptomen van kanker in allerlei kanalen van hetlichaam te verlichten. Geweven draadstents zijn samengesteld uit een aantal helicoıdale dun-ne draden. Ze hebben een grote flexibileit en elasticiteit en kunnen daarom ontplooien doorzelf-expansie. Met behulp van pyFormex en python-scipts kan een geometrisch model vaneen geweven draadstent gecreeerd worden en omgezet worden naar een eindig elementen mo-del. Bovendien is het mogelijk om na de simulaties met het eindige elementen programmaABAQUS de resultaten op een eenvoudige manier te verwerken.In deze studie wordt een methode ontwikkeld om de ontplooiing van een geweven draadstentte simuleren. De pre- en post-processingscripts worden uitgebreid zodat de modellering van deontplooiing en het uittekenen van de vorm van de stent wanneer deze uit de katheter ontplooit,eenvoudiger en sneller kan gebeuren. De methode wordt gevalideerd door een vergelijking temaken met experimentele data. Aangezien er een goede overeenkomst wordt gevonden, kanbesloten worden dat de numerieke simulaties een goede voorstelling geven van de vorm vande stent tijdens de ontplooiing. Daarnaast worden enkele eerste simulaties uitgevoerd om deinteractie met de arterie te bestuderen en worden enkele mogelijkheden onderzocht voor demodellering van biodegradeerbare geweven draadstents.

Trefwoorden: pyFormex, eindige elementen methode, geweven draadstent, ontplooiing

Simulation of self-expandable braidedwire stent deployment

Sofie Van Cauter

Supervisor(s): Ir. M. De Beule, Prof. Dr. Ir. B. Verhegghe, Prof. Dr. Ir. P. Verdonck

Abstract—Stents are tubular devices, mainly used to treat arterial steno-sis and aneurysm and palliate cancer symptoms in various lumens of thebody. Braided wire stents consist of a number of helical-shaped fine wires.They have great flexibility and elasticity and can therefore be deployed byself-expansion. Using pyFormex and python scripts, a geometrical modelcan be created and converted into a finite element model. Furthermore, itis possible to easily process results after simulations with the finite elementprogam ABAQUS. In this study, a method is developed to simulate braidedwire stent deployment. Pre- and postprocessing scripts are extended to eas-ily create the deployment model and plot the shape of the stent as it exitsthe catheter. The method is validated by comparison with experimentaldata. Since there is a good agreement, the numerical simulations providea good representation of the shape of the stent during deployment. Also,some initial simulations are performed to study interaction with the arteryand some possibilities are investigated for the modelling of biodegradablebraided wire stents.

Keywords— pyFormex, finite element method, braided wire stent, de-ployment

I. INTRODUCTION

Self-expandable stents differ from balloon-expandable de-signs because they deform elastically during compression anddeployment. Nitinol stents return to their original shape dueto the shape memory effect and superelasticity of nitinol. Otherself-expandable stents, like the phynox braided Wallstentr, owetheir elasticity to the design (Fig. 1). Because of their flexibil-ity and crush-resistance, self-expandable stents are most used inperipheral parts of the body like the peripheral vascular sytem,gastrointestinal tract, airways and urinary system.

Fig. 1. The Wallstent, Boston Scientific [1]

There are little numerical studies on braided wire stents be-cause they are hard to model using classical CAD methodolo-gies. pyFormex uses a series of mathematical transformationsto create a geometrical model and a number of python scriptsto perform preprocessing and postprocessing. Therefore it be-comes much easier to generate and evaluate braided wire stentsof various geometrical and material characteristics.

Because self-expanding stents are gradually released from theconstraint device, they have a non-uniform shape during deploy-

S. Van Cauter is with the Department of Mechanical Constructionand Production, Ghent University (UGent), Gent, Belgium. E-mail:[email protected] .

ment. In this study, a method is developed to simulate the de-ployment of a braided wire stent. The method is validated bycomparing the shape of the stent as it exits the catheter with anexperimental result as shown in Fig. 1.

II. MATERIALS AND METHODS

A. Method to simulate deployment

Modelling contact between stent and catheter causes largeconvergence problems. Therefore a method is developed to sim-ulate the expansion of the stent without the visual presence of acatheter. The method uses boundary conditions to constrain thepart of the stent that is inside the catheter. This is illustrated inFig. 2. The stent is divided into a number of regions. At firsta radial displacement is imposed over the entire length of thestent (all the regions) to simulate the insertion of the stent intothe catheter. Then the boundary conditions (BC’s) for the firstregion are removed. This will allow the region to return to itsoriginal position. In each of the following steps the boundaryconditions for one of the regions are removed, until the stentis completely deployed. Increasing the number of regions willprovide a more accurate result, because in reality a part of thestent will only start to deploy when it is outside of the catheter.

Fig. 2. Method to simulate deployment

B. Pre- and postprocessing for stent deployment

Instead of creating the boundary conditions in ABAQUSCAE, they are written in the python scripts. Therefore a load-case for stent expansion is added to the preprocessing scripts.By specifying the diameter of the catheter and the sections thatseparate the regions, the steps are defined and the boundaryconditions are applied. The simulation is then performed withABAQUS.

Furthermore, results can be processed with python scripts andgnuplot instead of ABAQUS CAE. Postprocessing scripts areextended to plot the shape of the stent during deployment. Byspecifying a certain step and increment of the simulation, valuesfor section radius and position are written to a file. The scriptsthen use gnuplot to plot the results.

III. RESULTS

A. Plotting the shape of the stent

Fig. 3 shows a numerical model of a partially deployed stentfrom ABAQUS CAE. Fig. 4 shows different curves throughoutthe deployment of the stent, generated by python scripts andgnuplot.

Fig. 3. Numerical model of partially deployed stent

Fig. 4. Shape of the stent throughout the deployment

B. Validation of the model

To validate the model, a comparison is made between the ex-perimental shape of a Wallstentr, measured by Wang et al (Fig.1) [1], and a numerical simulation. Fig. 5 shows the result. Be-cause the endpoint of the catheter (0.0,1.7) is the same for bothcurves, it can be assumed that both curves represent the samemoment in the deployment.

There is a good agreement between the curves for the part ofthe stent that reaches its original diameter. Since the aim of themodel is to investigate contact with the artery, this is the mostinteresting part of the curve. By drawing some curves for later

moments in the deployment, an even better agreement can beobtained. This is shown in Fig. 6.

Fig. 5. Comparison for same moment in deployment

Fig. 6. Comparison for different moments in deployment

IV. CONCLUSIONS

By using the method of boundary conditions and adjustingthe python scripts, it becomes easy to model a braided wirestent deployment and plot the deformation of the stent. Com-parison with experimental data shows that the numerical simu-lations provide a good representation of the shape of the stent asit exits the catheter. Further investigation of deployment in theartery could provide valuable insights in artery deformation andstresses caused by braided wire stent deployment.

ACKNOWLEDGMENTS

The author would like to acknowledge the support of Ir. M.De Beule and Prof. Dr. Ir. B. Verhegghe to this master disserta-tion and the co-operation of M. Conti on the development of themethod for braided wire stent deployment.

REFERENCES

[1] R. Wang & K. Ravi-Chandar, Mechanical Response of a Metallic AorticStent-Part II: A Beam-on-Elastic Foundation Model, Journal of AppliedMechanics, 71: 706-712, 2004

Inhoudsopgave

1 Inleiding 1

I Literatuurstudie 3

2 Classificatie van stents 42.1 Eigenschappen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 42.2 Geometrische opbouw . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 7

2.2.1 Draadstents . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 72.2.2 Buisstents . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 10

2.3 Expansiemechanisme . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 122.3.1 Ballonexpandeerbare stents . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 122.3.2 Zelfexpandeerbare stents . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 13

2.4 Materiaal . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 142.4.1 Roestvast staal . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 142.4.2 Elgiloy . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 152.4.3 Nitinol . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 152.4.4 Andere materialen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 172.4.5 Ballonexpandeerbare roestvast stalen versus zelfexpandeerbare nitinol

stents . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 172.5 Vergelijkende studies . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 19

2.5.1 Ballonexpandeerbare versus zelfexpandeerbare stents . . . . . . . . . . 192.5.2 Ballonexpandeerbare stents . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 212.5.3 Zelfexpandeerbare stents . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 25

2.6 Besluit . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 29

3 Toepassingen van stents 303.1 Slagaders . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 30

3.1.1 Vernauwingen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 323.1.2 Aneurysma’s . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 383.1.3 Andere letsels aan de vaatwand . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 45

vi

Inhoudsopgave vii

3.2 Spijsverteringskanaal . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 473.2.1 Algemeen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 483.2.2 Slokdarm . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 503.2.3 Galkanaal . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 513.2.4 Maag en twaalfvingerige darm . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 513.2.5 Dikke darm . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 51

3.3 Luchtkanaal . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 523.4 Urinair systeem . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 53

II Numerieke studie 57

4 Stentontplooiing uit katheter 584.1 Algemeen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 594.2 Model 1: contact met de katheter . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 60

4.2.1 Rekenprocedures . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 614.2.2 Convergentieproblemen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 62

4.3 Model 2: randvoorwaarden . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 654.4 Validatie van het numeriek model (1) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 684.5 Uitbreiden van de python-scripts . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 71

4.5.1 Pre-processing . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 724.5.2 Post-processing . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 76

4.6 Invloed van het aantal regio’s . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 804.7 Validatie van het numeriek model (2) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 83

5 Ontplooiing in de arterie 875.1 Karakteristieken van de arterie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 875.2 Modellering van het contact . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 885.3 Simulaties . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 91

6 Modellering van biodegradeerbare draadstents 946.1 Belang van biodegradeerbare stents . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 946.2 Doel van de modellering . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 956.3 Modellering met hinge-connectoren . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 96

6.3.1 Werking van de hinge-connector . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 966.3.2 Resultaten . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 98

6.4 Modellering met hinge- en ujoint-connectoren . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1006.4.1 Werking van de ujoint-connector . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1016.4.2 Aanpassen van de scripts . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1016.4.3 Resultaten . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 103

Inhoudsopgave viii

6.5 Besluit . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 107

7 Conclusies en verder onderzoek 108

A Overzicht stents 110A.1 Legende . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 110

A.1.1 Type . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 110A.1.2 Materiaal . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 110A.1.3 Expansie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 110

A.2 Overzicht . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 111A.3 Figuren . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 112

B Simulaties met ABAQUS/Explicit 116B.1 Model 1: contact met de katheter . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 117B.2 Model 2: randvoorwaarden . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 118

Bibliografie 124

Hoofdstuk 1

Inleiding

Stents zijn buisvormige implantaten die voornamelijk gebruikt worden om stenoses en aneu-rysma’s in arterien te behandelen en om symptomen van kanker in allerlei kanalen van hetlichaam te verlichten. Sinds de introductie van de stent eind jaren tachtig zijn er een grootaantal ontwerpen op de markt gebracht. Bij de zoektocht naar ‘de ideale stent’ moeten heelwat eigenschappen beschouwd worden. Aangezien het onmogelijk is het ontwerp te opti-maliseren voor al deze eigenschappen is de ideale stent eerder een theoretisch begrip. Inde praktijk zal een compromis gezocht worden of zal meer aandacht besteed worden aan deeigenschappen die belangrijk zijn voor de gewenste toepassing van de te ontwerpen stent.

Het doel van de literatuurstudie is een beknopte classificatie van het rijke gamma aan stentsop te stellen en een aantal veel voorkomende toepassingen te bespreken. De eigenschappenvan een stent zijn sterk afhankelijk van zijn geometrische opbouw, expansiemechanisme enmateriaal. Daarom wordt in hoofdstuk 2 een classificatie volgens deze drie criteria opgesteld.Hierbij wordt telkens een overzicht gegeven van de voor- en nadelen van de verschillende typesstents. In hoofdstuk 3 worden een aantal ziektebeelden besproken die via stenting kunnenbehandeld of verlicht worden. Op basis van de voor- en nadelen uit hoofdstuk 2 wordt ookaangegeven waarom een bepaald type stent de voorkeur geniet bij een welbepaalde toepassing.Hiermee worden zowel het ziektebeeld als de plaats in het lichaam waar de stent ontplooidzal worden, bedoeld.

Het hoofddoel van de numerieke studie is het opstellen van een model voor de simulatie vande ontplooiing van zelfexpandeerbare geweven draadstents. Deze stents zijn samengesteld uiteen aantal helicoıdale dunne draden die in tegengestelde richting over en onder elkaar wordengeweven. Door de geweven opbouw hebben ze een grote flexibiliteit en elasticiteit en kunnendaarom ontplooien door zelf-expansie. Indien de stent uit nitinol vervaardigd is, speelt ookhet vormgeheugeneffect van nitinol een belangrijke rol bij de zelf-expansie. Hier worden enkelphynox geweven draadstents onderzocht. Nitinolstents worden in een ander afstudeerwerkbesproken.

1

Hoofdstuk 1. Inleiding 2

Dit werk kadert binnen het doctoraatsonderzoek van ir. Matthieu De Beule, waarin de bio-mechanische modellering van zowel ballon- als zelfexpandeerbare stents aan bod komt. Invorige scripties en onderzoek werd reeds de opbouw van zowel enkellagige als meerlagige ge-weven draadstents aan de hand van pyFormex verwezenlijkt. Bovendien werd aan de handvan scripts een eenvoudige en snelle pre- en post-processing mogelijk gemaakt. De data van depre-processing kunnen gebruikt worden om simulaties met het eindige elementen programmaABAQUS uit te voeren. De data van de simulaties kunnen via de post-processing verwerktworden. Tot slot werd voor de enkellagige geweven draadstent ook een parameterstudie uit-gevoerd en een vergelijking gemaakt met data uit de literatuur.

In hoofdstuk 4 van deze scriptie wordt een methode ontwikkeld om de ontplooiing van eengeweven draadstent te simuleren. Vervolgens worden de pre- en post-processingscripts uitge-breid zodat de modellering van de ontplooiing en het uittekenen van de vorm van de stentwanneer deze uit de katheter ontplooit, eenvoudiger en sneller kan gebeuren. De methodewordt gevalideerd door een vergelijking te maken met experimentele data. In hoofdstuk 5worden enkele eerste simulaties uitgevoerd om de interactie met de arterie te bestuderen enin hoofdstuk 6 worden een aantal mogelijkheden onderzocht voor de modellering van bio-degradeerbare geweven draadstents. Tenslotte worden in hoofdstuk 7 enkele conclusies enmogelijkheden voor verder onderzoek geformuleerd.

Deel I

Literatuurstudie

3

Hoofdstuk 2

Classificatie van stents

Sinds de introductie van de stent eind jaren tachtig zijn er heel wat ontwerpen op de marktgebracht. Elke stent heeft voor- en nadelen en zal dus aan bepaalde eigenschappen betervoldoen dan aan andere. Om de verschillen tussen de stents beter de begrijpen, kan eenclassificatie opgesteld worden. De belangrijkste indelingen kunnen gebeuren op basis vande geometrische opbouw, het expansiemechanisme en het materiaal. In dit hoofdstuk wor-den deze verschillende indelingen en de hiermee gepaard gaande eigenschappen van de stentbesproken.

Eerst wordt een overzicht gegeven van de eigenschappen die de stent in het optimale geval zoumoeten bezitten. Vervolgens wordt de classificatie op basis van bovenstaande drie indelingenbesproken. Tenslotte worden enkele vergelijkende studies uit de literatuur besproken om deeigenschappen van de verschillende types stents te illustreren.

2.1 Eigenschappen

Om de voor- en nadelen van de verschillende types stents beter te begrijpen, wordt eerst eenoverzicht gegeven van de eigenschappen die moeten beschouwd worden bij het stentontwerp.Deze eigenschappen zijn vooral belangrijk met betrekking tot het inbrengen van de stent,de nauwkeurige plaatsing, het minimaliseren van de in-stent restenose en het behoud van devaatopening op lange termijn [1].

Hoge radiale sterkteRadiale steun en structurele sterkte is vereist om lumenverlies na het stenten te voorkomen.Door de radiale druk van de vaatwand zou de stent immers plastisch kunnen samengedruktworden.

Lage elastische radiale recoilBij de expansie van een ballonexpandeerbare stent moet een bepaalde graad van elastische

4

Hoofdstuk 2. Classificatie van stents 5

recoil in rekening gebracht worden om een finale lumendiameter te verkrijgen die overeenstemtmet de vaatdiameter. Elastische radiale recoil is het elastisch terugveren van de stent navolledige ontplooiing en kan gedefinieerd worden als (Rload-Runload)/Rload, waarin Rload destraal van het vat is bij volledige ballonexpansie en Runload na deflatie van de ballon.

Goede flexibiliteitDe stent die in gekrompen toestand op de katheter zit, moet flexibel zijn zodat hij tot op deontplooiingsplaats kan gebracht worden. De geexpandeerde stent moet zich aanpassen aande gebogen vaatgeometrie en mag het vat niet recht trekken, aangezien dit grote schade zouaanbrengen aan de vaatwand.

Kleine stentdoorsnedeDe stent die op de katheter gekrompen zit, moet een kleine doorsnede hebben opdat hijgemakkelijk tot op de plaats van het letsel kan gebracht worden en om te voorkomen dat eenomvangrijke verstoring van de stroming plaatsvindt tijdens het inbrengen. Door de dikte vande stentbenen te verminderen, kan de doorsnede van de stent en het stent-kathetersysteemkleiner gemaakt worden.

Goed in te brengenDit wordt bepaald door de mogelijkheid van de katheter om een gebogen pad te volgen tot aande uiteindelijke bestemming. Een goede flexibiliteit van stent en katheter en een lage wrijvingtussen de stent en het weefsel zijn belangrijk om schade aan de vaatwand te voorkomen en omde beweging van de katheter niet te hinderen. Een voldoende axiale stijfheid van de katheteris belangrijk om de axiale vervorming ervan te beperken. Er moet dus een evenwicht gezochtworden tussen deze variabelen.

Minimale foreshorteningAls een stent radiaal expandeert, kan zijn lengte verminderen. Dit beınvloedt de uiteindelijkepositie en lengte van de stent. Bovendien heeft dit fenomeen als gevolg dat de stent langsde vaatwand schuift, wat erosie van de endotheelcellen kan veroorzaken. De foreshorteningwordt gedefinieerd als (L-Lload)/L, waarin L de lengte van de stent voorstelt voor ontplooiingen Lload de lengte van de stent na ontplooiing.

Minimale elastische longitudinale recoilDe lengte van een ballonexpandeerbare stent kan ook verminderen na deflatie van de ballon.De elastische longitudinale recoil wordt gedefinieerd als (Lload - Lunload)/Lload.

Optimale ondersteuningEnerzijds moet de stent de vaatwand optimaal bedekken om ervoor te zorgen dat het vaatweef-sel niet uitsteekt tussen de stentbenen. Dit wordt prolaps genoemd en leidt tot spanningscon-centraties in de vaatwand. Anderzijds zou echter ook een lage arterie-stentcontactoppervlakte

Hoofdstuk 2. Classificatie van stents 6

moeten gehandhaafd worden, omdat het vreemde materiaal van de stent een agressieve reactiekan veroorzaken.

RadiopaciteitHet materiaal moet ondoorlatend zijn voor X-stralen bij fluoroscopische beeldvorming om hetinbrengen, de precieze positionering en de evaluatie bij opvolging toe te laten.

BiocompatibiliteitHet materiaal moet biocompatibel zijn om geen ongunstige reactie van het lichaam te ont-lokken.

CorrosieweerstandHet materiaal moet corrosie verhinderen door de vorming van een passivatielaag.

Goede vermoeiingseigenschappenCyclische spanningen door bloedstroming kunnen een vermoeiingsbreuk veroorzaken in stents.Daarom moeten deze ontworpen worden om aan tenminste 380 miljoen cycli te weerstaan,wat equivalent is met 10 jaar cyclische vermoeiing.

De hierboven opgesomde eigenschappen zijn de theoretische ontwerpvereisten voor elke stent.In werkelijkheid is het onmogelijk om het ontwerp te optimaliseren voor al deze eigenschappen.Zo heeft een ontwerp met een hoge radiale sterkte dikwijls een kleine flexibiliteit en omgekeerd.

RestenoseNaast de mechanische- en materiaaleigenschappen is ook de restenosegraad belangrijk. Reste-nose als proces is het opnieuw vernauwen van het lumen na de behandeling. Een vernauwingof stenose kan gedefinieerd worden op basis van de diameter: (LDref - LDmin)/LDref ofop basis van de oppervlakte: (LCSAref - LCSAmin)/LCSAref . Hierin zijn LD en LCSA

respectievelijk de diameter en de oppervlakte van het lumen. ‘Ref’ staat voor referentie. Ditis de distale of proximale waarde of een gemiddelde van beide. ‘Min’ staat voor minimaal[2]. Men spreekt ook van restenose wanneer de vernauwing na de ingreep 50 % of meer vande diameter van het lumen inneemt. De restenosegraad is het percentage diameterstenosesdat na de ingreep groter wordt dan 50 %. Soms hanteert men ook de regel 50 % of meeroppervlaktestenose i.p.v. diameterstenose.

Bij ballonangioplastiek is de negatieve remodellering van de vaatwand een belangrijke oorzaakvan restenose. Remodellering is een verandering van de grootte en de samenstelling van devaatwand zonder de aanmaak van nieuw weefsel. Voor restenose is dit te wijten aan eentoename van collageen en het aantal dwarsverbindingen. Bij het plaatsen van een stent treedtrestenose voornamelijk op door neo-intimale hyperplasie. Dit is een natuurlijk genezingsprocesdat volgt op de beschadiging van de vaatwand en dat gekenmerkt wordt door proliferatie en

Hoofdstuk 2. Classificatie van stents 7

migratie van gladde spiercellen en accumulatie van extracellulaire matrix. Daarnaast liggenook acute trombose en elastische radiale recoil van de stent en de vaatwand aan de oorzaakvan restenose [2, 3].

In onderstaande paragrafen wordt een beschrijving gegeven van de belangrijkste karakteris-tieken die bij een bepaalde indeling horen. In bijlage A wordt een overzicht gegeven van decommerciele stents die in deze paragrafen aan bod komen. Tevens zijn nog enkele anderestents opgenomen ter verduidelijking van de verschillende types. De figuren van de stents dieniet in dit hoofdstuk opgenomen zijn, zijn eveneens terug te vinden in deze bijlage.

2.2 Geometrische opbouw

Een eerste onderscheid tussen de verschillende stents kan gemaakt worden op basis van degeometrische opbouw. Vroegere ontwerpen werden meestal geclassificeerd als ofwel veerstents(zoals de Gianturco-Roubin), ofwel slotted tube stents (zoals de Palmaz stents). Terwijl deslotted tube ontwerpen een uitstekende radiale sterkte hadden, ontbrak het hen aan flexi-biliteit. Het tegengestelde was waar voor de veerontwerpen. Deze ontwerpvereisten, diemet elkaar in tegenspraak zijn, brachten een grote verscheidenheid aan stentgeometrieen opde markt. De huidige ontwerpen kunnen ingedeeld worden in twee types: draadstents enbuisstents.

2.2.1 Draadstents

Draadstents [4, 5, 2] zijn opgebouwd uit een opgewonden draad of uit meerdere draden diesamen een buisvormig geheel vormen. De verschillende types worden hieronder kort bespro-ken.

VeerstentVeerstents zijn extreem flexibel, maar hun sterkte is beperkt en hun lage expansiegraad resul-teert in ontwerpen met grote doorsnede. De hedendaagse veerstents zijn gemaakt van nitinolen zijn zelfexpandeerbaar. Een voorbeeld van een veerstent is de Esophacoil.

Figuur 2.1: Esophacoil, InStent [4]

Hoofdstuk 2. Classificatie van stents 8

Helicoıdale spiraalVeerstents zijn helicoıdale spiralen, maar worden in een aparte categorie ondergebracht wegenshun ‘zuivere’ spiraalvorm. Er bestaan echter nog andere ontwerpen waarvan de basisvormeen helicoıdale spiraal is. Een voorbeeld hiervan is de Crossflex stent. Deze stents hebbengeen of een minimaal aantal interne knooppunten. Hierdoor zijn ze zeer flexibel, maar ontbre-ken ze ook longitudinale steun. Door het aanbrengen van interne knooppunten wordt enigeflexibiliteit opgeofferd in ruil voor longitudinale stabiliteit.

Figuur 2.2: Crossflex, Cordis [4]

Geweven draadstentDeze is opgebouwd uit verschillende draden die in elkaar geweven zijn. De geweven opbouwzorgt voor een gesloten structuur. Hierdoor zal er minder schade aan de vaatwand wordentoegebracht dan bij stents met een open structuur, waarbij de beentjes in de vaatwand kunnenduwen. De geweven draadstent zorgt voor een goede bedekking van de vaatwand. Tijdensde expansie treedt wel een aanzienlijke verkorting op. Het meest gekende voorbeeld is deWallstent. Geweven ontwerpen worden vaak gebruikt voor zelfexpandeerbare structuren.

Figuur 2.3: Wallstent, Boston Scientific [4]

Versmolten draadstentDe versmolten draadstent is eveneens opgebouwd uit verschillende draden. De draden zijn indit geval versmolten tot een gesloten celstructuur. Een voorbeeld is de Symphony stent.

Hoofdstuk 2. Classificatie van stents 9

Figuur 2.4: Symphony, Boston Scientific [4]

Geknoopte draadstentKnopen laat de productie toe van flexibele ballonexpandeerbare en zelfexpandeerbare draad-stents. Voorbeelden zijn de Strecker stent (ballonexpandeerbaar) en ZA stent (zelfexpandeer-baar).

Figuur 2.5: Strecker, Boston Scientific [4]

Figuur 2.6: ZA, Cook [4]

Door de fijne benen en soms grote mazen heeft de draadstent over het algemeen een goedeflexibiliteit, maar een flauwe radiale sterkte en stijfheid en treedt er relatief veel prolaps optussen de stentbenen. Ook de foreshortening kan relatief groot zijn.

Hoofdstuk 2. Classificatie van stents 10

Verhoging van de radiale sterkte: multilayer geweven draadstent1

De geweven draadstent kan opgebouwd zijn uit een enkele laag (singlelayer stent) of uitmeerdere lagen (multilayer stent). De meerlagige opbouw vergroot de stevigheid van de stentzodat deze een voldoende radiale sterkte combineert met een goede flexibiliteit.

Figuur 2.7: Numeriek model van een multilayer geweven draadstent [5]

2.2.2 Buisstents

Buisstents [7, 2, 4, 8, 1] worden meestal gesneden uit een stalen buis of soms uit een vlakkemetalen plaat, die dan gerold en gelast wordt tot een buis.

Slotted tube versus modulaire stentDe buisstents kunnen verder onderverdeeld worden in slotted tube en modulaire stents. Deslotted tube stent wordt uit een buisje gesneden, terwijl de modulaire stent is samengestelduit een aantal ringen die aan elkaar gelast zijn. Het prototype van de slotted tube stent is dePalmaz-Schatz stent en een voorbeeld van een modulaire stent is de S7.

Figuur 2.8: Palmaz-Schatz, Cordis [4]

Figuur 2.9: S7, Medronic [4]

1Deze stent werd ontwerpen door het Waals bedrijf Cardiatis [6]

Hoofdstuk 2. Classificatie van stents 11

De modulaire stents hebben dankzij hun opbouw een flexibel karakter, terwijl ze toch hunrigiditeit behouden: elke ring is voldoende rigide en de ringen kunnen ten opzichte van elkaarscharnieren.

Gesloten versus open celontwerpDe slotted tube stents kunnen een open of een gesloten celontwerp hebben. We kunnen destent beschouwen als opgebouwd uit ringen, verbonden door connectoren. Bij een geslotencelontwerp zijn alle inflectiepunten verbonden door connectoren (figuur 2.10 a). De voor-naamste voordelen van deze stents zijn een optimale ondersteuning en een goede bedekking.Het nadeel, vooral bij oudere ontwerpen zoals de Palmaz Schatz, is de kleinere flexibiliteit.Latere ontwerpen, zoals de NIR en Bx Velocity stent, zijn flexibeler door het gebruik vanflexibele connectoren (figuur 2.10 b).

De ringen zorgen voornamelijk voor de ondersteuning van de vaatwand na de stentexpansie,terwijl de flexibele connectoren zorgen voor een buigzame verbinding tussen de ringen voor hetinbrengen van de stent. De connectoren passen zich aan om de kromming te volgen, terwijlde ringen hoofdzakelijk recht blijven. Als het vat voldoende gekromd is om spanningente veroorzaken die hoger zijn dan de vloeigrens van het materiaal, zullen de connectorenplastisch vervormen en gedraagt de structuur zich als een reeks rigide elementen verbondendoor scharnieren. De flexibiliteit is afhankelijk van de positie en de vorm van de connectorenen van de wijze waarop contact plaatsvindt tussen de verschillende elementen.

Figuur 2.10: Verschillende soorten connectoren: (a) gesloten celontwerp (b) gesloten celontwerp metflexibele connectoren (c) open celontwep [4]

Bij een open celontwerp zijn sommige interne inflectiepunten niet verbonden door connectoren(figuur 2.10 c). De open cellen kunnen vervormen, waardoor de stent tijdens het ontplooien

Hoofdstuk 2. Classificatie van stents 12

van vorm kan veranderen. Dit verhoogt de longitudinale flexibiliteit. Een voorbeeld hiervanis de MultiLink stent.

Doordat buisjes gesneden kunnen worden met minder verbindingen en een open celontwerpis het onderscheid tussen slotted tube en modulaire stents bij de hedendaagse stentontwerpenminder duidelijk.

2.3 Expansiemechanisme

Een tweede indeling kan gebeuren op basis van het expansiemechanisme [5, 4]. Er bestaantwee soorten: de ballonexpandeerbare en de zelfexpandeerbare stents.

2.3.1 Ballonexpandeerbare stents

Ballonexpandeerbare stents worden meestal vervaardigd in de configuratie waarin ze geleverdworden: ze zitten op een ballon en katheter gekrompen. De katheter wordt ingebracht via eenkleine snede in de liesslagader, de armslagader of de polsslagader en naar de plaats van hetletsel gebracht. Het opblazen van de ballon zorgt voor de expansie van de stent, waardoor deslagader wordt opengeduwd. De stent ondergaat hierbij een plastische vervorming. De ballonwordt dan leeggezogen en de katheter wordt teruggetrokken (figuur 2.11).

Figuur 2.11: Principe van ballonexpandeerbare stents [9]

Hoofdstuk 2. Classificatie van stents 13

Er worden ballonnen met verschillende vormen gebruikt. Ook het materiaal van de ballonkan verschillen. Daarnaast bestaan er ook meerdere opplooivormen en systemen voor deopblaasopeningen in de katheter2.

2.3.2 Zelfexpandeerbare stents

Zelfexpandeerbare stents worden meestal vervaardigd in geexpandeerde vorm en worden daar-na samengedrukt en vastgezet in een inbrengsysteem. De mogelijkheid tot zelfontplooiing vandeze stents komt tot stand door de opbouw of door de materiaaleigenschappen. In het eer-ste geval wordt bijvoorbeeld een geweven draadstent gebruikt, die in gekrompen toestandwordt gehouden door een omhulsel. Wanneer het omhulsel teruggetrokken wordt, springtde stent door zijn mechanische eigenschappen elastisch open (figuur 2.12). Omwille van demechanische eigenschappen zijn de meeste zelfexpandeerbare stents ook draadstents. In hettweede geval heeft de stent een thermisch vormgeheugeneffect. De mechanische en thermischeeigenschappen kunnen ook gecombineerd worden.

Zelfexpandeerbare stents hebben in onbelaste geexpandeerde toestand een grotere diameterdan het kanaal. De exacte diameter van de ontplooide stent is moeilijker in te schattendan bij ballonexpandeerbare stents. Bij deze laatste is er immers een duidelijk afgelijnddiameterbereik afhankelijk van de druk in de ballon.

Figuur 2.12: Principe van zelfexpandeerbare stents

Er bestaan verschillende systemen om de gekrompen stent te laten ontplooien. Het meestgebruikte systeem is een omhulsel dat teruggetrokken wordt (figuur 2.12). Het inbrengsysteemvan de Ultraflex stent is weergegeven in figuur 2.13 en bestaat uit een touw dat geleidelijkaan ontknoopt wordt om de stent vrij te laten. Het inbrengsysteem van de Wallstent laattoe het omhulsel opnieuw over het ontplooide gedeelte van de stent te schuiven indien dezevoor minder dan 50 % ontplooid is. Hierdoor is een herpositionering van de stent mogelijk[11, 12].

2Meer informatie hierover is te vinden in het afstudeerwerk van Peter Mortier [10]

Hoofdstuk 2. Classificatie van stents 14

Figuur 2.13: Inbrengsysteem van de Ultraflex stent [13]

2.4 Materiaal

Het ideale materiaal [14, 4, 15, 16, 5, 1] is volledig corrosieresistent, biocompatibel, vermoei-ingsresistent en zichtbaar bij het gebruik van X-stralen en MRI. Voor de overige eigenschap-pen moet een onderscheid gemaakt worden tussen ballonexpandeerbare en zelfexpandeerbarestents.

Bij ballonexpandeerbare stents zorgt een hoge elasticiteitsmodulus voor een kleine recoil.Een lage vloeigrens laat expansie bij aanvaardbare ballondrukken toe en vergemakkelijkthet krimpen van de stent op het inbrengsysteem. Een hoge treksterkte na expansie zorgtvoor radiale sterkte met een minimum volume aan materiaal. Deze laat ook het gebruik vandunnere stentbenen toe en verbetert dus de flexibiliteit, het inbrengen en de toegang tot vatenmet een kleine doorsnede. Een hoge hardingsgraad leidt tot een stijging van de sterkte tijdensde expansie van de stent. Tenslotte is een hoge ductiliteit nodig opdat tijdens de expansiegeen breuk zou optreden. Deze eigenschappen zijn onderling verbonden en soms tegenstrijdig.Zo zullen materialen met een hogere treksterkte dikwijls ook een hogere vloeigrens hebben.

Voor zelfexpandeerbare stents zijn grote elastische rekken vereist zowel voor de ontplooiingvan de stent als voor de weerstand tegen het in elkaar gedrukt worden. Dit kan bekomenworden door een lage elasticiteitsmodulus en een hoge vloeigrens. De superelasticiteit bij hetontplooien kan echter ook te wijten zijn aan een thermisch vormgeheugeneffect. De breukreken treksterkte beınvloeden de vermoeiingsweerstand en breuktaaiheid. De weerstand tegenvermoeiing is zeer belangrijk, aangezien de stent de beweging van de vaatwand volgt.

De meest gebruikte materialen zijn roestvast staal, elgiloy en nitinol.

2.4.1 Roestvast staal

Dit is een legering van ijzer, chroom, koolstof en verschillende sporenelementen. Het chroomvormt een laagje chroomoxide dat het onderliggende metaal beschermt tegen verdere corrosie.

Hoofdstuk 2. Classificatie van stents 15

Roestvast staal 316L wordt het meest gebruikt. Door het hoge chroomgehalte en de aanwe-zigheid van nikkel heeft het materiaal een hoge corrosieweerstand. Het gehalte aan koolstofis laag en het materiaal bevat ook toevoegsels van molybdeen en niobium om de mechanischeeigenschappen te verbeteren.

In volledig getemperde toestand is het gemakkelijk vervormbaar en daarom het standaard-materiaal voor ballonexpandeerbare stents. In volledig geharde toestand vertoont het genoegelasticiteit om gebruikt te worden voor bepaalde zelfexpandeerbare ontwerpen [4].

2.4.2 Elgiloy

Elgiloy of phynox is een kobalt-chroom-nikkel legering. Dit materiaal heeft een hogere densi-teit, elasticiteitsmodulus en treksterkte en een groter verschil tussen vloeigrens en treksterk-te, maar een gelijkaardige ductiliteit in vergelijking met roestvast staal. Hierdoor kunnenballonexpandeerbare stents met dunnere benen gefabriceerd worden. Het heeft een goedecorrosieweerstand en een goede biocompatibiliteit. Meestal ondergaat het een thermischebehandeling opdat de stent sterker en harder zou zijn.

2.4.3 Nitinol

Het meest gebruikte materiaal voor zelfexpandeerbare stents is nitinol. Dit is een legeringdie samengesteld is uit nikkel (54-60%) en titanium (40-46%). Het heeft een zeer goedecorrosieweerstand en biocompatibiliteit. Hoewel de hoeveelheid nikkel in nitinol veel groteris, laat dit materiaal niet meer nikkel in het lichaam vrij dan roestvast staal. De weefselreactieis gelijkaardig aan deze voor puur titanium.

Nitinol kan in verschillende fasen voorkomen naargelang de temperatuur waarop het zichbevindt. Martensiet is de fase bij lagere temperaturen. In deze fase is nitinol heel zacht envervormbaar. Austeniet daarentegen komt voor bij hogere temperaturen en is eerder harden stijf. Boven de austeniettemperatuur gedraagt nitinol zich superelastisch en aangeziendeze temperatuur rond de lichaamstemperatuur van 37◦ ligt, kan de stent in superelastischeen stijve vorm de vernauwing openduwen. Figuur 2.14 geeft het spanning-rekdiagram vannitinol weer. Dit materiaal wordt gekenmerkt door spanningshysteresis.

Aan de hand van figuur 2.14 kan het gedrag van nitinolstents verklaard worden. De expansievan de stent bij het terugtrekken van het omhulsel is te wijten aan een thermisch vormge-heugeneffect. De stent bevindt zich oorspronkelijk in de martensietfase en wordt vervormdzodat hij in het inbrengsysteem kan geplaatst worden (a-b). Wanneer de katheter wordt in-gebracht in het lichaam, stijgt de temperatuur tot boven de austeniettemperatuur en bevindthet materiaal zich in de austonietfase. Hierdoor wordt de vervorming teniet gedaan en keertde stent terug naar zijn oorspronkelijke vorm (b-e). Hierbij is een elastische rek tot ongeveer

Hoofdstuk 2. Classificatie van stents 16

8 % mogelijk. De expansie van de stent stopt echter in het punt c doordat deze contact maaktmet de vaatwand. Omdat de stent niet is geexpandeerd tot zijn initiele diameter (c-e), blijft

Figuur 2.14: Spanning-rekdiagram van nitinol [16]

hij nog een lage expansiekracht uitoefenen. Omdat deze kracht constant blijft over grote rek-ken, wordt ze Chronical Outward Force (COF) genoemd. Aan recoil en andere kleine externekrachten, zoals de samentrekking van een arterie, wordt weerstand geboden volgens het padc-d. Deze weerstand wordt Radial Resistance Force (RRF) genoemd. De belastingscurve c-dis veel steiler dan de ontlastingscurve c-e. Dit betekent enerzijds dat de COF ook bij grotevervorming en overdimensionering van de stent zeer laag blijft. Anderzijds stijgt de RRF snelbij kleine vervormingen tot het spanningsplateau is bereikt (punt d). Hierdoor heeft de stentals het ware een dubbele stijfheid.

Een andere eigenschap van nitinolstents is hun weerstand tegen het in elkaar gedrukt wor-den bij grotere externe krachten (figuur 2.15). Deze stents kunnen niet permanent vervormdworden door een uitwendige kracht omwille van hun superelasticiteit. Elastische rekken tot8 % zijn mogelijk. De superelasticiteit van nitinol treedt op als het mechanisch vervormdwordt boven de austeniettemperatuur en is dus van toepassing voor de stent die in het li-chaam zit. Wanneer de stent wordt samengedrukt door een uitwendige kracht, treedt eenspanningsgeınduceerde fasetransformatie van austeniet naar martensiet op. Het martensiet isechter niet stabiel bij deze hoge temperatuur, waardoor het materiaal onmiddellijk terugkeertnaar de austenietfase en de stent naar zijn oorspronkelijke positie wanneer de spanning wordtweggenomen.

Hoofdstuk 2. Classificatie van stents 17

Figuur 2.15: Superelasticiteit van nitinol [16]

2.4.4 Andere materialen

Alternatieve materialen voor ballonexpandeerbare stents zijn tantalium, platinalegeringen,niobiumlegeringen en kobaltlegeringen. Deze worden gebruikt voor een betere zichtbaarheidbij het gebruik van X-stralen en MRI, een hogere sterkte, een betere corrosieweerstand of eencombinatie van deze karakteristieken.

2.4.5 Ballonexpandeerbare roestvast stalen versus zelfexpandeerbare niti-

nol stents

Hoewel niet alle ballonexpandeerbare stents uit roestvast staal en niet alle zelfexpandeerbarestents uit nitinol vervaardigd zijn, zijn afwijkingen hiervan zeldzaam en op grote schaal on-belangrijk. Een belangrijke uitzondering is de geweven Wallstent, die niet superelastisch is,maar technisch gezien nog steeds tot de zelfexpandeerbare stents behoort. Hieronder wordenenkele verschillen in eigenschappen besproken voor deze twee types stents [17, 7, 18].

Radiale sterkte

Ballonexpandeerbare stents kunnen plastisch samengedrukt worden als een kritieke externedruk overschreden wordt. Dit is meestal eerder een verbuiging dan een uniforme verminderingvan de diameter. Dit betekent dat de weerstand tegen permanente samendrukking sterkafhankelijk is van de excentriciteit van het letsel, lokale onregelmatigheden, . . .

Voor zelfexpandeerbare stents is er geen beperking van de structurele sterkte. Deze herstellenelastisch, zelfs na volledig samengedrukt te worden. Dit betekent dat de radiale sterkte nietbeschouwd moet worden in het ontwerp. Hierdoor kan meer aandacht geschonken worden aanandere eigenschappen, zoals een betere flexibiliteit. Zelfexpandeerbare stents zijn in bepaaldegevallen vatbaar voor verbuiging. Hoewel dit elastisch gebeurt en er een onmiddellijk herstelis na het wegnemen van de spanning, kan dit in bepaalde situaties wel klinische problemenopleveren.

Hoofdstuk 2. Classificatie van stents 18

Stijfheid

De radiale stijfheid duidt aan hoeveel de diameter van een stent vermindert bij het aanbrengenvan een externe radiale druk. Een ballonexpandeerbare stent zal in het algemeen stijver zijndan een zelfexpandeerbare stent met een identiek ontwerp door de lagere elasticiteitsmodulusvan nitinol. Dit verschil is moeilijk te meten wegens het niet-lineaire spanning-rekdiagramvan nitinol, maar de ballonexpandeerbare stent zal minstens drie keer stijver zijn. Aangezienballonexpandeerbare stents een hoge radiale sterkte vereisen, heeft het ontwerp ook de neigingom stijver te zijn. Wegens de lagere radiale stijfheid van de zelfexpandeerbare stent, is deradiale compliantie van een arterie met een zelfexpandeerbare stent veel groter dan deze vaneen arterie met een ballonexpandeerbare stent.

De axiale stijfheid of buigingscompliantie is ook verschillend. Zelfexpandeerbare stents zijnopnieuw meer compliant dan ballonexpandeerbare stents met een identiek ontwerp. Dit iszowel van belang bij het inbrengen als bij de expansie van de stent. Het gebruik van zeerflexibele connectoren die plastisch vervormen, hebben tot een beter compliantie geleid voorballonexpandeerbare stents. Toch passen zelfexpandeerbare stents zich beter aan en zorgenvoor een kleinere vervorming van de arterie. Dit laatste kan immers tot hoge contactdrukkenleiden.

Acute recoil

In tegenstelling tot ballonexpandeerbare stents veren zelfexpandeerbare stents niet terug naeen bijkomende ballondilatatie. Deze laatste oefenen immers een kracht uit die de inflatievan de ballon bijstaat, terwijl de eerste de inflatie van de ballon tegenwerken. De toestandin de arterie is echter anders. Beide stents zullen in het algemeen terugveren door de krachtdie uitgeoefend wordt door de arterie.

Chronische recoil en hyperplasie

Zonder bijkomende ballondilatatie kan een ballonexpandeerbare stent enkel kleiner worden indiameter over de tijd heen. De meeste ballonexpandeerbare stents zijn sterk genoeg om ervoorte zorgen dat dit effect verwaarloosbaar is. Een overgedimensioneerde zelfexpandeerbare stentdaarentegen blijft een verdere kracht uitoefenen op de vaatwand en het is bewezen dat dezeeen negatieve chronische recoil ondergaat. De diameter van de stent zal dus nog toenemen nade ontplooiing van de stent [17]. De beschadiging van de vaatwand die hiermee gepaard gaat,veroorzaakt echter een grotere groei van neo-intima dan bij de ballonexpandeerbare stents.Hierdoor is het mogelijk dat beide types een gelijkaardige restenosegraad vertonen [18].

Hoofdstuk 2. Classificatie van stents 19

2.5 Vergelijkende studies

In de literatuur zijn verschillende studies te vinden die voor bepaalde parameters een ver-gelijking maken tussen commercieel beschikbare stents met een verschillende geometrischeopbouw, expansiemechanisme of materiaal. Hieronder worden de resultaten van enkele vandeze studies samengevat. Deze studies zijn een goede illustratie van de eigenschappen die inde paragrafen 1.2 tot 1.4 per stenttype beschreven werden. Er wordt ook aangetoond hoedoor het ontwerp een bepaalde parameter kan geoptimaliseerd worden of hoe een zo goedmogelijke combinatie van parameters kan verkregen worden.

2.5.1 Ballonexpandeerbare versus zelfexpandeerbare stents

In een onderzoek naar de mechanische eigenschappen van perifere zelfexpandeerbare nitinolstents en ballonexpandeerbare roestvast stalen stents [19] werd volgend resultaat gevonden(figuur 2.16 en 2.17). De zelfexpandeerbare stents vertonen een kleinere buigstijfheid en zijndus flexibeler. Ze zullen zich beter aanpassen aan de vorm van de slagader dan de ballonex-pandeerbare stents. De druk waarbij de stent invalt, is hoger voor de ballonexpandeerbarestents. Zoals reeds vermeld, heeft dit te maken met de lage elasticiteitsmodulus van nitinolbij hoge externe radiale drukken.

Figuur 2.16: Buigstijfheid voor de zelf- en ballonexpandeerbare stents

Hoofdstuk 2. Classificatie van stents 20

Figuur 2.17: Druk waarbij de stent invalt voor de zelf- en ballonexpandeerbare stents

Uit een onderzoek naar de expansiekracht en de precisie van de expansie [20] konden vol-gende besluiten getrokken worden. De zelfexpandeerbare stents vertonen een lagere radialeexpansiekracht dan de ballonexpandeerbare stents. De initiele diameter van de stent werdniet bereikt voor deze zelfexpandeerbare stents, maar wel voor meer dan 70 % van de bal-lonexpandeerbare stents. Aangezien de zelfexpandeerbare stents een grotere variatie in deeinddiameter vertonen, hebben ze ook een lagere graad van precisie.

Een mogelijke verklaring voor het grote verschil in radiale expansiekracht kan zijn dat ergeen bijkomende ballondilatatie werd uitgevoerd voor de zelfexpandeerbare stents, wat in depraktijk wel dikwijls gebeurt. Het doel van de studie was echter om de zuivere expansiekrachtvan de stents te vergelijken.

Het principe van een bijkomende ballondilatatie voor zelfexpandeerbare nitinolstents wordtgeıllustreerd in figuur 2.18. Door het terugtrekken van het omhulsel expandeert de stent enmaakt contact met de arterie (punt a). Het lumen van de arterie vergroot tot er evenwichtis tussen de spanning in de stent (druk) en de spanning in de arterie (trek) (punt b). Eenbijkomende ballondilatatie zorgt ervoor dat de stent verder expandeert en het lumen verdervergroot (b-c). Doordat nitinol een grotere stijfheid heeft bij belasten dan bij ontlasten, zalbij deflatie van de ballon geen volledige recoil tot aan punt b optreden. Evenwicht tussen despanningen wordt bereikt in punt d [17].

Hoofdstuk 2. Classificatie van stents 21

Figuur 2.18: Principe van bijkomende ballondilatatie voor nitinolstent [17]

2.5.2 Ballonexpandeerbare stents

In deze paragraaf worden enkele studies besproken die een vergelijking maken tussen verschil-lende ballonexpandeerbare stents.

Elastische radiale recoil

In een eerste onderzoek naar de acute elastische radiale recoil werd een vergelijking gemaakttussen zes stents [21]. Voor het in vitro model van de coronaire arterie werden buisjes uit latexgebruikt met een diameter van 3 mm en een lengte van 40 mm. De diameter werd opgemetenmet IVUS (IntraVascular Ultrasound Imaging). De resultaten zijn vergelijkbaar met klinischeresultaten uit verschillende studies, waarin gebruik gemaakt wordt van angiografie om dediameter op te meten. Tabel 2.1 geeft de verschillende stenttypes en de resultaten weer.

Tabel 2.1: Elastische radiale recoil voor de verschillende types stents

Navius ZR1 0.9 ± 2.7 % multidesign roestvrij staal (gehard)MultiLink 3.0 ± 0.9 % slotted tube roestvrij staalJJIS Biliary 5.3 ± 3.9 % slotted tube roestvrij staalJJIS Coronary 10.9 ± 2.8 % slotted tube roestvrij staalWiktor 12.1 ± 3.0 % helicoıdale spiraal tantaliumGR-II 17.8 ± 3.2 % helicoıdale spiraal roestvrij staalPTCA 20.8 ± 2.4 %

Hoofdstuk 2. Classificatie van stents 22

Uit deze tabel kan besloten worden dat er bijna geen vermindering van de elastische recoil is bijhet plaatsen van een Gianturco-Roubin II stent in vergelijking met het uitvoeren van PTCA3

of ballonangioplastiek. De Wiktor stent geeft een iets beter resultaat. In het algemeen wordteen kleinere elastische recoil bekomen met de slotted tube stents dan met de draadstents. DeNavius ZR1 (figuur 2.19) geeft een zeer goed resultaat. De elastische recoil bedraagt minderdan 1 %. Deze stent is echter gemaakt van volledig gehard roestvast staal, in plaats vanstaal dat een temperingsproces heeft ondergaan om het zachter en vervormbaar te maken.De weerstand tegen recoil wordt bekomen door een sluitmechanisme. De tanden (A) aan deene kant van elke strook passen in het andere uiteinde (B). Doordat de stent is opgebouwduit radiale stroken die met elkaar verbonden zijn, heeft hij ook een voldoende longitudinaleflexibiliteit.

Figuur 2.19: Navius ZR1, Navius [21, 4]

In een tweede onderzoek werd de chronische elastische radiale recoil van vier stenttypes on-derzocht [22]. De recoil is hier gedefinieerd op basis van de oppervlakte van het lumen:(Aa-Ac)/Aa waarin Aa niet lang na de interventie werd gemeten en Ac gemiddeld 5.3 maan-den later. De stents werden aangebracht in 70 patienten, die allemaal een diameterstenosevan meer 50 % hadden. De diameter werd opnieuw opgemeten met IVUS. De resultatenworden weergegeven in tabel 2.2.

Tabel 2.2: Elastische radiale recoil voor de verschillende types stents

NIR 0.3 ± 3.0 % slotted tubePalmaz-Schatz 0.4 ± 5.0 % slotted tubeAVE GFX 0.7 ± 5.8 % modulairCrossflex 4.0 ± 6.0 % helicoıdale spiraal

3Eng: percutaneous transluminal coronary angioplasty

Hoofdstuk 2. Classificatie van stents 23

De chronische elastische recoil is beduidend groter voor de Crossflex dan voor de drie andereontwerpen. Tussen de drie buisstents is er slechts een klein verschil. Deze hebben een zeerkleine chronische elastische recoil.

Longitudinale flexibiliteit

In een studie van de longitudinale flexibiliteit werden 13 ontwerpen vergeleken voor en naballonexpansie [23]. Aan de hand van een driepuntsbuigproef werd de longitudinale stijfheidbepaald. Voor 8 ontwerpen werd ook de stijfheid van het stent/ballon inbrengsysteem geme-ten. Daarnaast werd ook een relatie gezocht tussen het aantal longitudinale connecties tussende stentbenen en de longitudinale flexibiliteit. Tabel 2.3 geeft de verschillende types stentsweer (2 draadstents en 11 buisstents) en figuur 2.20 toont de resultaten.

Tabel 2.3: Verschillende types stents

Wiktor-i helicoıdale spiraalCrossflex helicoıdale spiraalAVE GFX modulairBard XT modulairMultiLink Duet slotted tube open celMultiLink slotted tube open celBiodivYsio slotted tube open celV-Flex Plus slotted tube open celBeStent slotted tube open celJostent slotted tube open celNIR slotted tube gesloten celNIR-Primo slotted tube gesloten celCrown slotted tube open cel

De linkse grafiek geeft de resultaten weer voor de niet-geexpandeerde en de geexpandeerdetoestand van de stent. In de niet-geexpandeerde toestand wordt de kleinste longitudinalestijfheid bekomen voor de Wiktor-i en Crossflex. Dit zijn helicoıdale spiralen. De AVEGFX en Bard XT zijn modulaire stents. Deze zijn opgebouwd uit ringen die aan elkaargelast zijn en ten opzichte van elkaar kunnen scharnieren. Hierdoor hebben deze stents eenlongitudinale flexibiliteit die, in niet-geexpandeerde toestand, niet zo veel kleiner is dan dezevan de helicoıdale spiralen.

Voor de slotted tube stents vertonen de MultiLink Duet, MultiLink, BiodivYsio, V-FlexPlus, BeStent en Jostent een gelijkaardige stijfheid. Deze hebben allen een open celontwerp.

Hoofdstuk 2. Classificatie van stents 24

Figuur 2.20: Longitudinale stijfheid voor de verschillende types stents [23]

Doordat niet alle interne inflectiepunten verbonden zijn door connectoren, hebben ook dezestents een redelijk goede flexibiliteit. De NIR en NIR-Primo daarentegen hebben een geslotencelontwerp, waardoor een merkelijk grotere stijfheid bekomen wordt.

De Crown stent wordt voorgesteld in figuur 2.21. Dit is een slotted tube stent die is samen-gesteld uit horizontale ringen die met elkaar verbonden zijn [24, 25]. Hierdoor heeft hij eengrote longitudinale stijfheid.

Figuur 2.21: Crown, Cordis [26]

Na expansie hebben alle stents een grotere stijfheid. Tussen de stijfheid van de geexpandeerdestent en het aantal longitudinale verbindingen werd een lineair verband gevonden met eencorrelatiecoefficient van 0.82. De grotere stijfheid van de gesloten celontwerpen ten opzichtevan de open celontwerpen illustreert dit verband.

De rechtse grafiek in figuur 2.20 toont de stijfheid voor de niet-geexpandeerde toestand enhet stent/ballon inbrengsysteem. Behalve voor de NIR-Primo is het stent/ballon systeemaanzienlijk stijver dan de niet-geexpandeerde stent. Hieruit blijkt de grote invloed van deballonkatheter op de flexibiliteit van het inbrengsysteem.

Hoofdstuk 2. Classificatie van stents 25

Restenosegraad

Onderstaande resultaten werden gevonden in een studie van de klinische impact van hetontwerp van stents in percutane coronaire interventies [27].

De helicoıdale spiralen, zoals de Gianturco-Roubin II, de Crossflex en Wiktor stent, hebbeneen grote flexibiliteit, maar vertonen een hoge graad van elastische recoil en prolaps en heb-ben een lage radiale sterkte. Deze karakteristieken vormen waarschijnlijk de oorzaak van hunhogere vroege complicatiegraad, lagere acute lumenwinst en hoger laat lumenverlies in ver-gelijking met de slotted tube en modulaire stents. Dit werd aangetoond in twee studies (ziefiguur 2.22). Restenose is hier gedefinieerd als een diameterstenose groter dan 50 %. De GR-IIstent was geassocieerd met een hogere subacute trombosegraad en een hogere restenosegraaddan de Palmaz-Schatz stent en de Crossflex stent vertoonde een hogere restenosegraad dande NIR stent. Hieruit blijkt dat ballonexpandeerbare draadstents in het algemeen een grotererestenosegraad vertonen dan buisstents.

Figuur 2.22: Vergelijking van de klinische impact voor verschillende types stents [27]

2.5.3 Zelfexpandeerbare stents

Ook voor de zelfexpandeerbare stents zijn er voor verschillende parameters vergelijkende stu-dies te vinden.

Foreshortening en radiopaciteit

Een eerste onderzoek [11] maakt een vergelijking tussen zes types: de Wallstent, Ultraflex,Diamond, ZA, Memotherm en Z-stent. Deze worden afgebeeld in figuur 2.23. De Wallstentis gemaakt uit elgiloy en de Z-stent uit roestvast staal. De vier andere stents zijn, zoals demeeste zelfexpandeerbare stents, vervaardigd uit nitinol.

Hoofdstuk 2. Classificatie van stents 26

Figuur 2.23: Wallstent, Ultraflex, Diamond, ZA, Memotherm en Z-stent [11, 28, 29, 4]

De Wallstent heeft een geweven structuur. Hierdoor kunnen de draden tijdens de expansieverdraaien ten opzichte van elkaar. De foreshortening bedraagt 20 a 30 %. De Ultraflexis samengesteld uit een enkele draad die in een buisvormige mesh geknoopt is. Tijdens deontplooiing treedt een verkorting van 30 a 40 % op [11, 12, 30].

De nitinoldraad van de Diamond stent is geweven in een mesh die uit diamantvormige cellenbestaat. Hoewel de verbindingspunten tussen de cellen niet vastgezet zijn, voorkomen ze eensignificante verkorting van de stent tijdens de ontplooiing. De nitinoldraad van de ZA stent isgeknoopt en vormt een reeks pijlvormige cellen. De verbindingspunten zorgen opnieuw vooreen verwaarloosbare foreshortening. De Memotherm stent is samengesteld uit ruitvormigecellen en de Z-stent uit rijen van roestvast stalen benen in een zigzag-configuratie. Bij dezetwee stents zijn de verbindingspunten gefixeerd en voorkomen zo een grote verkorting tijdensde expansie.

Deze voorbeelden illustreren dat de foreshortening sterk afhankelijk is van het geometrischontwerp, in het bijzonder van de mogelijkheid van de draden om te verschuiven ten opzichtevan elkaar.

De radiopaciteit is afhankelijk van het materiaal waaruit de stent is samengesteld en de groot-te van de draden. Sommige ontwerpen sluiten metalen met een grotere dichtheid in om defluoroscopische zichtbaarheid te verbeteren. Z-stents gebruiken zilver aan de verbindingspun-ten. De ZA stent heeft gouden en de Diamond stent platina-iridium markeringspunten. DeWallstent voor het galkanaal is vervaardigd uit draden met een kern van tantalium, omgevendoor Elgiloy.

Hoofdstuk 2. Classificatie van stents 27

Radiale kracht en weerstand tegen knik

In een vergelijkende studie van de fysische eigenschappen van zelfexpandeerbare metalenstents voor de slokdarm [31] werden volgende types onderzocht: de Z-stent, Wallstent, Ul-traflex, Song en Esophacoil. Figuur 2.24 geeft een voorstelling van deze stents. Behalve deEsophacoil waren deze alle bedekt met een siliconen membraan. De Wallstent is vervaardigduit elgiloy, de Esophacoil en Ultraflex uit nitinol en de Song en Z-stent uit roestvast staal.De Song stent is een gewijzigde versie van de Z-stent en heeft een gladder oppervlak en geenhaken aan het uiteinde [32]. In tabel 2.4 worden de expansiekracht en inwendige straal bijhet knikken van de stent weergegeven. Dit is de straal van de cirkel die overeenkomt metde inwendige kromming van de stent vlak voordat knik optreedt (zie figuur 2.25). Een grotestraal betekent dat knik optreedt na slechts een kleine verbuiging van de stent.

Figuur 2.24: Z-stent, Wallstent, Ultraflex, Song en Esophacoil [31]

Tabel 2.4: Expansiekracht en straal bij knik

Type stent Lengte Expansiekracht Straal bij/Diameter (mm) (N/mm/cm) knik (mm)

Esophacoil 160/18 63.5 22Wallstent 115/19 0.748 30Z-stent 80/19 0.283 > 200Song 125/15.5 0.277 > 200Ultraflex 100/17.5 0.094 41

Hoofdstuk 2. Classificatie van stents 28

Figuur 2.25: Inwendige straal bij knik [31]

De Esophacoil heeft een expansiekracht of weerstand tegen samendrukking die 60 keer groteris dan deze van de andere stents. Deze radiale kracht moet de samendrukkingskracht vande stenose tegenwerken opdat een volledige expansie van de stent zou bereikt worden. Hijheeft ook de grootste weerstand tegen knik. Bovendien zorgt het veerontwerp ervoor dat destent zich goed aanpast aan de geometrie van de tumor. Hij is ideaal voor het stenten vande verbinding tussen slokdarm en maag, die vaak een hoekige configuratie heeft. Zoals gezienbij sommige patienten, kan de grote expansiekracht echter matige pijn veroorzaken na hetstenten.

De expansiekrachten van de andere stents zijn niet significant verschillend van elkaar. Na deEsophacoil heeft de Wallstent de grootste radiale kracht, gevolgd door de Song en Z-stent.De Ultraflex heeft een relatief kleine expansiekracht doordat hij uit nitinol vervaardigd is.

De weerstand tegen knik verschilt wel sterk voor de vier andere stents. De Song stent enZ-stent hebben beide de kleinste weerstand wegens hun gelijkaardige opbouw. Deze stentszouden meer geschikt kunnen zijn voor kwaadaardige vernauwingen in het midden of proxi-male derde van de slokdarm, dat een relatief recht verloop heeft. De Wallstent en Ultraflexzijn beduidend beter voor de weerstand tegen knik en kunnen geschikt zijn voor kwaadaardigevernauwingen met kleine hoeken.

Hoofdstuk 2. Classificatie van stents 29

2.6 Besluit

De waarden uit verschillende studies zijn moeilijk te vergelijken wegens verschillen in proef-methode, patientenpopulatie, observatietijd, . . . Toch kunnen op basis van bovenstaandeparagrafen enkele algemene conclusies geformuleerd worden.

De meeste ballonexpandeerbare stents worden vervaardigd uit roestvast staal, omwille van degoede vervormbaarheid van dit materiaal. Voor de zelfexpandeerbare stents is het meest ge-bruikte materiaal nitinol. De zelfexpansie komt tot stand door het thermisch vormgeheugen,terwijl de weerstand tegen samendrukking wordt bekomen door de superelasticiteit. Omwillevan de mechanische elasticiteit, worden voor de zelfexpandeerbare ontwerpen in het alge-meen draadstents gebruikt. De ballonexpandeerbare ontwerpen zijn voornamelijk buisstents.Draadstents, voornamelijk helicoıdale spiralen, worden echter ook gebruikt.

Omwille van het verschil in materiaal hebben ballonexpandeerbare stents in het algemeen eengrotere stijfheid. Zelfexpandeerbare stents zijn flexibeler en volgen de vorm van het kanaalbeter, terwijl ballonexpandeerbare stents soms de neiging hebben de vorm van het kanaalte wijzigen. De geexpandeerde diameter die bekomen wordt door middel van zelfexpansie ismoeilijker in te schatten dan de diameter die bereikt wordt door het opblazen van een ballon.Ballonexpandeerbare stents hebben dus het voordeel dat ze een meer nauwkeurige expansietoelaten. De klinische resultaten van beide types zijn gelijkaardig. Bij zelfexpandeerbarestents treedt een verdere vergroting van de diameter op na expansie. De verhoogde neo-intimale hyperplasie kan echter tot een gelijkaardige restenosegraad leiden in vergelijking metballonexpandeerbare stents.

Het gebruik van draadstents voor de zelfexpandeerbare structuren draagt bij tot de groteflexibiliteit van deze groep. Hoewel sommige draadstents een grote foreshortening vertonen,bestaan er ook ontwerpen met een betere verbinding tussen de draden of met gefixeerde ver-bindingspunten. Ook voor de ballonexpandeerbare stents kan een hoge flexibiliteit verkregenworden door het gebruik van draadstents. De radiale sterkte en stijfheid zijn echter kleiner danvoor buisstents, waardoor een grotere elastische radiale recoil optreedt. Ballonexpandeerbaredraadstents vertonen ook een hogere restenosegraad dan buisstents.

Buisstents beschikken in het algemeen over een grote radiale sterkte en een grote radiale stijf-heid. De longitudinale flexibiliteit is sterk afhankelijk van het type buisstent. De modulairestent biedt een goede combinatie tussen radiale sterkte, radiale stijfheid en flexibiliteit. Deflexibiliteit van de slotted tube stent kan verbeterd worden door een open celontwerp en/offlexibele connecties.

Hoofdstuk 3

Toepassingen van stents

Stents worden geplaatst in allerlei kanalen van het lichaam en dit met verschillende doelein-den. In dit hoofdstuk wordt een overzicht gegeven van een aantal ziektebeelden die kunnenbehandeld worden met stenting. Het gebruik van stents in de slagaders is het meest gekend.In het geval van een vaatvernauwing heeft de stent als doel het kanaal terug open te duwen.Bij een uitzetting van de vaatwand moet de stent een nieuw kanaal vormen voor de bloed-stroom. Er zijn echter nog tal van andere plaatsen in het lichaam waar deze behandelingwordt toegepast. Stents worden niet altijd ingebracht met het oog op genezing van een be-paalde ziekte, maar kunnen ook gebruikt worden om bepaalde ziektebeelden te verlichten.Dit is bijvoorbeeld het geval voor een tumor, waar de stent als doel heeft het kanaal open tehouden en zo de pijn te verlichten.

Afhankelijk van de te behandelen ziekte en locatie in het lichaam worden verschillende typesstents aangewend. Op basis van het tweede hoofdstuk, waarin de eigenschappen van deverschillende types uiteengezet werden, wordt beschreven welke stents het meest gebruiktworden voor een bepaalde toepassing.

3.1 Slagaders

In een slagader of arterie worden stents meestal geplaatst om een vernauwing of een verwijdingte behandelen. De meest voorkomende oorzaak van deze ziektebeelden is atherosclerose. Ditis een proces dat wordt veroorzaakt door een ontstekingsreactie en wordt gekenmerkt door eenafzetting van vettige bestanddelen uit het bloed (bvb. cholesterol en lipiden) in de wandlagenvan de slagaders1. Deze afzettingen worden plaque genoemd [5]. In figuur 3.1 wordt eenoverzicht gegeven van de slagaders in het menselijk lichaam. Figuur 3.2 toont de craniale2

slagaders.1Een gedetailleerde beschrijving van dit proces is te vinden in het afstudeerwerk van Denis Van Loo [2]2In de richting van het hoofd

30

Hoofdstuk 3. Toepassingen van stents 31

Figuur 3.1: Slagaders in het menselijk lichaam [33]

Figuur 3.2: Craniale slagaders [34]

Hoofdstuk 3. Toepassingen van stents 32

De slagaderwand is opgebouwd uit drie lagen. De binnenste laag of tunica intima bestaatuit endotheel en een matrix van elastisch bindweefsel. De tunica media is opgebouwd uitgladde spieren en elastisch bindweefsel. Door het ontspannen of samentrekken van de gladdespiervezels zorgt deze laag voor het behoud van een normale bloeddruk. De buitenste laagof tunica adventitia bestaat voornamelijk uit bindweefsel met daartussen ook enkele gladdespiercellen. Het is een zeer stevige beschermingslaag die er voor zorgt dat er geen bloeddoorheen de slagaderwand lekt en die de wand beschermt tegen overreking [2].

3.1.1 Vernauwingen

De opbouw van plaque kan tot een vernauwing of stenose van de slagader leiden. Dit kantot gevolg hebben dat er onvoldoende bloed en dus onvoldoende zuurstof stroomt naar deweefsels die van dat bloedvat afhankelijk zijn. Weefsel dat te weinig zuurstof krijgt, kan doorverzuring pijn veroorzaken (bvb. in de benen3 of op de borst4). In het ergste geval sterft hetweefsel af. Men spreekt dan van een infarct. In figuur 3.3 worden de voornaamste klinischegevolgen van een vernauwing weergegeven.

Figuur 3.3: Voornaamste klinische gevolgen van een vernauwing [35]

Zuurstoftekort in een vernauwde kransslagader5 kan leiden tot een hartinfarct6. Analoog kaneen vernauwing in bijvoorbeeld een halsslagader7 of hersenslagader8 leiden tot een hersenin-farct9. Dit kan het gevolg zijn van het openbreken van de atherosclerotische plaque. Bij eentrombose ontstaat een bloedklonter op de plaats van de beschadiging. Figuur 3.4 geeft hiervaneen vereenvoudigde voorstelling. Voor een meer gedetailleerde beschrijving wordt verwezennaar het afstudeerwerk van Denis Van Loo [2]. Bij een embolie wordt de afgebroken plaquemeegevoerd door de bloedstroom en loopt deze vast in een kleiner bloedvat. In beide gevallenwordt een bloedvat afgesloten, waardoor zuurstoftekort optreedt [35, 36].

3Claudicatio intermittens4Angina pectoris5Eng: coronary artery6Eng: myocardial infarction7Eng: carotid artery8Eng: cerebral artery9Eng: ischaemic stroke

Hoofdstuk 3. Toepassingen van stents 33

Figuur 3.4: Afgesloten slagader door de vorming van een bloedklonter [37]

Atherosclerose behoort tot de hart- en vaatziekten. Deze zijn verantwoordelijk voor bijna dehelft (49 %) van alle overlijdens in de Europese Unie. Naast leeftijd (atherosclerose is immerseen normaal verouderingsproces) zijn de belangrijkste risicofactoren [38, 39]:

� roken

� diabetes

� mannelijk geslacht

� hoge bloeddruk

� hoog cholesterolgehalte

� gebrek aan lichaamsbeweging

Hoofdstuk 3. Toepassingen van stents 34

� overgewicht

� chronische stress

� overmatig alcoholgebruik

� erfelijkheid

Om de vernauwing uit de circulatie te halen, kan een bypassoperatie worden uitgevoerd. Ditis een open chirurgische behandeling. Bij een minimaal-invasieve behandeling wordt via eenkleine incisie in de lies, arm of pols een katheter ingebracht. Hierdoor kan een instrument ofimplantaat op de plaats van de vernauwing gebracht worden. Atherectomie is een voorbeeldvan een minimaal-invasieve techniek waarbij een instrument wordt ingebracht om de plaque teverwijderen. De plaque kan worden verpulverd, weggesneden of verdampt. Bij de behandelingmet ballonangioplastiek en stenting wordt een ballon en/of stent ingebracht. In het eerstegeval wordt een ballon opgeblazen, die de slagaderwand zal uitrekken. Wanneer het lumenvoldoende groot is, wordt de ballonkatheter teruggetrokken. Opdat de elastische terugveringvan de slagaderwand de lumenverwijding niet zou teniet doen, wordt de slagaderwand bijballonangioplastiek overmatig geexpandeerd. In het tweede geval blijft een stent achter op deplaats van de vernauwing om de slagaderwand te ondersteunen [2].

Atherosclerose komt voor in de grote en middelgrote arterien, waaronder de kransslagaders,halsslagaders, hersenslagaders, aorta, nierslagaders10, beenslagaders11 en ondersleutelbeen-slagaders12. Afhankelijk van de locatie van de vernauwing zal eerder een ballon- of zelfexpan-deerbare stent geplaatst worden. Hieronder worden eerst enkele factoren besproken die dekeuze van de stent beınvloeden. Nadien wordt dieper ingegaan op de behandeling van enkelespecifieke slagaders met bijzondere kenmerken.

Algemeen: zelfexpandeerbare versus ballonexpandeerbare stents

Zoals werd beschreven in hoofdstuk 2 hebben zelfexpandeerbare stents een goede flexibiliteiten kunnen ze grote elastische vervormingen ondergaan. Daarom worden deze vaak geplaatstin slagaders die aan de oppervlakte gelegen zijn, zoals de halsslagader en de oppervlakkigebeenslagader13. Deze worden immers niet beschermd tegen externe drukken zoals bijvoor-beeld de kransslagaders, die beschermd worden door de borstkas. Bij de implantatie vanballonexpandeerbare stents in deze slagaders was compressie van de stent een van de belang-rijkste oorzaken van restenose. Met de introductie van de zelfexpandeerbare stents en in het

10Eng: renal artery11Eng: femoral artery12Eng: subclavian artery13Eng: superficial femoral artery

Hoofdstuk 3. Toepassingen van stents 35

bijzonder de nitinolstents werd dit probleem overwonnen [40]. Zo zal een stent in de halsslag-ader worden samengedrukt bij het aanspannen van een das en terug naar zijn oorspronkelijkegrootte expanderen bij het wegnemen van de externe druk.

In de kransslagaders en intracraniale14 slagaders15 worden eerder ballonexpandeerbare stentsgeplaatst. Dit heeft twee redenen. Ten eerste is de ervaring met ballonexpandeerbare stentsgroter. Ten tweede hebben deze slagaders een kleine diameter. Voor de kransslagaders is ditbijvoorbeeld 2 tot 4mm, terwijl perifere slagaders een diameter tot 1 cm kunnen hebben. Eris dus minder tolerantie mogelijk en de expansie van de stent dient daarom heel nauwkeuriggekend te zijn. Omwille van de druk-diameterrelatie kan met ballonexpandeerbare stents eengrotere nauwkeurigheid bereikt worden dan met zelfexpandeerbare stents [5, 41].

Intracraniale slagaders

Intracraniale stents worden voornamelijk geplaatst om het risico op een herseninfarct te ver-minderen wanneer anti-aggregatiemiddelen en anti-stollingsmiddelen geen oplossing bieden.Het gebruik van stents in deze slagaders is sterk beperkt door de moeilijkheid om het re-latief stijve ballon-stentsysteem op de plaats van het letsel te brengen zonder de binnenstehalsslagader16 of de wervelslagader17 te beschadigen (zie figuur 3.2). Met de technieken eninstrumentatie voor cardiale interventies kon in het verleden reeds ballonangioplastiek van deintracraniale slagaders worden toegepast. Technologische vooruitgang en een grotere ervaringhebben geleid tot een complicatiegraad van 10 % en een technische succesgraad van 90 %. Devooruitgang van de coronaire systemen, zoals meer flexibele katheters en meer doeltreffendecombinaties van geneesmiddelen, heeft ook intracraniale stenting mogelijk gemaakt [41].

Hersenslagaders verschillen sterk van andere musculaire18 slagaders, vooral van de kransslag-aders. Hersenslagaders hebben een kleinere diameter en een dunnere vaatwand dan verge-lijkbare kransslagaders. Bij deze laatste worden de intima en media gescheiden door eeninterne elastische lamina en de media en adventitia door een externe elastische lamina. Her-senslagaders hebben geen externe elastische lamina en de grens tussen media en adventitiawordt gevormd door de buitenste laag van de gladde spiercellen. Ook de relatieve samen-stelling van de vaatwand verschilt. In de hersenslagaders is de tunica media dominant en detunica adventitia relatief schaars. Omwille van deze redenen zijn deze slagaders geneigd totspasme, een complicatie die na enige tijd ernstige gevolgen kan hebben. De dunnere tunicaadventitia heeft ook tot gevolg dat hersenslagaders bij veel lagere krachten kunnen scheuren

14In de schedel gelegen15Eng: intracranial artery16Eng: internal carotid artery17Eng: vertebral artery18Musculaire slagaders zijn voornamelijk opgebouwd uit spieren, terwijl elastische slagaders vooral elastisch

materiaal bevatten

Hoofdstuk 3. Toepassingen van stents 36

dan kransslagaders. Daarom moet het uitrekken van de vaatwand heel nauwkeurig gebeuren.Hersenslagaders zijn omgeven door hersenvocht en krijgen weinig ondersteuning van het peri-vasculaire weefsel. Ze zijn met de hersenen verbonden door zijtakken die een diameter kleinerdan 250µm hebben en waarvan vele niet kunnen waargenomen worden met moderne angi-ografische uitrusting. Deze fijne takken kunnen gemakkelijk scheuren bij een endovasculairebehandeling, met een ernstige subarachnoıdale bloeding als gevolg. Tenslotte hebben her-senslagaders een zeer bochtige configuratie en zijn ze in vergelijking met coronaire slagadersmeer distaal in het vasculaire netwerk gelegen. Hierdoor is een nauwkeurige beweging naarde plaats van het letsel noodzakelijk. Deze anatomische en structurele verschillen kunnen dehogere complicatiegraad verklaren voor revascularisatie in de hersenslagaders met het gebruikvan technieken die ontwikkeld zijn voor de kransslagaders [42].

De voornaamste complicaties van ballonangioplastiek in de intracraniale slagaders zijn elas-tische recoil, scheuring van de vaatwand, dissectie19, trombose en embolie. Deze complicatiesverhogen het risico op een beroerte. In vergelijking met ballonangioplastiek alleen wordt methet plaatsen van een stent een kleiner risico op complicaties en restenose en een kleinere reste-rende stenose bekomen. De opkomst van meer flexibele coronaire ballonexpandeerbare stentsheeft voor een veilige en relatief betrouwbare toegang tot de intracraniale slagaders gezorgd.Complicaties tijdens de procedure, zoals scheuring van de vaatwand, zijn sterk afhankelijkvan de diameter van de ballon en de stent. Om het risico op complicaties te verminderenwordt vaak een onderdilatatie toegepast [43, 44].

Er wordt ook onderzoek gedaan naar het gebruik van zelfexpandeerbare stents in de intracra-niale slagaders. Deze stents hebben als voordeel dat ze door hun hoge flexibiliteit een beterebeweging door het bochtige cerebrale vaatstelsel toelaten. Voor bepaalde zelfexpandeerbarenitinolstents, zoals de Neuroform en Wingspan, is aangetoond dat hersenslagaders met eendiameter kleiner dan 2mm op een veilige en doeltreffende manier kunnen gestent worden.Hoewel goede resultaten worden bekomen op korte en middellange termijn (tot 18 maanden),is verdere opvolging en ervaring noodzakelijk om de duurzaamheid van deze initiele resultatente bepalen [45].

Het Wingspan stentsyteem (figuur 3.5) is specifiek ontworpen voor de behandeling van in-tracraniale atherosclerotische stenoses. Alvorens de stent te plaatsen, wordt een langzamepredilatatie met een ondergedimensioneerde ballonkatheter uitgevoerd. Na plaatsing heeft denitinolstent voldoende kracht om een verdere remodellering van de vaatwand toe te laten.Hierdoor is geen postdilatatie nodig om de vaatopening te behouden. Onderzoek heeft aange-toond dat de distale letsels veilig kunnen bereikt worden. Er wordt een lage complicatiegraadbekomen en gunstige angiografische resultaten, waarbij de opening tot minstens 6 maandenna de procedure behouden blijft [46].

19Beschadiging van de vaatwand waardoor er bloed tussen de binnen- en buitenwand stroomt

Hoofdstuk 3. Toepassingen van stents 37

Figuur 3.5: Wingspan stent, Boston Scientific [46]

Oppervlakkige beenslagader

Een belangrijke beperking van ballonangioplastiek in de oppervlakkige beenslagader is dezeer hoge restenosegraad in vergelijking met andere slagaders. Ballonangioplastiek leidt na 6maanden tot een restenosegraad (op basis van diameter) van 20-35 % in de kransslagaders en15-20 % in de nierslagaders. In de bekkenslagaders20 is dit na 1 jaar 59 %. De openingsgraad(niet meer dan 50 % diameterstenose) in de oppervlakkige beenslagader na 6 maanden is 30-80%. De restenosegraad is in deze slagader sterk afhankelijk van de vorm van het letsel. In hetalgemeen zijn vooral de resultaten van de behandeling van lange vernauwingen ontmoedigend.Het plaatsen van een stent leidt in het algemeen tot een daling van de restenosegraad. Dit geldtvooral voor de kransslagaders en nierslagaders, maar niet voor de oppervlakkige beenslagader[47]. Na 1 jaar wordt een openingsgraad van 40-70 % bekomen [48].

Met stents uit roestvast staal konden in het verleden, omwille van de mechanische beperkin-gen, enkel korte letsels van de oppervlakkige beenslagader behandeld worden. Deze stentswerden enkel geplaatst als ballonangioplastiek niet tot een stenose van minder dan 30 % of eenvoldoende doorstroming van het bloed leidde. Met de komst van de nitinolstents zou dit kun-nen veranderen. Deze veren immers na samendrukking volledig elastisch terug. Verschillendestudies wijzen erop dat de openingsgraad voor nitinolstents groter is dan voor ballonangio-plastiek of stents uit roestvast staal [47]. Een beperking van deze stents is wel dat breukkan optreden door de grote krachten in de oppervlakkige beenslagader. Deze krachten zijn tewijten aan het oppervlakkige verloop van de slagader, de buiging van het femoro-poplitealesegment en de interactie met het omgevende spierstelsel. Samendrukking, buiging, torsie enuitrekking veroorzaken grote spanningen die uiteindelijk tot breuk kunnen leiden. Dit kaneen negatieve impact hebben op de grootte van het lumen.

In een onderzoek naar de klinische impact hiervan trad in 24,5 % van de gevallen een breukop. Er werd vastgesteld dat de brekingsgraad beduidend kleiner is voor segmenten kleinerof gelijk aan 8 cm in vergelijking met segmenten groter dan 8 cm. De brekingsgraad is ookkleiner bij de aanwezigheid van een stent in vergelijking met twee, drie of meerdere stents. Ditzou kunnen te wijten zijn aan een verhoogde axiale stijfheid van het segment bij het plaatsen

20Eng: iliac artery

Hoofdstuk 3. Toepassingen van stents 38

van meerdere stents. De openingsgraad (op basis van diameter) na 12 maanden was gelijkaan 84,3 % voor patienten zonder breuk en 41,1 % voor patienten met breuk. In twee van dedrie gevallen was de stentbreuk geassocieerd met restenose of occlusie. Vooral bij de ernstigebreuken werd in bijna alle gevallen een nieuwe obstructie vastgesteld. In het algemeen leidteen stentbreuk dus tot een vermindering van de openingsgraad [49].

3.1.2 Aneurysma’s

Een aneurysma is een uitzetting van de slagaderwand. Deze uitzetting kan verschillendevormen hebben. Dit wordt voorgesteld in figuur 3.6. Een sacculair aneurysma is een lokaleverwijding van de wand. Het kan een smalle (a) of een brede (b) hals hebben. Men spreektvan een brede hals als de verhouding tussen koepel en hals kleiner is dan 2 of als de diametervan de hals groter is dan 4 a 5 mm [50, 51, 52]. Bij een fusiform aneurysma komt de verwijdingover de hele omtrek voor (c).

Figuur 3.6: Vorm van het aneurysma: (a) sacculair met smalle hals (b) sacculair met brede hals (c)fusiform [53]

De sterkte en elasticiteit van de vaatwand is voornamelijk te wijten aan de aanwezigheid vancollageen en elastine in de extracellulaire matrix. De wijziging van de samenstelling en/ofkwaliteit van deze proteınen (bvb. door matrix metalloproteınasen) speelt een belangrijke rolbij het ontstaan van aneurysma’s [54, 3]. Indien de vaatwand aanzienlijk verzwakt is, kandeze onder invloed van de bloeddruk permanent uitrekken. De uitzetting zal geleidelijk aangroter worden.

Wanneer de druk te groot wordt, kan het aneurysma scheuren. Er treedt dan een inwendigebloeding op die dodelijk kan zijn. Het aneurysma kan ook klinische gevolgen hebben zonderdat een scheur optreedt. In de hersenen kunnen neurologische uitvals- of prikkelingsver-schijnselen optreden doordat het aneurysma tegen de hersenen, hersenstam of hersenzenuwenaandrukt. Een andere mogelijkheid is dat er door de verstoorde bloedstroom stolsels gevormdworden. Als een gedeelte van het aneurysma gevuld is met bloedstolsels en een gedeelte metstromend bloed, kunnen stukjes stolsel worden losgewoeld en met de bloedstroom wordenmeegenomen, tot ze in een kleiner bloedvat blijven steken [55].

Hoofdstuk 3. Toepassingen van stents 39

Enkele mogelijke oorzaken van aneurysma’s zijn atherosclerose, infectie, inflammatie, ver-wondingen en erfelijke bindweefselziekten (zoals het syndroom van Marfan en syndroom vanEhlers-Danlos) [56, 57, 58].

Aneurysma’s komen het meest voor in de aorta en in de intracraniale slagaders. Daarom zullendeze meer in detail besproken worden. Andere veel voorkomende locaties zijn de kniekuil-slagader21, darmslagader22 en miltslagader23 (vertakking van de truncus coeliacus24) [59]. Debehandeling tracht een nieuw kanaal te creeren voor de bloedstroom en zo te verhinderen dathet aneurysma verder groeit.

Intracraniale slagaders

Een endovasculaire behandeling die vaak wordt toegepast in intracraniale slagaders is coiling(zie figuur 3.7). Hierbij worden via een katheter een of meerdere spiralen van platina in hetaneurysma gebracht, die opkrullen en de holte volledig opvullen [5]. Door de verminderdebloedaanvoer zal een bloedklonter rond de spiralen worden gevormd. Coiling kan een alter-natief zijn voor neurochirurgische clipping, waarbij een opening in de schedel wordt gemaakten een klem over de hals van het aneurysma wordt geplaatst. Het belangrijkste nadeel vancoiling is dat de opening van het aneurysma niet volledig kan afgesloten worden. Daardoorneemt de stroming in het aneurysma wel beduidend af, maar de gemiddelde druk niet. Eenvolledige coiling vermindert enkel de amplitude en de helling van plotse toenames van dedruk [60]. Doordat de gemiddelde druk niet veel wijzigt, kan het aneurysma opnieuw groterworden, waardoor een rekanalisatie optreedt en het risico op scheuren toeneemt. Het effectvan coiling op lange termijn is dus sterk afhankelijk van de trombose in het aneurysma [61].

Figuur 3.7: Behandeling met coiling [62]

Het resultaat van deze behandeling is ook sterk afhankelijk van de grootte van de hals vanhet aneurysma. In een studie werd met angiografische metingen een volledige trombose vast-gesteld voor 85 % van de aneurysma’s met een smalle hals, in tegenstelling tot 15 % van de

21Eng: popliteal artery22Eng: mesenteric artery23Eng: splenic artery24Eng: celiac trunk

Hoofdstuk 3. Toepassingen van stents 40

aneurysma’s met een brede hals [63]. De reden hiervoor is dat in het geval van sacculaireaneurysma’s met een brede hals en fusiforme aneurysma’s de spiralen kunnen bewegen naarhet lumen. Dit kan verholpen worden door stenting en coiling te combineren. Door hetplaatsen van een stent kan het aneurysma immers worden afgesloten, waardoor de spiralenblijven zitten en het lumen behouden blijft. Bij deze behandeling wordt eerst een stent op deplaats van het aneurysma gebracht. Vervolgens wordt een microkatheter door de mesh vande stent in het aneurysma geplaatst (figuur 3.8). Het aneurysma wordt gevuld met spiralen,de katheter wordt teruggetrokken en de stent blijft achter om te verhinderen dat de spiralenuit het aneurysma bewegen [64]. Wanneer de stent in een gebogen arterie wordt geplaatst,worden de cellen van de stent groter en is het mogelijk dat de laatste spiralen toch uitstekenin het lumen. In dit geval kan het gebruik van een ballon tijdens de procedure nuttig zijn[65].

Figuur 3.8: Behandeling met stenting en coiling [66]

Ballonnen werden vroeger reeds gebruikt om de spiralen op hun plaats te houden tijdensde procedure. Er wordt een ballonkatheter en een spiraalkatheter naar de plaats van hetletsel gebracht. De ballon wordt opgeblazen langs de hals van het aneurysma en de eerstespiraal wordt in het aneurysma geplaatst. Vervolgens wordt de ballon leeggelaten en indiende spiraal niet beweegt, wordt deze losgemaakt. De ballon wordt dan opnieuw opgeblazen omde volgende spiraal te plaatsen. Deze procedure wordt herhaald tot het aneurysma volledigis gevuld [67]. De ballon-geassisteerde coiling heeft echter enkele nadelen. Het gelijktijdiginbrengen van een ballonkatheter en een spiraalkatheter vereist het gebruik van een groteregeleidekatheter of een bilaterale toegang met twee geleidekatheters (bvb. via beide liesslag-aders). Dit kan het risico op complicaties zoals trombose, embolie en dissectie verhogen. In deintracraniale slagaders is balloninflatie geassocieerd met een verhoogd risico op beschadigingen scheuring van de vaatwand. Een zeer nauwkeurige controle van de plaatsing en inflatie vande ballon is dus noodzakelijk [52].

Een behandeling via stent-geassisteerde coiling kan ook nog andere voordelen bieden. Eenvermindering van het vrije oppervlak van de opening en een wijziging van de stroomrichtingkunnen resulteren in een langzame stroming, waardoor trombose in het aneurysma bevorderdwordt. Onder bepaalde voorwaarden, zoals een smalle hals en een zeer langzame stroming,

Hoofdstuk 3. Toepassingen van stents 41

kan een volledige trombose van het aneurysma optreden zonder coiling. Dit fenomeen is sterkafhankelijk van de densiteit van de mesh van de stent. Een mogelijkheid om de densiteitte verhogen is een tweede stent in de eerste te ontplooien. Een ander voordeel is dat deprolifererende intima op de mesh van de stent kan groeien. Op die manier kan de openingbedekt worden om het aneurysma permanent te scheiden van het lumen van de normalearterie [61].

Bij de behandeling van een aneurysma is de grootte van de stent heel belangrijk om compli-caties te vermijden. Ten gevolge van de bloedstroom, het inbrengen van de spiraalkatheterdoor de mesh van de stent of het terugtrekken van de ballon kan de stent verschuiven. Omeen voldoende verankering te bekomen, wordt de stent meestal overgedimensioneerd. De dia-meter van de stent zou ongeveer 1.2 keer de diameter van de normale arterie moeten zijn ende lengte 5 a 6 mm groter dan de lengte van de hals van het aneurysma [64].

Een mogelijkheid om de densiteit van de mesh te verhogen en de verankering te verbeterenzou het gebruik van een multilayer geweven draadstent kunnen zijn. Zoals beschreven inhoofdstuk 2 combineert deze een voldoende radiale sterkte met een goede flexibiliteit. Devasthechting zal dus beter zijn dan met een singlelayer geweven draadstent. De kleineremaaswijdte kan een positieve invloed hebben op de stroming en hierdoor de trombose in hetaneurysma bevorderen.

Aorta

In de aorta komt een aneurysma meestal voor in de buurt van de onderbuik en ook vaak inde buurt van de borst. Het eerste wordt een abdominaal aorta aneurysma25 (AAA) genoemden het tweede een thoracaal aorta aneurysma26 (TAA). In de aorta is het plaatsen van eenendoprothese of stent-graft een vaak toegepaste endovasculaire behandeling. Dit is een stentdie omhuld is met een bekleding, meestal geweven polyester of polytetrafluorethyleen (PTFE).De stent-graft vormt een nieuw kanaal voor de bloedstroom en kan ontplooid worden via eenballon- of zelfexpandeerbaar mechanisme. Hierdoor vormt deze behandeling, althans vooreen gedeelte van de patienten, een alternatief voor de open chirurgische plaatsing van eenvaatprothese of graft.

Voor de abdominale aorta bestaan er drie vormen van stent-grafts: de enkelvoudige buis graft(figuur 3.9 a), de aorto-uni-iliacale graft (figuur 3.9 b) en de bifurcatie graft (figuur 3.9 c).Voor alle vormen moet er een behoorlijke proximale infrarenale hals aanwezig zijn waarin destent-graft kan verankerd worden. Voor de enkelvoudige buis is ook de aanwezigheid van eendistale hals vereist om het onderste uiteinde te verankeren. Bij de aorto-uni-iliacale stent-graft wordt gelijktijdig een van de bekkenslagaders ingesloten en wordt een femoro-femoral

25Eng: abdominal aortic aneurysm26Eng: thoracic aortic aneurysm

Hoofdstuk 3. Toepassingen van stents 42

crossover graft geplaatst om de bloedstroom naar het contralaterale been te bewaren. Dezezijn het meest aangewezen bij een ernstige unilaterale iliacale vernauwing, verstopping ofkromming. De bifurcatie stent-graft kan samengesteld zijn uit een enkel deel, twee delen (eenromp met een ipsilateraal been en een afzonderlijk contralateraal been) of drie delen (eenromp en afzonderlijke ipsilaterale en contralaterale benen). Deze laatste twee noemt menmodulaire systemen. Deze kunnen eventueel verlengd worden met extra segmenten. Door decombinatie van verschillende modulaire rompen en iliacale benen kan met deze stent-graftseen groot aantal anatomieen behandeld worden [68].

In figuur 3.10 wordt de behandeling van een abdominaal aorta aneurysma met een bifurca-tie stent-graft (twee delen) voorgesteld. Nadat het gedeelte met romp en ipsilateraal beeningebracht is, wordt het contralaterale been hierin ontplooid.

Figuur 3.9: Verschillende types stent-grafts voor de abdominale aorta: (a) enkelvoudige buis (b)aorto-uni-iliacaal (c) bifurcatie [69]

Figuur 3.10: Behandeling van een abdominaal aorta aneurysma met een stent-graft [70]

Een belangrijke complicatie na het plaatsen van een stent-graft is lekkage27 of een voortgezettebloedstroom in het aneurysma. Hierdoor kan het aneurysma verder groeien en scheuren.

27Eng: endoleak

Hoofdstuk 3. Toepassingen van stents 43

Lekkage treedt op bij 10 tot 50 % van de behandelingen. Mogelijke oorzaken zijn bijvoorbeeldeen gebrekkige hechting van de stent-graft aan de vaatwand of een scheur in de graft [71].Om lekkage en distale migratie van de stent-graft te vermijden, moet deze voldoende aan devaatwand verankerd zijn. Bij ballonexpandeerbare stent-grafts is het mogelijk dat een goedeverankering wordt bekomen door de grote radiale kracht van de stent. Bij zelfexpandeerbarestent-grafts zorgen haken (recht28 of gebogen29) voor een betere fixatie. In figuur 3.11 wordthiervan een voorbeeld gegeven. De verankering is afhankelijk van het ontwerp van de haken.Deze moeten voldoende sterk zijn opdat ze niet zouden doorbuigen en voldoende lang opdateen verbinding met de vaatwand tot stand zou komen. Andere factoren zoals de hoek of descherpte kunnen ook belangrijk zijn. In sommige gevallen kan een bijkomende ballondilatatiede verankering bevorderen [73].

Figuur 3.11: Verankering van zelfexpandeerbare stent-grafts: (a) Zenith stent-graft met rechte haken(b) Ancure stent-graft met gebogen haken [73, 74]

Zoals beschreven in hoofdstuk 2 hebben ballon- en zelfexpandeerbare stents elk hun voor-en nadelen. Zelfexpandeerbare stents zijn flexibel en behouden hierdoor beter de natuurlijkecompliantie van de vaatwand. Ze kunnen zich ook beter aanpassen aan de remodellering vande vaatwand na expansie. Bij een externe samendrukking zullen ze enkel elastisch vervormen.Daarom worden meestal zelfexpandeerbare stent-grafts geplaatst. Aangezien de diameter nietgroter kan zijn dan de maximale diameter bij fabricatie, is wel een nauwkeurige dimensione-ring noodzakelijk. Een overdimensionering zal trauma aan de vaatwand veroorzaken. Eenonderdimensiondering kan leiden tot een onvoldoende verankering, migratie en/of lekkage[75, 76].

Omwille van het belang van de verankering is het belangrijkste criterium voor het plaatsenvan een stent-graft een voldoende proximale infrarenale hals. De meest aanvaarde proximalehalzen hebben een lengte groter dan 15 mm. Voor de distale afsluiting is een minimumlengtevan 2 cm vereist voor de algemene of buitenste iliacale arterie. De proximale hechting kan

28Eng: barbs [72]29Eng: hooks [72]

Hoofdstuk 3. Toepassingen van stents 44

echter ook verwezenlijkt worden met een suprarenale onbedekte stent. De extra contactzonezorgt voor een betere verankering en vermindert dus de neiging tot distale migratie. Daar-naast worden ook nieuwe ontwerpen ontwikkeld met openingen in de stent-graft30, waardooreventueel segmenten in de nierslagaders kunnen ontplooid worden (figuur 3.12 a). Met dezevertakte stent-grafts31 kan een veilige verankering van het bedekte deel in de suprarenaleaorta bekomen worden zonder dat de bloedstroom naar de nieren beınvloed wordt. Dezestent-grafts zullen dus geschikt zijn om een anatomie met een korte infrarenale hals te behan-delen [68]. Een andere mogelijkheid van deze techniek is de behandeling van een aneurysmavan beide bekkenslagaders (figuur 3.12 b) [77].

Figuur 3.12: Stent-graft met zijtakken: (a) nierslagaders (b) bekkenslagaders [77]

De meeste thoracale aorta aneurysma’s bevinden zich in het niet-vertakte segment tussen deondersleutelbeenslagader en de truncus coeliacus en kunnen behandeld worden met onvertaktestent-grafts. Dit is bijvoorbeeld het geval in figuur 3.13. Een aantasting van de aortaboog32

of de viscerale aorta33 (vanaf truncus coeliacus tot nierslagaders) daarentegen vergt een meergecompliceerde behandeling. Ook hier zouden stent-grafts met openingen en zijtakken vooreen goede verankering kunnen zorgen zonder de bloedstroom naar de zijtakken te beınvloeden[78].

30Eng: fenestrated stent-graft31Eng: branched stent-grafts32Eng: aortic arch33Eng: visceral aorta

Hoofdstuk 3. Toepassingen van stents 45

Figuur 3.13: Behandeling van een thoracaal aorta aneurysma met een stent-graft [79]

3.1.3 Andere letsels aan de vaatwand

Naast een echt aneurysma (figuur 3.14 a) kan in de wand van een slagader ook een dissectie(figuur 3.14 b) of een pseudo-aneurysma (figuur 3.14 c) voorkomen.

Figuur 3.14: (a) aneurysma verum (b) dissectie (c) pseudo-aneurysma [80]

Een dissectie treedt op als de bloedstroom in de media terechtkomt door een scheur in deintima. Het bloed kan de intima en een gedeelte van de media loswoelen, waardoor eentweede kanaal ontstaat. Dit wordt het valse lumen genoemd. Belangrijke risicofactoren voorhet optreden van een dissectie zijn hypertensie en bindweefselziekten. Het valse lumen staatvaak in verbinding met het echte lumen via secundaire scheuren. Bij een dissectie is er eenverhoogde kans dat de adventitia scheurt, waardoor een bloeding zal optreden. Wanneer hetdissectiemembraan (intima en gedeelte media) intact blijft ter plaatse van een zijtak van dearterie, zal dit een onvoldoende doorbloeding van het orgaan tot gevolg hebben. Dit wordtgeıllustreerd in figuur 3.15 a. Een scheuring van het dissectiemembraan kan eventueel debloedstroom in de zijtak herstellen (figuur 3.15 b). De verzwakte buitenste wand, die bestaatuit adventitia en een gedeelte media, kan ook uitzetten en een aneurysma vormen [81].

Hoofdstuk 3. Toepassingen van stents 46

Figuur 3.15: Dissectie ter plaatse van een zijtak: (a) intact dissectiemembraan (b) gescheurd dissec-tiemembraan [81]

Wanneer geen secundaire scheur aanwezig is en het valse lumen dus doodloopt, kan dit tottrombose leiden. Een spontane trombose in het valse lumen treedt echter niet vaak op.Ook voor dissecties wordt onderzoek verricht naar de behandeling met stent-grafts of stent-geassisteerde coiling. Dit heeft als doel de proximale scheur te bedekken, waardoor de stro-ming in het valse lumen verhinderd wordt [82, 83, 84].

Een pseudo-aneurysma, ook vals aneurysma of aneurysma spurium genoemd, ontstaat alsgevolg van een lek in de slagader. Hierdoor komt bloed in het omliggende weefsel terecht.Het pseudo-aneurysma is begrensd door nieuw gevormd bindweefsel dat buiten de slagaderis gelegen en staat in verbinding met de slagader. Een pseudo-aneurysma komt het meestvoor in de beenslagader34 als gevolg van een katheterisatie. Het lek kan ook een gevolg zijnvan onderzoek via een arteriogram of angiografie. Het kan ook optreden aan de naad van eenbypass graft of een arterio-veneuze fistel. Andere oorzaken zijn een infectie van de vaatwandof een beschadiging door een endarterectomie*35. Een groot pseudo-aneurysma kan een zenuwof ader samendrukken. Het kan ook scheuren of een embolie veroorzaken. Studies hebbenaangetoond dat 89 % van de pseudo-aneurysma’s vanzelf herstellen in 5 tot 90 dagen. Ditgebeurt door de vorming van een bloedklonter. Er kan echter nog niet voorspeld worden welkpseudo-aneurysma een spontane trombose zal ondergaan [85].

34Eng: common femoral artery35Woorden met een asterix worden verklaard in de woordenlijst op het einde van dit hoofdstuk

Hoofdstuk 3. Toepassingen van stents 47

Bij een behandeling met open chirurgie wordt bijvoorbeeld een patch36 of graft geplaatst.Er werden echter ook minimaal-invasieve technieken ontwikkeld zoals compressie door middelvan ultrasound en trombine-injectie*. Daarnaast vormt ook de endovasculaire behandelingmet stent-grafts of stent-geassisteerde coiling een alternatief om het pseudo-aneurysma af tesluiten van de circulatie [86].

3.2 Spijsverteringskanaal

Zoals eerder vermeld, worden stents ook toegepast om de pijn die veroorzaakt wordt dooreen tumor te verlichten. In het spijsverteringskanaal zijn er verschillende plaatsen waar eentumor kan optreden. Voorbeelden zijn de slokdarm, het galkanaal, de uitgang van de maag,de twaalfvingerige darm en de dikke darm (zie figuur 3.16). Daarnaast worden stents somsook gebruikt om een fistel* te sluiten. Een voorbeeld hiervan is een tracheo-oesophagealefistel of een niet-natuurlijke verbinding tussen de luchtpijp en de slokdarm.

Figuur 3.16: Voorstelling van het spijsverteringskanaal [87]

36Stukje kunststof of ader

Hoofdstuk 3. Toepassingen van stents 48

3.2.1 Algemeen

Alvorens de toepassing van stents in de verschillende kanalen te bekijken, worden eerst enkelealgemene zaken besproken.

Complicaties van niet-expandeerbare kunststofbuisjes

De eerste buisjes die geplaatst werden voor de verlichting van pijn waren vervaardigd uitkunststof37 en werden ontworpen voor gebruik in de slokdarm. Ze waren stijf en moeilijkin te brengen en vereisten een voorbereidende dilatatie, wat een risico op perforatie van deslokdarmwand met zich meebracht. De kunststofbuisjes waren ook geneigd tot verplaatsingen tot obstructie door het transport van voedsel en werden gebruikt als maatregel op kortetermijn. Dezelfde beschouwingen zijn van toepassing voor kunststofbuisjes in de gal, diegoed werkten voor enkele weken of maanden maar dan moesten vervangen worden. In delagere darmen, waar wandmotiliteit een belangrijke factor is, lopen rigide buisjes van elkesignificante lengte het risico op obstructie door de doorgang van voedsel of door het belettenvan de peristaltiek*. Dilatatie van vernauwingen in de dikke darm is technisch moeilijk,gedeeltelijk wegens de beperkte toegang, maar hoofdzakelijk wegens de hoge sterftegraad diegeassocieerd is met zelfs maar een kleine perforatie in de darm [88].

Zelfexpandeerbare metalen stents

De hedendaagse expandeerbare metalen stents hebben een veel grotere flexibiliteit dan devroegere niet-expandeerbare kunststofbuisjes. Hierdoor kunnen ze gemakkelijker worden in-gebracht en kunnen ze zich veel beter aanpassen aan de vorm van het kanaal. Expandeerbarestents hebben in vergelijking met niet-expandeerbare stents ook een kleinere diameter bij hetinbrengen en een grotere diameter na plaatsing. Hierdoor is een voorafgaande dilatatie vanhet kanaal meestal niet nodig en wordt een groter lumen gecreeerd [87].

Ballonexpandeerbare stents hebben in het algemeen een kleinere flexibiliteit dan zelfexpan-deerbare stents. Ze zullen dus sneller de neiging hebben de vorm van het kanaal te wijzigen.Zoals besproken in hoofdstuk 2 is de flexibiliteit echter wel sterk afhankelijk van het ontwerp.Het belangrijkste nadeel van ballonexpandeerbare stents is dat deze bij een grote externe drukpermanent samengedrukt worden en hierdoor het lumen verkleinen. Zelfexpandeerbare stentsdaarentegen keren door hun elasticiteit terug naar hun oorspronkelijke vorm. Dit is dan ookde reden waarom zelfexpandeerbare stents in het spijsverteringskanaal de voorkeur genieten.

Een nadeel van zelfexpandeerbare stents is dat hun diameter moeilijker te controleren is. Alsde diameter te klein is, kan verdere dilatatie met een ballon vereist zijn om verplaatsing vande stent te vermijden. Als de diameter te groot is, kan hij ongewenste erosie en zelfs perforatie

37Eng: plastic

Hoofdstuk 3. Toepassingen van stents 49

veroorzaken. Nitinolstents zouden in dit opzicht een beter resultaat kunnen leveren, aangeziendeze hun uiteindelijke diameter pas bereiken na een aantal dagen. Op die manier treedt eenoptimale, maar toch rustige dilatatie van de vernauwing op [88].

Stents worden in het maag-darmstelsel meestal geplaatst door gastrologen onder endosco-pische geleiding met behulp van fluoroscopie of door radiologen enkel onder fluoroscopischegeleiding [87]. In het algemeen is er geen verschil in levensduur in vergelijking met open chi-rurgische behandelingen. Een minimaal-invasieve behandeling zoals stenting biedt echter weleen aantal voordelen zoals een lagere sterftegraad ten gevolge van de procedure, een kleinerehospitalisatieduur, minder nieuwe interventies en een sneller herstel van de orale inname vanvoedsel [87, 89, 90]. Vaak voorkomende complicaties zijn een slechte positionering van destent, perforatie van de wand, de vorming van een fistel, migratie van de stent en occlusiedoor tumoringroei, voedselinname of stoelgang [87].

Bedekte metalen stents

Het is aangetoond dat metalen stents zich insluiten in de tumor en het omliggende weefsel.Omdat tumoringroei door de mazen van de stent tot obstructie kan leiden, worden stents vaakvolledig of gedeeltelijk bedekt met een kunststofmembraan, meestal silicone of polyurethaan.Volledig bedekte stents38 hebben echter een verhoogd risico op migratie. Daarom wordenverschillende methoden toegepast die de verankering van de stent verbeteren. Voorbeeldenzijn het toevoegen van haken, het vergroten van het proximale uiteinde en het niet bedekkenvan de proximale en distale uiteinden van de stent [87, 89, 91].

Expandeerbare kunststofstents

Er worden ook expandeerbare kunststofstents vervaardigd. De Polyflex stent (figuur 3.17)wordt gebruikt in de slokdarm en bestaat uit een geweven polyester skelet en een siliconenmembraan. De stent is volledig bedekt om tumoringroei te verhinderen en het ruwe buitenop-pervlak van de mesh houdt de stent op zijn plaats. Radiopake markeringen in het midden enop de uiteinden vergemakkelijken de visualisatie van deze niet-metalen stent bij fluoroscopie.In tegenstelling tot de meeste zelfexpandeerbare metalen stents, die verkocht worden in eensamengedrukte vorm, moet deze kunststofstent in het inbrengsysteem geplaatst worden netvoor gebruik [89, 91].

38Eng: covered stent

Hoofdstuk 3. Toepassingen van stents 50

Figuur 3.17: Polyflex stent, Boston Scientific [92]

3.2.2 Slokdarm

Het plaatsen van zelfexpandeerbare metalen stents in de slokdarm39 is aangewezen voor deverlichting van kwaadaardige vernauwingen en tracheo-oesophageale fistels [89]. De meestegevallen van dysfagie* te wijten aan kanker worden veroorzaakt door een carcinoom* in deslokdarm. Meestal is de tumor niet te verwijderen. Dysfagie kan ook voortkomen van bijko-mende samendrukking te wijten aan longkanker of kwaadaardige lymfadenopathie*. Onder devele endoscopische en niet-endoscopische behandelingsmogelijkheden voor de verlichting vandysfagie te wijten aan kanker, is het plaatsen van een zelfexpandeerbare metalen stent een vande voornaamste opties. Stenting is vooral nuttig bij patienten die bestraling en chemotherapieniet kunnen verdragen, van wie de kanker uitgezaaid is of voor wie voorgaande therapieengefaald hebben. De dysfagie wordt verlicht voor ongeveer 90 % van de patienten met slok-darmkanker. Bij de behandeling van dysfagie te wijten aan andere kankers is de verbeteringkleiner [87]. Andere mogelijke endoscopische behandelingen zijn bijvoorbeeld bypasschirurgie,brachytherapie* en lasertherapie [89].

Stents worden ook gebruikt om tracheo-oesophageale fistels te wijten aan kanker te behan-delen. Deze fistels ontwikkelen zich in patienten met gevorderde slokdarm- en longkanker enleiden tot continue opzuiging van speeksel. Een tracheo-oesophageale fistel is de enige toe-stand waarin bedekte zelfexpandeerbare metalen stents de overlevingstijd kunnen verhogenin vergelijking met andere therapieen [87]. Als de fistel aanhoudt, kan de plaatsing van eenparallelle stent in het luchtkanaal de sluiting vergemakkelijken [89].

Stents zijn het best geschikt voor de behandeling van letsels in het midden van de slokdarm.Aan het knooppunt van slokdarm en maag kunnen stents zowel op technisch als op klinischgebied succesvol geplaatst worden, maar creeren ze een open kanaal voor de vrije terugstro-ming van maaginhoud, met als gevolg ernstige regurgitatie* en aspiratie*. Nieuwere stentskunnen regurgitatie en aspiratie voorkomen door de aanwezigheid van een eenrichtingsklepaan de maagzijde van de stent. De plaatsing van stents voor zeer proximale slokdarmletsels

39Eng: esophageal stent

Hoofdstuk 3. Toepassingen van stents 51

is technisch moeilijk wegens de nabijheid van de bovenste sluitspier van de slokdarm [87]. Ditkan compressie van de luchtpijp veroorzaken, tot globus nervosus* leiden of het slikmecha-nisme verstoren. Het wordt dan ook aangeraden om stenting te vermijden als de tumor dichtbij de bovenste sluitspier of hypopharynx* gelegen is [89].

3.2.3 Galkanaal

Kanker van de pancreas of het galkanaal40 kan obstructieve geelzucht veroorzaken. Het plaat-sen van een stent is een alternatief voor een open chirurgische bypassoperatie, waarbij eenanastomose* wordt gecreeerd tussen het galkanaal en de twaalfvingerige darm41 of nuchteredarm42 [87].

3.2.4 Maag en twaalfvingerige darm

Een gevorderd carcinoom van het hoofd van de pancreas is de meest voorkomende kanker diede uitgang van de maag belemmert. Een maagcarcinoom of maagziekte die uitzaait naar detwaalfvingerige darm of nuchtere darm kan ook een vernauwing veroorzaken [87].

De behandeling van een kwaadaardige obstructie van de maag en twaalvingerige darm43

is moeilijk. Mogelijke behandelingen zijn chirurgische gastrojejunostomie* en gastrectomie*.Deze zijn echter geassocieerd met significante ziekte- en sterftecijfers [90]. Chirurgische gastro-jejunostomie leidt ook niet tot een aanvaardbare levenskwaliteit. Met percutane gastrojeju-nostomie* of met een nasojejunale sonde* kan de druk verlaagd worden met een kleinerecomplicatiegraad. In dit geval is de patient echter aangewezen op sondevoeding [93]. Stentingis een minimaal-invasieve behandeling die een normale voeding toelaat.

Bij patienten met een kankerachtige obstructie van de twaalfvingerige darm treedt vaak eersteen obstructie van de gal op. Het is echter moeilijk om toegang te krijgen tot het galkanaaldoor de mesh van de stent, die in de twaalfvingerige darm over de papil van Vater* geplaatstis. Als er een gekende of dreigende obstructie van de gal aanwezig is, zou de stent van hetgalkanaal dus moeten geplaatst worden voordat de stent van de twaalfvingerige darm wordtingebracht. Het stenten van zowel de twaalfvingerige darm als het galkanaal is het minimaal-invasieve equivalent van een traditionele dubbele bypassoperatie [87].

3.2.5 Dikke darm

De plaatsing van een stent in de dikke darm44 kan zorgen voor een pre-operatieve drukverla-ging en voor de verlichting van een kankerachtige lage-ingewandenobstructie. De traditionele

40Eng: biliary stent41Eng: duodenum42Eng: jejunum43Eng: gastroduodenal stent44Eng: colorectal stent

Hoofdstuk 3. Toepassingen van stents 52

methode om een obstructie door kanker te behandelen is de creatie van een colostomie*. Dezebehandeling heeft echter een grote impact op de levenskwaliteit van de patient.

Patienten met een mogelijk te verwijderen tumor kunnen geen operatieve resectie* en onmid-dellijke anastomose ondergaan, omdat stoelgang in de ongezuiverde proximale dikke darm zouleiden tot afbraak van de anastomose. Daarom wordt tijdens een eerste operatie een resectievan de voornaamste tumor en colostomie uitgevoerd en tijdens een tweede operatie een ana-stomose. Omdat de pre-operatieve plaatsing van een stent klinische stabilisatie toelaat metdrukverlaging en zuivering, kan een operatie in een fase worden uitgevoerd en een colostomieworden vermeden. De stent wordt verwijderd op het ogenblik van de resectie van de voor-naamste tumor. Als de patient een slechte kandidaat is voor chirurgische resectie wegens eenonderliggende ziekte of een niet te verwijderen of sterk uitgezaaide tumor kan de stent op zijnplaats blijven voor verlichting. De patient moet dan een dieet volgen en stoelgangverzachtersof laxerende middelen gebruiken om occlusie van de stent te voorkomen [87].

3.3 Luchtkanaal

Een stenose van het luchtkanaal45 kan veroorzaakt worden door chirurgie, tracheomalacie*,obstructieve tumoren of extrinsieke compressie. Deze kunnen alle leiden tot progressievedyspneu* en hypoxie*. De meest voorkomende indicatie is nog steeds post-intubatie-stenosevan de luchtpijp.

Chirurgische resectie en end-to-end anastomose is de meest aangewezen methode om eenstenose van het luchtkanaal te behandelen, maar dit is niet altijd mogelijk door de aard enoorzaak van de stenose en de algemene toestand van de patient. Malacie van de bronchienis moeilijk chirurgisch te behandelen. Therapieen die ontwikkeld werden, zijn prothesen,homografts*, laserchirurgie, cryochirurgie*, resectie, dilatatie, brachytherapie en stenting [94].

Twee van de meest gebruikte types stents zijn de siliconen stents en de metalen zelfexpan-deerbare stents. Siliconen stents (zie figuur 3.18) hebben als voordeel dat ze gemakkelijk inte brengen en te verwijderen zijn. Indien nodig kunnen ze na plaatsing herschikt worden.Ze hebben ook een hoge biocompatibiliteit. Siliconen stents hebben echter de neiging omte migreren doordat ze over het slijmvlies schuiven en ze verstoren ook de werking van detrilhaarfunctie van het luchtkanaal. Hierdoor kunnen ze afgesloten worden door slijmafschei-dingen, waardoor regelmatige bronchoscopieen noodzakelijk zijn om te zien of schoonmaakof vervanging nodig is. In de rechter hoofdbronchus zijn ze moeilijk te plaatsen zonder deopening van de bovenste longlob te belemmeren.

Metalen stents verplaatsen zich niet zo veel doordat ze verenigd worden met het slijmvlies en45Eng: airway stent

Hoofdstuk 3. Toepassingen van stents 53

laten hierdoor toe dat de trilharen hun zuiveringsfunctie behouden. Ze zijn echter geassocieerdmet de vorming van granulatieweefsel*, waardoor een obstructie van het lumen kan ontstaan.Ook kunnen ze tumoringroei toelaten. Het gebruik van volledig of gedeeltelijk bedekte metalenstents kan hieraan verhelpen. Een duidelijk nadeel van metalen stents is hun hogere kost invergelijking met siliconen stents. Om metalen stents te verwijderen kan een open chirurgienodig zijn [94, 95, 96].

De Montgomery T-tube is een siliconen stent die kan gebruikt worden bij stenose van hetstrottenhoofd en de luchtpijp, maar deze vereist wel een permanente tracheotomie*. Omdathij redelijk dik is, is de interne diameter wel kleiner dan het normale lumen. Daarnaast is deDumon stent een veelgebruikte siliconen stent. In tegenstelling tot de Montgomery T-tube,is geen tracheotomie nodig.

Figuur 3.18: Montgomery T-tube, Boston Medical (links) [97] en Dumon stent, Novatech (rechts)[98]

3.4 Urinair systeem

In het urinair systeem (figuur 3.19) worden stents geplaatst in de ureter46 en urethra47. Deureter of urineleider loopt tussen de nier en de blaas. De urethra of urinebuis verbindt deblaas met de buitenkant van het lichaam. Zoals in het spijsverteringskanaal en luchtkanaalkan een vernauwing of compressie optreden door een goedaardige of kwaadaardige tumor. An-dere oorzaken zijn bijvoorbeeld een nierinfectie, goedaardige prostaat-hyperplasie en detrusorsphincter dyssynergia*.

46Eng: ureteral stent of ureteric stent47Eng: urethral stent

Hoofdstuk 3. Toepassingen van stents 54

Figuur 3.19: Voorstelling van het urinair systeem [99]

De behandeling met een urinestoma leidt vaak tot een hoge ziekte- en sterftegraad. Percutanenefrostomie* en de plaatsing van een dubbele J-stent* voldoen vaak niet aan de verwachtingen.Het gebruik van een dubbele J-stent is geassocieerd met een aantal complicaties, waarondermigratie, irritatie van de trigone*, hyperplasie van de ureter, oedeem en fibrose. Bovendienmoet deze om de 3 a 6 maanden vervangen worden. Percutane nefrostomie is niet comfortabelvoor de patient en kan gevolgd worden door bloeding en infectie. De meest gerapporteerdeindicatie voor het gebruik van metalen stents is de verlichting van gevorderde kwaadaardigeziekten. Voorbeelden van zelfexpandeerbare metalen stents zijn de Urolume stent (AmericanMedical Systems), Memotherm (Bard) en Ultraflex (Boston Scientific) [100, 101].

Hoofdstuk 3. Toepassingen van stents 55

Verklarende woordenlijst

Anastomose: Hechting van twee afgesneden uiteinden van een hol orgaan, meestal om decontinuıteit te herstellen na een resectie of om een bypass te creeren voor een niet-resecteerbareziekte.

Aspiratie: Opname van vaste of vloeibare stoffen in de luchtwegen en longen.

Brachytherapie: Methode van radiotherapie waarbij ingekapseld radioactief materiaal, bij-voorbeeld jodium-125 of iridium-192, in of tegen de tumor aangebracht wordt.

Carcinoom: Een kwaadaardige woekering van epitheelcellen.

Chirurgische gastrojejunostomie: Creatie van een anastomose tussen de maag en denuchtere darm.

Colostomie: Operatie waarbij een deel van de dikke darm wordt vastgehecht aan de wand vande onderbuik. Hiermee wordt een opening in de onderbuik gecreeerd, ook een stoma genoemd.Na een colostomie verlaten de uitwerpselen het lichaam door de stoma en verzamelen zich ineen zak die vastgemaakt is aan de onderbuik.

Cryochirurgie: Vernietiging van weefsel door kunstmatige bevriezing.

Dubbele J-stent: Inwendige katheter die via de urinebuis wordt geplaatst en waarvan eenuiteinde in de nier gelegen is en het andere uiteinde in de blaas.

Detrusor: Een gladde spier in de blaaswand die de blaas doet samentrekken bij het urineren.

Detrusor sphincter dyssynergia: Een onjuiste samentrekking van de externe sluitspierwelke een onwillekeurige samentrekking van de detrusor tegenwerkt.

Dysfagie: Medische term omschreven als ”moeilijk slikken”. Een gewaarwording die opmoeilijkheden wijst bij de doorgang van vaste of vloeibare stoffen van de mond naar de maag.

Dyspneu: Benauwdheid of het gevoel niet genoeg lucht te krijgen.

Endarterectomie: Open chirurgische verwijdering van plaque.

Fistel: Niet-natuurlijke verbinding tussen een lichaamsholte en de huid, tussen een klier ende huid of tussen twee holtes in het lichaam.

Gastrectomie: Gedeeltelijke of volledige chirurgische verwijdering van de maag.

Globus nervosus: Het gevoel hebben dat je een brok in de keel hebt, terwijl dit in werke-lijkheid niet het geval is.

Hoofdstuk 3. Toepassingen van stents 56

Granulatieweefsel: Vaatrijk en korrelig bindweefsel dat zich vormt op de bodem van eenwonde.

Homograft: Transplantaat dat bestaat uit weefsel van een individu van de eigen soort.

Hypopharynx: Het onderste deel van de pharynx (slokdarmhoofd). Dit is het gedeelte vande keel dat aansluit op de slokdarm.

Hypoxie: Conditie waarbij weefsel niet voorzien wordt van voldoende zuurstof.

Lymfadenopathie: Zwelling van een of meerdere lymfeknopen.

Nasojejunale sonde: Sonde die via de neus wordt opgeschoven tot in de nuchtere darm.

Nefrostomie: Creatie van een opening tussen de nier en de huid, waardoor de urine kanafgevoerd worden vanuit het bovenste deel van het urinair systeem.

Papil van Vater: Een klepje dat de galgang afsluit. De galgang is de centrale afvoergangvan gal tussen de galblaas en de twaalfvingerige darm.

Percutane gastrojejunostomie: Operatie waarbij een voedingskatheter via de buikwandin de maag wordt gebracht en wordt doorgeschoven naar de nuchtere darm. Wordt ookpercutane transgastrische jejunostomie genoemd.

Peristaltiek: Knijpende voortbeweging die ervoor zorgt dat het voedsel vooruitkomt in hetmaag-darmstelsel.

Regurgitatie: Gecontroleerde stroming van maaginhoud terug in de slokdarm en mond.

Resectie: Chirurgische verwijdering van een deel van een orgaan of structuur.

Tracheotomie: Het aanbrengen van een buisje in de luchtpijp via een snede in de hals.Wordt gebruikt om de persoon te kunnen laten ademhalen, veelal als dit via de mond of neusniet gaat of wanneer langdurige beademing nodig is.

Tracheomalacie: Abnormale verzachting van het weefsel van de luchtpijp.

Trigone: Het meest gevoelige deel aan de binnenkant van de blaas, waar de zenuwen dichtbij elkaar zitten.

Trombine: Een enzym dat fibrinogeen in fibrine omzet en hierdoor een belangrijke rol speeltbij de bloedstolling.

Deel II

Numerieke studie

57

Hoofdstuk 4

Stentontplooiing uit katheter

In tegenstelling tot ballonexpandeerbare stents ondergaan zelfexpandeerbare stents geen plas-tische vervorming tijdens de ontplooiing. Dit houdt in dat de radiale kracht waarmee de stentde arterie zal openduwen afhankelijk is van de diameter en de expansiekracht van de stent.De diameter kan tijdens de expansie niet meer aangepast worden door bijvoorbeeld de drukin de ballon op te voeren, zoals dit gebeurt bij een ballonexpandeerbare stent. Hierdoor ishet moeilijker om op voorhand in te schatten welke diameter de stent zal bereiken en wat devergroting van het lumen zal zijn. Wanneer de stent niet voldoende expandeert, kan eventueeleen bijkomende ballondilatatie worden uitgevoerd. Een ander verschilpunt is dat ballonex-pandeerbare stents min of meer uniform expanderen, terwijl bij zelfexpandeerbare stents enkelhet gedeelte dat zich niet meer in de katheter bevindt, zal ontplooien. Dit wordt geıllustreerdin figuur 4.1. Zelfexpandeerbare stents kunnen soms ook een grote foreshortening ondergaan.Dit is zeker het geval bij geweven draadstents, waar een verandering van de diameter altijdgepaard gaat met een verandering van de lengte van de stent.

Figuur 4.1: Ontplooiing van een zelfexpandeerbare geweven draadstent [102]

Numerieke simulaties kunnen een grote bijdrage leveren tot het onderzoek naar de vervormingvan en de spanningen in de slagader bij de expansie van een zelfexpandeerbare draadstent.Vooraleer de ontplooiing in een arterie kan bestudeerd worden, moet echter een model worden

58

Hoofdstuk 4. Stentontplooiing uit katheter 59

opgesteld om de niet-uniforme expansie van de geweven draadstent te simuleren. Dit isdan ook de doelstelling van dit hoofdstuk. Er worden twee modellen opgesteld, waarbijrespectievelijk wel en geen contact gemaakt wordt met de katheter. Dit laatste zal toelatende expansie op een meer eenvoudige manier te simuleren. Om het model te valideren, wordteen vergelijking gemaakt met een experimenteel resultaat, namelijk de opgemeten vorm vaneen geweven draadstent wanneer deze uit een katheter ontplooit (figuur 4.1).

4.1 Algemeen

In figuur 4.2 wordt een numeriek model van een geweven draadstent voorgesteld. De opbouwvan deze draadstents gebeurt met het programma pyFormex1. Met dit softwarepakket ishet mogelijk om snel en eenvoudig omvangrijke ruimtelijke constructies te genereren. Ditgebeurt door een opeenvolging van wiskundige transformaties. De stent wordt gecreeerd doorbinnen pyFormex een script te laten lopen. De programmeertaal voor dit script is Python. Degeometrie van de geweven draadstent kan dan bijvoorbeeld binnen pyFormex omgezet wordennaar een eindig elementen model en nadien ingevoerd worden in ABAQUS [104].

Figuur 4.2: Numeriek model van een geweven draadstent

De stent die wordt gebruikt voor het opstellen van de modellen is een phynox gewevendraadstent. De karakteristieken van de stent werden overgenomen uit het afstudeerwerkvan Kim Van Loo [5] en worden weergegeven in tabel 4.1.

1Dit is een open source programma dat wordt ontwikkeld aan de universiteit Gent door professor B. Ver-

hegghe [103]

Hoofdstuk 4. Stentontplooiing uit katheter 60

Tabel 4.1: Karakteristieken van de phynox geweven draadstent

De0 8 mm initiele uitwendige stentdiameterd 0.15 mm draaddiametern 24 - aantal dradenβ0 45 ° initiele pitch hoekL0 80 mm initiele stentlengteE 221000 MN/m2 elasticiteitsmodulusG 81000 MN/m2 glijdingsmodulus

De geweven draden worden gemodelleerd met Beam B31-elementen. Dit zijn ruimtelijkeelementen die bestaan uit twee knopen, verbonden door een balk. De contactpunten tussende elkaar kruisende draden worden met connectoren van het type join gemodelleerd. Dezeconnector wordt weergegeven in figuur 4.3 en zorgt ervoor dat de twee knopen, die doorde connector verbonden worden, dezelfde verplaatsing ondergaan, maar dat de draden welkunnen roteren ten opzichte van elkaar.

Figuur 4.3: Connector van het type join [105]

4.2 Model 1: contact met de katheter

De katheter wordt gemodelleerd als een rigide buis met een binnendiameter van 5mm. In ditmodel kunnen een aantal verschillende stappen onderscheiden worden. Deze worden voorge-steld in figuren 4.4 tot en met 4.6.

� Om de stent in de katheter te brengen, moet zijn diameter worden verkleind. Hiervoorwordt een langskracht aangebracht op het vrije uiteinde van de stent. De knopen vandit uiteinde worden verzameld in de set loaded. Het andere uiteinde, de set fixed,wordt vastgehouden in de tangentiele en langse richting.

Hoofdstuk 4. Stentontplooiing uit katheter 61

Figuur 4.4: Stap 1: verkleinen van de diameter van de stent

� De uitgerekte stent kan dan in de katheter gebracht worden. Om dit te verwezenlijkenwordt het contact tussen de buitenzijde van de stent en de binnenzijde van de kathetergedefinieerd en wordt de langskracht weggenomen. Hierdoor zal de stent contact makenmet de katheter. De buitenzijde van de stent wordt voorgesteld door de set outer.Dit zijn de knopen van de connectoren op het virtuele uitwendige cilinderoppervlak vande stent. Voor het contact wordt een knoop-oppervlak discretisatie2 toegepast, zonderwrijving en met eindige glijding3.

Figuur 4.5: Stap 2: contact tussen stent en katheter

� Door de katheter terug te trekken zal de stent tot ontplooiing komen. De katheter wordtteruggetrokken door een verplaatsing in de langsrichting op te leggen.

Figuur 4.6: Stap 3: ontplooiing van de stent

4.2.1 Rekenprocedures

Er kunnen twee rekenprocedures gebruikt worden voor de simulaties: ABAQUS/Standarden ABAQUS/Explicit. Hoewel ABAQUS/Explicit aangewezen is voor complexe contactpro-blemen zoals deze die hier behandeld worden, blijkt de rekentijd voor draadstents sterk op

2Eng: node-to-surface discretization3Eng: finite sliding

Hoofdstuk 4. Stentontplooiing uit katheter 62

te lopen. De rekentijd is onder meer afhankelijk van het tijdsinterval waarin het fenomeenoptreedt. Door het tijdsinterval kleiner te nemen, zal de rekentijd verminderen. Indien hettijdsinterval echter te klein gekozen wordt, beınvloeden traagheidskrachten de responsie vanhet systeem. In bijlage B wordt hier dieper op ingegaan en worden enkele simulaties bespro-ken. Uit deze berekeningen blijkt dat geen gepast tijdsinterval kan gekozen worden waarvoorzowel de invloed van de traagheidskrachten als de rekentijd aanvaardbaar blijven.

Daarom worden de simulaties uitgevoerd met ABAQUS/Standard. De rekentijd is dan kleiner,maar het contact levert sneller problemen op. De ontplooiing van de draadstent bij hetterugtrekken van de katheter leidt tot convergentieproblemen die moeilijk op te lossen zijn.Hieronder wordt een korte toelichting gegeven over deze problemen en worden mogelijkeoplossingen onderzocht.

4.2.2 Convergentieproblemen

Penetratie van knopen in segmenten

Bij het contact tussen twee oppervlakken moet het hoofdoppervlak4 en het nevenoppervlak5

aangeduid worden. Omdat de katheter gemodelleerd wordt als een rigide buis is het binnen-oppervlak van de katheter het hoofdoppervlak en omdat het buitenoppervlak van de stentsamengesteld is uit knopen is dit het nevenoppervlak. De betekenis hiervan is dat de knopenvan het hoofdoppervlak door de segmenten van het nevenoppervlak kunnen dringen. Hetomgekeerde is niet waar. De knopen van het nevenoppervlak kunnen niet door de segmentenvan het hoofdoppervlak dringen. Dit wordt geıllustreerd in figuur 4.7.

Figuur 4.7: Penetratie van knopen van het hoofdoppervlak in segmenten van het nevenoppervlak[106]

4Eng: master surface5Eng: slave surface

Hoofdstuk 4. Stentontplooiing uit katheter 63

De knopen van het katheteroppervlak kunnen dus door de segmenten van het stentoppervlakdringen. Indien deze penetraties6 te groot zijn, kan dit tot convergentieproblemen leiden.

De berekening wordt steeds ingedeeld in stappen7. Tijdens elke stap worden een of meerdereiteraties8 uitgevoerd om convergentie te bereiken. Als tijdens een iteratie de penetratie eenkritieke waarde (Hcrit) overschrijdt, herneemt ABAQUS/Standard dezelfde stap, maar numet een kleinere grootte. Er wordt dus een nieuwe poging9 ondernomen om convergentie tebereiken voor deze stap. Als de grootte van de stap te klein wordt of als er te veel pogingenmoeten ondernomen worden, wordt de berekening gestopt.

De grootte van de stappen kan groot genoeg worden gehouden door een grotere penetratietoe te laten dan deze die door ABAQUS/Standard wordt vastgelegd. De kritieke waarde vande penetratie is de straal van een sfeer die een karakteristiek oppervlakte-element omschrijften wordt enkel op basis van het nevenoppervlak berekend. Omdat het oppervlak van de stentgedefinieerd is op basis van knopen, kan ABAQUS/Standard echter geen correcte kritiekewaarde berekenen. In dit geval wordt een karakteristieke element-dimensie van het gehelemodel genomen. Deze kan opgevraagd worden en blijkt gelijk te zijn aan 0.084 mm. Eenmogelijkheid om de convergentie te bevorderen is dus zelf een kritieke waarde te kiezen diegroter is dan 0.084 mm. Er worden een aanal pogingen ondernomen. De keuze Hcrit = 0.8 mmlijkt de convergentie aanzienlijk te verbeteren.

Iteraties ten gevolge van ernstige discontinuıteiten

Gedurende elke stap kunnen twee soorten iteraties uitgevoerd worden. Het iteratieproceswordt voorgesteld in figuur 4.8. Bij de eerste soort iteraties wordt de toestand van hetcontact gecontroleerd. Het contact wordt ingesteld als open of gesloten en tijdens de iteratiewordt gecontroleerd of deze toestand nog steeds geldig is. Indien dit niet zo is, wordt detoestand van het contact aangepast en wordt een nieuwe iteratie uitgevoerd om deze toestandte controleren. Dit wordt een iteratie ten gevolge van een ernstige discontinuıteit10 genoemd.Wanneer er geen verandering van de toestand meer is, wordt het evenwicht gecontroleerd.Indien er geen convergentie is, volgt er een nieuwe iteratie ten gevolge van het niet bereikenvan een evenwicht11. Indien de oplossing convergeert, wordt de stap beeindigd.

ABAQUS/Standard blijft normaal iteraties uitvoeren tot er geen ernstige discontinuıteitenmeer voorkomen en de evenwichtsvoorwaarden voldaan zijn. Een discontinuıteit kan echter

6Eng: overclosures7Eng: increments8Eng: iterations9Eng: attempt

10Eng: severe discontinuity iteration11Eng: equilibrium iteration

Hoofdstuk 4. Stentontplooiing uit katheter 64

ook omgezet worden naar een resterende kracht12 die een goede aanwijzing geeft van de ernstvan de discontinuıteit. Als deze kracht aanvaardbaar is, wordt geen nieuwe iteratie uitgevoerd,ook al komen er discontinuıteiten voor. Deze methode zal dus sneller tot convergentie leiden.

Figuur 4.8: Iteraties die uitgevoerd worden om convergentie te bereiken [107]

Onvolledige ontplooiing van de stent

Met voorgaande aanpassingen kan een ontplooiing tot ongeveer 90 % bereikt worden. Ditbetekent dat de katheter 90 % van de initıele stentlengte of 72mm teruggetrokken is (ziefiguur 4.9).

Figuur 4.9: Ontplooiing van de stent tot 90 %

Een mogelijkheid om de werkelijke ontplooiing van de stent te benaderen, is om het vrijeuiteinde vast te houden terwijl de katheter verder teruggetrokken wordt. Wanneer de stent

12Eng: residual force

Hoofdstuk 4. Stentontplooiing uit katheter 65

uit de katheter is, kunnen de randvoorwaarden verwijderd worden. Een eerste poging, waarbijenkel de radiale verplaatsing wordt belemmerd, leidt niet tot convergentie. Indien het uiteindeook in de langse richting wordt vastgehouden, wordt de simulatie wel voltooid.

Model afhankelijk van de geometrie

Simulaties waarbij een katheter met kleinere diameter of fijnere mesh gebruikt wordt, wijzener echter op dat het model niet stabiel is. Er treden opnieuw convergentieproblemen op bijhet terugtrekken van de katheter en door het vasthouden van het oorspronkelijk vrije uiteindewordt geen oplossing meer bereikt. Er is bijgevolg een andere aanpak nodig om de expansievan de stent te modelleren.

4.3 Model 2: randvoorwaarden

Omwille van de moeilijkheden om het contact tussen de stent en de katheter met ABAQUS/-Standard te simuleren, werd een alternatief model opgesteld waarbij de aanwezigheid van dekatheter op een andere manier gemodelleerd wordt13.

Het contact met de katheter wordt gemodelleerd door randvoorwaarden op te leggen aande knopen van het stentoppervlak. Dit zijn dus opnieuw de knopen van de set outer. Deradiale verplaatsing van deze knopen wordt vastgelegd zodat de buitendiameter van de stent(De0) gelijk is aan de binnendiameter van de katheter (Dkath). Hieruit volgt dat de radialeverplaatsing gelijk is aan -(De0-Dkath)/2. De stent wordt dan opgesplitst in een aantal delenen komt tot ontplooiing door achtereenvolgens voor elk deel de randvoorwaarden (rvwn) teverwijderen. Deze methode wordt voorgesteld in figuur 4.10.

Hierbij is het belangrijk de stent in een voldoend aantal delen op te splitsen zodat de ont-plooiing van de stent op dezelfde manier gebeurt als bij de aanwezigheid van de katheter.Dit betekent dat bijvoorbeeld de radiale verplaatsing van een knoop op een bepaald tijdstipdezelfde moet zijn voor beide modellen.

Indien de stent wordt opgesplitst in vier gelijke delen (zoals in figuur 4.10), verloopt deontplooiing op een verschillende manier omdat bij het model met de katheter de radialeverplaatsing van een knoop pas aanvangt op het ogenblik dat de knoop uit de katheter komt,terwijl bij het model met de randvoorwaarden de knoop zich al begint te verplaatsen ophet ogenblik dat de randvoorwaarden worden verwijderd. Figuur 4.11 toont het verschil inontplooiing op eenzelfde tijdstip.

13In samenwerking met Michele Conti

Hoofdstuk 4. Stentontplooiing uit katheter 66

Figuur 4.10: Illustratie van de methode met de randvoorwaarden

Figuur 4.11: Ontplooiing met katheter (boven) en randvoorwaarden bij opsplitsing in 4 delen (onder)

Dit wordt bevestigd door de grafieken die de radiale verplaatsing in functie van de tijd geven(figuur 4.13 en 4.14). Voor een knoop die vooraan in een van de delen is gelegen (knoop 265),is er nog enige gelijkenis tussen het verloop van de radiale verplaatsing voor de twee modellen.De radiale verplaatsing begint hier immers ongeveer op hetzelfde ogenblik. Voor een knoopdie verder is gelegen (knoop 2162), wordt een totaal verschillend verloop waargenomen omdatde radiale verplaatsing op een verschillend ogenblik begint.

Hoofdstuk 4. Stentontplooiing uit katheter 67

Figuur 4.12: Positie van knoop 265 en knoop 2162

Figuur 4.13: Radiale verplaatsing van knoop 265 bij opsplitsing in 4 delen

Figuur 4.14: Radiale verplaatsing van knoop 2162 bij opsplitsing in 4 delen

Hoofdstuk 4. Stentontplooiing uit katheter 68

Door de stent op te splitsen in meer delen, bijvoorbeeld 40, wordt een veel beter resultaatbekomen (figuur 4.15). De radiale verplaatsing benadert nu goed deze van het model metcontact met de katheter.

Figuur 4.15: Radiale verplaatsing van knoop 2162 bij opsplitsing in 40 delen

In tegenstelling tot het eerste model, is deze aanpak niet afhankelijk van de geometrie en degrootte van de mesh van katheter en stent. De berekening zal dus steeds convergeren, watbetekent dat het model stabiel is! Het model met de randvoorwaarden zou dus een goedalternatief kunnen zijn om de expansie van een draadstent uit een katheter te simuleren. Inde volgende paragraaf wordt onderzocht of er ook een goede overeenkomst is met andereresultaten uit de literatuur.

4.4 Validatie van het numeriek model (1)

Om het model met de randvoorwaarden te valideren, wordt een vergelijking gemaakt metexperimentele en analytische resultaten uit een artikel van R. Wang en K. Ravi-Chandar[102]. Zij stelden een analytisch model op voor de buiging van een metalen geweven draadstentonder een axiaal varierende, maar axiaalsymmetrische belasting. Hierbij wordt een analogiegemaakt met een ligger op verende bedding. Met dit model wordt onder meer de vorm vande stent bepaald, wanneer deze uit de katheter ontplooit.

De experimenten werden uitgevoerd met een Wallstentr14. Figuur 4.16 toont de experimen-tele en analytische resultaten. Hierin is de straal (r) van de stent uitgezet over zijn lengte (x).Het uiteinde van de katheter bevindt zich ter plaatse van de oorsprong. Uit de grafiek kanworden afgelezen dat de straal van de katheter gelijk is aan 1.7 mm. Over de diameter van de

14Geweven draadstent ontwikkeld door Boston Scientific

Hoofdstuk 4. Stentontplooiing uit katheter 69

Figuur 4.16: Ontplooiing van de Wallstent: straal t.o.v. afstand tot uiteinde van de katheter [102]

stent is er enige onduidelijkheid. Het artikel is opgebouwd uit twee delen. In het eerste deel[108] wordt voor de initiele diameter 20 mm opgegeven. In het tweede deel, dat de resultatenvan de stentontplooiing bevat, wordt een diameter van 21mm vermeld. In figuur 4.16 nadertde straal van de stent echter eerder naar 10mm dan naar 10.5 mm. Het is dus mogelijk datvoor de experimenten uit het tweede artikel eveneens een stent met diameter 20 mm werdgebruikt.

Wanneer de figuur nauwkeuriger bekeken wordt, blijkt echter dat het uiteinde een straal van9.8 mm heeft in plaats van 10 mm. Een mogelijke verklaring hiervoor is dat bij het experimentde stent niet tot zijn initiele diameter is ontplooid. Het analytisch model geeft echter een curveweer waarbij de straal van de stent varieert tussen de straal van de katheter en de vrije straalvan de stent. Indien wordt verondersteld dat deze vrije straal gelijk is aan de initiele straalvan de stent, dan zou de initiele diameter gelijk zijn aan 19.6mm. In het artikel wordt nietexpliciet vermeld dat de straal van het uiteinde van de analytische curve gelijk is aan deinitiele straal van de stent. Het is dus ook mogelijk dat men, na de vorm van de stent uithet experiment opgemeten te hebben, de vrije straal gelijk genomen heeft aan deze van hetuiteinde van de experimentele curve. De simulatie met de analytische formules heeft dan alsdoel de vorm van de stent te bepalen tussen twee vaste stralen en een vergelijking te makenmet de experimentele vorm van de stent.

Ondanks het feit dat er geen zekerheid bestaat omtrent de diameter van de stent, is hetmogelijk om op basis van figuur 4.16 het model te testen. Aangezien de straal tussen x =40 mm en x = 60 mm ongeveer gelijk is aan 10 mm, wordt een simulatie uitgevoerd voor eeninitiele diameter van 10 mm. De geometrie en materiaaleigenschappen van de roestvast stalen

Hoofdstuk 4. Stentontplooiing uit katheter 70

Wallstent worden samengevat in tabel 4.2.

Tabel 4.2: Karakteristieken van de Wallstentr

De0 20 mmd 0.17 mmn 36 -β0 34 °

L0 80 mmE 200000 MN/m2

G 77000 MN/m2

In figuur 4.17 wordt de numerieke berekening vergeleken met de experimentele waarden uithet artikel. De ontplooiing gebeurt hier in 40 stappen. Dit betekent dat de stent wordtopgesplitst in 40 delen en dat per stap voor een van de delen de radiale randvoorwaardenverwijderd worden. In 41 knopen, gelegen op het buitenoppervlak van de stent en verdeeldover de lengte, wordt de radiale verplaatsing (U1) en de langse coordinaat (Z) opgevraagd.Hieruit wordt de straal van de stent ter plaatse van de knopen (r) en de positie van de knopenten opzichte van het uiteinde van de katheter (x) bepaald. Deze waarden leggen de vorm vande stent vast op een bepaald ogenblik in de ontplooiing en worden als volgt bepaald:

r = 10 + U1 (4.1)

x = 70.3− 1.157− Z (4.2)

Formule 4.2 zorgt ervoor dat het ontplooide uiteinde van de stent voor beide resultatendezelfde positie heeft. Voor de experimentele data geldt dat het uiteinde van de stent eenx-waarde heeft die gelijk is aan 70.3 mm. Voor het uiteinde van de stent die gebruikt wordtin het numeriek model geldt dat Z = −1.157 mm15, zodat ook hier x gelijk is aan 70.3 mm.

Om een correcte vergelijking te maken, moet hetzelfde ogenblik in de ontplooiing beschouwdworden. Daarom moet het uiteinde van de katheter voor beide curves samenvallen. Dituiteinde wordt voorgesteld door het punt met coordinaten (0.0,1.7). Er wordt dus gezochtnaar de curve die het best aan deze voorwaarde voldoet. Dit blijkt de curve voor stap 29 tezijn.

15Bij de opbouw van de draadstent met pyFormex zal de effectieve lengte van de stent iets afwijken van de

opgegeven lengte. Hierdoor is de langse coordinaat van het uiteinde van de stent niet gelijk aan nul.

Hoofdstuk 4. Stentontplooiing uit katheter 71

Figuur 4.17: Validatie van het numeriek model (stap 29 van 40)

Voor het gedeelte van de curve waarin de stent zijn ontplooide diameter bereikt, blijkt er eengoede overeenkomst te zijn. Tussen x = 5 mm en x = 35mm is er een groter verschil tussende curves. De grootste afwijking voor de straal bedraagt ongeveer 45 %. Mogelijke oorzakenzouden het contact met de katheter en het verschuiven van de draden over elkaar tijdens deexperimentele expansie kunnen zijn. Bij de numerieke simulaties worden de draden immerssamengehouden door connectoren, terwijl deze in realiteit enkel ‘verbonden’ zijn door degeweven opbouw van de stent en doordat ze ter plaatse van de kruisingen een zekere wrijvinghebben ten opzichte van elkaar. Ook een kleine afwijking tussen de werkelijke en gemetenpitch angle zou een invloed kunnen hebben op de vorm van de stent tijdens het ontplooien.Bovendien zouden de resultaten van een groter aantal knopen moeten opgevraagd worden omhet uiteinde van de katheter voor beide curves volledig te laten samenvallen.

Deze laatste twee invloeden zullen in paragraaf 1.6 onderzocht worden. Opdat dit sneller eneenvoudiger zou kunnen gebeuren, wordt in onderstaande paragraaf echter eerst de numeriekesimulatie van de stentontplooiing geautomatiseerd.

4.5 Uitbreiden van de python-scripts

Er werd reeds vermeld dat de opbouw van de geweven draadstent gebeurt aan de hand van eenpython-script dat binnen het programma pyFormex wordt uitgevoerd. Het script laat echterook toe om numerieke berekeningen uit te voeren zonder de grafische omgeving van ABAQUSop te roepen. Daartoe wordt een ABAQUS inputfile ('jobnaam.inp') aangemaakt die naasthet geometrisch model van de stent ook andere gegevens bevat. Dit kunnen bijvoorbeeld derandvoorwaarden en belastingen zijn. Naast de ABAQUS inputfile wordt door het python-

Hoofdstuk 4. Stentontplooiing uit katheter 72

script ook een post-processingscript ('jobnaam.post.py') aangemaakt. Dit wordt gebruiktom de resultaten van de berekening te verwerken16.

Bij het gebruik van het model met de randvoorwaarden moet telkens een groot aantal setsvan knopen, stappen en randvoorwaarden voor de sets gedefinieerd worden. Voor het op-stellen van grafieken van bijvoorbeeld de stentontplooiing moeten de resultaten per knoopopgevraagd en verwerkt worden. Door de python-scripts uit te breiden kan dit proces auto-matisch doorlopen worden. Bovendien kunnen gemakkelijk berekeningen uitgevoerd wordenvoor een verschillende stengeometrie en diameter van de katheter en voor een verschillendaantal sets.

Hieronder wordt een overzicht gegeven van de verschillende uitbreidingen. De aanpassingenin de pre-processing zorgen ervoor dat de expansie van de stent kan gesimuleerd worden. Deaanpassingen in de post-processing laten toe om grafieken van de expansie op te stellen.

4.5.1 Pre-processing

De aanmaak van de inputfile en het post-processingscript gebeurt door WireStent param.

py. De begindata worden aan dit script meegegeven via WireStent data.py. In script 4.1wordt een overzicht gegeven van deze begindata. In WireStent param.py worden hiervoorstandaardwaarden meegegeven.

Script 4.1: WireStent param.py: begindata

46 def WireStentToAbaqus ( jobname = 'stent ' ,

47 s t e n t d i ame t e r = 17 .15 ,

48 s t e n t l e n g t h = 87 .5 ,

49 w i r e d i ame t e r = 0 .22 ,

50 number w i r e s = 24 ,

51 p i t c h a n g l e = 30 .85 ,

52 e x t r a s t r u t = 0 . 0 ,

53 number e lems = 4 ,

54 young modulus = 206000 . ,

55 shea r modu lu s = 81500 . ,

56 z v a l u e s = [ 0 . 0 , 0 . 25 , 0 . 5 , 0 . 75 , 1 . 0 ] ,

57 l o a d c a s e s = [ [ 'axial ' , 'force ' , 5 . ] ,

58 [ 'radial ' , 'force ' , 0 . 0 1 ] ,

59 [ 'central ' , 'force ' , 0 . 4 5 ] ,

60 [ 'axial ' , 'disp' , 'auto' ] ,

61 [ 'radial ' , 'disp' , 'auto' ] ,

62 [ 'central ' , 'disp' , 'auto' ] ,

63 [ 'stent ' , 'expan ' , 3 . 4 ]

64 ] ,

65 pos t = True , un load = Fa l s e ,

66 jedwab = Fa l s e , f r i c t i o n = None

67 ) :

16Meer informatie over pyFormex en de verschillende python-scripts is te vinden in de afstudeerwerken van

Tim Neels [109] en Kim Van Loo [5]

Hoofdstuk 4. Stentontplooiing uit katheter 73

Een nieuwe parameter is z values 17. Deze lijst wordt gebruikt om de gewenste sets van knopenaan te maken. De z-waarden stellen de secties voor waarin men sets en waartussen men regio’svan sets wil creeren. De z-waarden liggen in het interval [0,1] en worden vermenigvuldigd metde lengte van de stent om de positie van de secties te bepalen. Op basis hiervan wordtgezocht naar de dichtst bijgelegen secties met knopen van de connectoren. Er worden vierverschillende soorten sets aangemaakt:

� csi(0) tot en met csi(n): sets met knopen van de connectoren op het inwendigecilinderoppervlak van de stent

� cso(0) tot en met cso(n): sets met knopen van de connectoren op het uitwendigecilinderoppervlak van de stent

� rsi(0) tot en met rsi(n-1): regio’s van sets met knopen van de connectoren op hetinwendige cilinderoppervlak van de stent

� rso(0) tot en met rso(n-1): regio’s van sets met knopen van de connectoren op hetuitwendige cilinderoppervlak van de stent

Hierbij is n gelijk aan het aantal z-waarden min een. In figuur 4.18 wordt een voorstellinggegeven van de sets csoi en regio’s van sets rsoi. Figuur 4.19 toont het onderscheid tussenknopen die op het inwendige en uitwendige cilinderoppervlak van de stent gelegen zijn.

Figuur 4.18: Voorstelling van de sets csoi en regio’s van sets rsoi

Figuur 4.19: Onderscheid tussen inwendige en uitwendige knopen

17Parameter ingevoerd door ir. M. De Beule

Hoofdstuk 4. Stentontplooiing uit katheter 74

Hoe deze sets worden aangemaakt, wordt weergegeven in script 4.2.

Script 4.2: WireStent param.py: aanmaak van de sets en regio’s

298 # Nodes on i n a s e c t i o n at modular a x i a l d i s t a n c e

299 # ( I ' l l c a l l t h e s e s e t s c r o s s−s e t s , because a l l nodes a r e i n

the same

300 # c r o s s s e c t i o n )

301 zd = s t e n t l e n g t h / nz

302 zconn = [ z l o + zd/2 + zd * i f o r i i n range ( nz ) ]

303 zwant = [ z l o + z * s t e n t l e n g t h f o r z i n z v a l u e s ]

304 z s e t s = [ n e a r e s tVa l u e ( zconn , z ) f o r z i n zwant ]

305 z s e ta , z se tb , z s e t c = [ a r gNea r e s tVa l u e ( z s e t s , z l o + z *

s t e n t l e n g t h ) f o r z i n [ 0 . 2 5 , 0 . 7 5 , 0 . 5 0 ] ]

306

307 #p r i n t ” zh i , z l o , nz , zd : ” , zh i , z l o , nz , zd

308 #p r i n t ” Connector z−coo rd s : ” , zconn

309 #p r i n t ”Wanted z−coo rd s : ” , zwant

310 p r i n t "Also creating sets at z-coordinates:" , z s e t s

311 #p r i n t z s e ta , z se tb , z s e t c

312 c s e t s = [ [ l a y e r [ i s C l o s e ( nodes [ l a y e r ] [ : , 2 ] , z ) ]

313 f o r z i n z s e t s ] f o r l a y e r i n [ i nne r , ou t e r ] ]

314 # Check number o f nodes i n the s e t s

315 count = a r r a y ( [ [ l e n ( c s ) f o r c s i n l a y e r ] f o r l a y e r i n c s e t s

] )

316 i f not a l l ( count==number w i r e s /2) :

317 warn ing ( "Number of nodes in some cross set does not equal

the number of wires!" )

318 e x i t ( )

319

320 # Nodes on i n a r e g i o n at modular a x i a l d i s t a n c e

321 # ( I ' l l c a l l t h e s e s e t s r eg i on−s e t s , because a l l nodes a r e

d e f i n e d by the same

322 # cro s s−s e t s )

323

324 p r i n t "Also creating region sets between z-coordinates:" , zwant

325 p r i n t ( nconn )

326 #f o r l a y e r i n [ i nne r , ou t e r ] :

327 # f o r zmin , zmax i n z i p ( zwant [ : −1 ] , zwant [ 1 : ] ) :

328 # p r i n t zmin , zmax

329 # l1 = l a y e r [ ( nodes [ l a y e r ] [ : , 2 ] >= zmin ) ]

330 # l2 = l a y e r [ ( nodes [ l a y e r ] [ : , 2 ] < zmax ) ]

331 # p r i n t l 1 . shape

332 # p r i n t l 2 . shape

333 # >= + <: OR >= * <: AND

334 r s e t s = [ [ l a y e r [ ( nodes [ l a y e r ] [ : , 2 ] >= zmin ) * ( nodes [ l a y e r

] [ : , 2 ] < zmax ) ]

335 f o r zmin , zmax i n z i p ( zwant [ : −1 ] , zwant [ 1 : ] ) ] f o r

l a y e r i n [ i nne r , ou t e r ] ]

336 # Check number o f nodes i n the s e t s

337 count = a r r a y ( [ [ l e n ( r ) f o r r i n l a y e r ] f o r l a y e r i n r s e t s ] )

338 p r i n t "Number of nodes in each set: " , count

339 mi s s i n g = 2*nconn−count . sum ( )

340 i f mi s s i n g != 0 :

Hoofdstuk 4. Stentontplooiing uit katheter 75

341 warn ing ( "Number of CS nodes not in cross region sets: %d"

% mi s s i n g )

342 e x i t ( )

343

344 # Write a l l node s e t s

345 wr i t e S e t ( f i l , "NSET" , "fixed" , f i x )

346 wr i t e S e t ( f i l , "NSET" , "loaded" , f r c )

347 wr i t e S e t ( f i l , "NSET" , "inner" , i n n e r )

348 wr i t e S e t ( f i l , "NSET" , "outer" , o u t e r )

349 f o r c , l a y e r i n z i p ( [ 'i' , 'o' ] , c s e t s ) :

350 f o r i , c s e t i n enumerate ( l a y e r ) :

351 wr i t e S e t ( f i l , "NSET" , "cs%c%d" % (c , i ) , c s e t )

352 f o r c , l a y e r i n z i p ( [ 'i' , 'o' ] , r s e t s ) :

353 f o r i , r s e t i n enumerate ( l a y e r ) :

354 wr i t e S e t ( f i l , "NSET" , "rs%c%d" % (c , i ) , r s e t )

Er wordt ook een belastingsgeval 'stent expansion' toegevoegd aan de begindata. Ditbelastingsgeval en de diameter van de katheter kunnen als input meegegeven worden (ziescript 4.1). In script 4.3 wordt de radiale verplaatsing berekend die aan de regio’s rsoi zalopgelegd worden om de stent te doen krimpen tot de diameter van de katheter. Hierin isld gelijk aan de diameter van de katheter. In script 4.4 worden de opeenvolgende stappenin de ontplooiing gedefinieerd en worden per stap de radiale verplaatsingen aan de juisteregio’s opgelegd. Er wordt ook voor gezorgd dat het uiteinde fixed tijdens elke stap wordtvastgehouden in de tangentiele en langse richting.

Script 4.3: WireStent param.py: berekenen van de radiale verplaatsing

476 e l i f l c [ 0 : 2 ] == 'se' :

477 # Stent Expans ion

478 # va l = r a d i a l d i s p l a c emen t

479 v a l = −( s t e n t d i ame t e r−l d ) /2

Script 4.4: WireStent param.py: definieren van de stappen en randvoorwaarden

504 e l i f c1 == 'e' :

505 f o r x i n range ( l e n ( z v a l u e s ) ) :

506 s t a r t S t e p ( f i l , [ t o t a l t ime , t o t a l t ime , 0 . 01 ,

t o t a l t im e ] , name=None )

507 i f x < l e n ( z v a l u e s )−1:

508 f o r y i n range ( x , l e n ( z v a l u e s )−1) :

509 f i l . w r i t e ( ”””*BOUNDARY, OP=NEW

510 r s o%s ,1 ,1 ,% s \n””” %(y , v a l ) )

511 f i l . w r i t e ( ”””*BOUNDARY, OP=NEW

512 f i x e d , 2 , 3\ n””” )

513 endStep ( f i l , p r i n t s e t s )

Hoofdstuk 4. Stentontplooiing uit katheter 76

4.5.2 Post-processing

Het doel van de post-processing is het opstellen van grafieken die de vorm van de stentweergeven als deze uit de katheter ontplooit. Dit gebeurt met het script WireStent post.py.Door het post-processingscript uit te voeren binnen python wordt de output weggeschrevenin een data-file en de informatie voor het opstellen van de grafieken in een gnu-file.

Er worden in WireStent post.py twee nieuwe functies gedefineerd: createExpDataFiles encreateExpansionPlot. De eerste functie (script 4.5) zorgt ervoor dat data-files aangemaaktworden voor een bepaalde lijst van stappen18 en incrementen19. Deze lijst wordt gedefinieerddoor de parameter stepinc . Een data-file bevat de output voor een bepaald increment binneneen bepaalde stap. Deze output is voor de secties csoi de straal van de stent en de positievan de sectie.

Script 4.5: WireStent post.py: createExpDataFiles

229 def c r e a t eE xpDa t aF i l e s ( jobname , s t e n t d a t a , s t e p i n c ) :

230 i f type ( s t e n t d a t a ) == s t r :

231 p r i n t "DEPRECATED: please convert your script to dict

syntax."

232 s t e n t d a t a = e v a l ( "dict(%s)" % s t e n t d a t a . r e p l a c e ( '\n' , ',' )

. s t r i p ( ',' ) )

233 # s t e n t d a t a i s now a d i c t

234 g l o b a l s ( ) . update ( s t e n t d a t a )

235 r e s = {}236 f o r l o ad i n l o a d s :

237 l c = load [ 0 ] [ 0 : 2 ]

238 f i l e n ame = "%s-%s.dat" % ( jobname , l c )

239 p r i n t "Processing '%s'" % f i l e n ame

240 r = scan ( f i l e n ame )

241 f o r i i n s t e p i n c :

242 r e s [ l c+'u'+'step+%s+inc+%s' % ( i [ 0 ] , i [ 1 ] ) ]= r [ i [ 0 ] ] [ i

[ 1 ] ]

243

244 f o r l o ad i n l o a d s :

245 l c = load [ 0 ]

246 f o r i i n s t e p i n c :

247 i f not r e s . ha s key ( l c+'step+%s+inc+%s' % ( i [ 0 ] , i [ 1 ] ) ) :

248 p r i n t "I do not have results for load case '%s'" %

l c

249 cont inue

250 r = r e s [ l c+'step+%s+inc+%s' % ( i [ 0 ] , i [ 1 ] ) ]

251 dataname = '%s-%s-step%s-inc%s.data' % ( jobname , l c , i

[ 0 ] , i [ 1 ] )

252 f = f i l e ( dataname , 'w' )

253 f . w r i t e ( "# Data created by %s\n" % f i l e )

254 f . w r i t e ( "# From results in %s\n" % f i l e n ame )

255 f . w r i t e ( "# section , radius , position\n" )

18Eng: steps19Eng: increments

Hoofdstuk 4. Stentontplooiing uit katheter 77

256 f o r i i n range ( l e n ( z s e t s ) ) :

257 s e c t i o n = i

258 r a d i u s = s t e n t d i ame t e r /2 + g e t F i e l dV a l u e s ( r , "cso%

s" % ( i ) , 'U1' ) . mean ( )

259 p o s i t i o n = s t e n t l e n g t h −g e t F i e l dV a l u e s ( r , "cso%s" %

( i ) , 'COOR3 ' ) . mean ( )

260 f . w r i t e ( "%5s %15f %15f\n" % ( s e c t i o n , r a d i u s ,

p o s i t i o n ) )

261 f . c l o s e ( )

Een voorbeeld van een data-file is te zien in figuur 4.20.

Figuur 4.20: Inhoud van de data-files: straal en positie van de secties csoi

In script 4.6 wordt vastgelegd welke kolommen uit de data-file moeten uitgezet worden in degrafieken, in script 4.7 worden de titels van de assen gedefinieerd en in script 4.8 wordt dex-r-grafiek toegevoegd aan de grafiektypes.

Script 4.6: WireStent post.py: definieren van de kolommen

270 c o l p o s = { 'F' : 2 ,

271 'p' : 2 ,

272 'q' : 2 ,

273 'L' : 3 ,

274 'D' : 4 ,

275 'r' : 2 ,

276 'x' : 3 }

Script 4.7: WireStent post.py: definieren van de astitels

279 c o l l a b e l = { 'F' : 'Axial Force (N)' ,

280 'p' : 'Radial Pressure (MPa)' ,

Hoofdstuk 4. Stentontplooiing uit katheter 78

281 'q' : 'Radial Line Pressure (N/mm)' ,

282 'L' : 'Stent Length (mm)' ,

283 'D' : 'Stent Diameter (mm)' ,

284 'f' : 'foreshortening (%)' ,

285 'd' : 'relative change in diameter (%)' ,

286 'r' : 'Section Radius (mm)' ,

287 'x' : 'Section Position (mm)'}

Script 4.8: WireStent post.py: definieren van de grafiektypes324 p l o t t y p e s = [ 'LF' , 'DF' , 'Lp' , 'Dp' , 'Lq' , 'Dq' , 'LD' , 'DL' ,

325 'Df' , 'pf' , 'Ff' , 'fD' , 'fp' , 'fF' , 'Ld' , 'dL' ,

326 'dp' , 'xr' ]

De functie createExpansionPlot (script 4.9) creeert de data nodig voor het uittekenen van degrafieken (naam van de data-file, kolommen van de data-file, titel, naam van de assen...).Hierbij wordt gebruik gemaakt van de functies simulationCurve en createGnuplot. Dit gebeurtopnieuw voor alle waarden in de lijst stepinc . Opdat alle grafieken in eenzelfde figuur zoudenweergegeven worden, wordt de output van de functie simulationCurve voor de verschillendestappen en incrementen telkens toegevoegd aan de parameter curves.

Script 4.9: WireStent post.py: createExpansionPlot580 def c r e a t eE xpan s i o nP l o t ( jobname , s t e n t d a t a , s t e p i n c , l c='seu' , pt='xr'

) :

581 ””” Crea te a gnup l o t s c r i p t f o r the x r p l o t s . These p l o t s

r e p r e s e n t

582 the shape o f the s t e n t as i t e x i t s the c a t h e t e r f o r c e r t a i n

s t e p s and

583 c e r t a i n i n c r emen t s .

584

585 jobname i s the j ob name

586 s t e p i n c i s a l i s t w i th s t e p s and i n c r emen t s e . g .

[ [ 1 , 5 ] , [ 1 5 , 1 ] , [ 3 0 , 1 ] ]

587 l c i s the l oad ca se

588 pt i s the p l o t type

589 ”””

590 i f type ( s t e n t d a t a ) == s t r :

591 p r i n t "DEPRECATED: please convert your script to dict

syntax."

592 s t e n t d a t a = e v a l ( "dict(%s)" % s t e n t d a t a . r e p l a c e ( '\n' , ',' )

. s t r i p ( ',' ) )

593 # s t e n t d a t a i s now a d i c t

594 g l o b a l s ( ) . update ( s t e n t d a t a )

595 cu r v e s = [ ]

596 f o r i i n s t e p i n c :

597 t i t l e = 'Stent expansion: step %s inc %s' % ( i [ 0 ] , i [ 1 ] )

598 dataname = '%s-%s-step%s-inc%s.data' % ( jobname , l c , i [ 0 ] , i

[ 1 ] )

599 cu r v e s . append ( s imu l a t i o nCu r v e ( dataname , pt [ 0 ] , pt [ 1 ] , t i t l e )

)

Hoofdstuk 4. Stentontplooiing uit katheter 79

600 r e t u r n c r e a t eGnup l o t ( jobname , pt , c u r v e s )

In het post-processingscript wordt dan een lijst van stappen en incrementen opgegeven enworden de functies createExpDataFiles en createExpansionPlot opgeroepen. Een voorbeeldhiervan wordt gegeven in script 4.10. De functie runGnuscript schrijf de data voor de grafiekenin een gnu-file. Binnen runGnuscript wordt de functie runGnuplot opgeroepen, die de grafiekentekent op basis van de gnu-file.

Script 4.10: Voorbeeld voor het uittekenen van de grafiekens t e p i n c = [ [ 1 0 , 1 ] , [ 2 0 , 1 ] , [ 3 0 , 1 ] , [ 4 0 , 1 ] , [ 4 1 , 1 0 ] ]

c r e a t eE xpDa t aF i l e s ( 'stentontplooiing ' , data , s t e p i n c )

gnu = ""

gnu += c r e a t eE xpan s i o nP l o t ( 'stentontplooiing ' , data , s t e p i n c )

r unGnu s c r i p t ( gnu , 'stentontplooiing ' )

Figuur 4.21 geeft een voorbeeld van dergelijke grafieken.

Figuur 4.21: Voorbeeld van grafieken van de stentontplooiing

OpmerkingIn het post-processingscript wordt door WireStent param.py standaard onderstaande lijn ge-schreven:

postproc(‘jobnaam’,data,old=False,jedwab=False)

Hoofdstuk 4. Stentontplooiing uit katheter 80

De functie postproc zorgt voor het opstellen van de standaardgrafieken voor de overige belas-tingsgevallen. Omdat bij het gebruik van het belastingsgeval 'stent expansion' niet altijdop voorhand duidelijk is welke grafieken moeten opgesteld worden, worden de lijnen uit script4.10 niet via WireStent param.py aan het post-processingscript toegevoegd. De gebruikerdient dus zelf de functie postproc te vervangen door deze vijf lijnen. Hierbij dient de correctejobnaam (in het voorbeeld ‘stentontplooiing’) opgegeven te worden.

4.6 Invloed van het aantal regio’s

In paragraaf 1.2 werd reeds gewezen op de invloed van het aantal delen waarin de stent wordtopgesplitst of het aantal stappen waarin de stent tot ontplooiing komt. Nu de ontplooiingvan de stent eenvoudiger kan gesimuleerd worden, wordt dit meer in detail onderzocht. Denauwkeurigheid van het model is immers hiervan afhankelijk.

Zoals in paragraaf 1.4 wordt beschreven, gebeurt de aanmaak van de regio’s op basis van deopgegeven z-waarden. Indien een indeling in n regio’s gewenst is, worden (n+1) z-waardenopgegeven met een verschil van 1/n. Stel dus dat er 20 regio’s dienen aangemaakt te worden,dan worden onderstaande z-waarden ingevuld:

[0.0,0.05,0.1,0.15,0.2,0.25,0.3,0.35,0.4,0.45,0.5,0.55,0.6,0.65,0.7,0.75,0.8,0.85,0.9,0.95,1.0]

Er worden enkele simulaties uitgevoerd voor de phynox-stent die werd gebruikt voor hetopstellen van de modellen (tabel 4.1). Als resultaat wordt de straal van de middensectie infunctie van de tijd voorgesteld. Hoe deze waarden worden opgevraagd en weggeschreven ineen data-file, wordt weergegeven in script 4.11.

Script 4.11: Aanmaken van de data-file met waarden voor de straal en tijd

def c r e a t eD a t a F i l e s ( jobname , s t e n t d a t a ) :

i f type ( s t e n t d a t a ) == s t r :

p r i n t "DEPRECATED: please convert your script to dict

syntax."

s t e n t d a t a = e v a l ( "dict(%s)" % s t e n t d a t a . r e p l a c e ( '\n' , ',' )

. s t r i p ( ',' ) )

# s t e n t d a t a i s now a d i c t

g l o b a l s ( ) . update ( s t e n t d a t a )

r e s = {}f o r l o ad i n l o a d s :

l c = load [ 0 ] [ 0 : 2 ]

f i l e n ame = "%s-%s.dat" % ( jobname , l c )

p r i n t "Processing '%s'" % f i l e n ame

r = scan ( f i l e n ame )

number s t eps = ( l e n ( r )−1)

f o r s t e p i n range (2 , l e n ( r )+1) :

r e s [ l c+'u'+'step+%s' % step ] = r [ s t e p ]

l c = load [ 0 ]

Hoofdstuk 4. Stentontplooiing uit katheter 81

dataname = '%s-%s.data' % ( jobname , l c )

f = f i l e ( dataname , 'w' )

f . w r i t e ( "# Data created by %s\n" % f i l e )

f . w r i t e ( "# From results in %s\n" % f i l e n ame )

f . w r i t e ( "# step , inc , radius , time\n" )

f o r s t e p i n range (2 , l e n ( r )+1) :

r e s 1 = r e s [ l c+'step+%s' % step ]

l a s t = max( t u p l e ( r e s 1 . keys ( ) ) )

f o r i n c i n range (1 , l a s t +1) :

i f not r e s 1 . ha s key ( i n c ) :

p r i n t "I do not have results for load case '%s'

" % l c

cont inue

r = r e s 1 [ i n c ]

r a d i u s = s t e n t d i ame t e r /2 + g e t F i e l dV a l u e s ( r , "cso%

s" % zse t c , 'U1' ) . mean ( )

g l o b a l s ( ) . update ( r )

t ime = ( tt ime −1)/ number s t eps

f . w r i t e ( "%5s %5s %15f %15f\n" % ( step , inc , r a d i u s ,

t ime ) )

f . c l o s e ( )

De straal varieert tussen de straal van de katheter en de initiele straal van de stent. Aangeziende totale tijd afhankelijk is van het aantal stappen in de berekening, wordt deze omgezet naareen waarde tussen 0 en 1 door de functie: time = (ttime-1)/number steps. Dit wordt alsvolgt verklaard. Elke stap duurt 1 seconde. Omdat de eerste stap zorgt voor het inkrimpenvan de stent tot de diameter van de katheter, wordt de totale tijd (ttime) verminderd met 1seconde . Number_steps is gelijk aan het aantal regio’s of het aantal stappen waarin de stenttot ontplooiing komt. Het tijdstip 0 en 1 stelt dan respectievelijk het begin en einde van deexpansie voor.

De stent bevat 80 secties waarin knopen van de connectoren gelegen zijn. In figuur 4.22 wordteen vergelijking gemaakt tussen een opdeling in 4, 10 en 20 regio’s. Dit betekent dat per stapvoor respectievelijk 20, 8 en 4 secties met knopen van de connectoren de randvoorwaardenverwijderd worden. Uit deze vergelijking blijkt dat er een aanzienlijke verbetering kan bereiktworden door de stent in een groter aantal regio’s op te delen.

Figuur 4.23 stelt een opdeling in 20, 40 en 80 regio’s voor. Hier wordt enkel het tijdstipwaarop de middensectie begint te ontplooien nog aanzienlijk beınvloed. Aangezien met hetmodel de interactie met de arterie bestudeerd zal worden, is vooral het gedeelte van de curvewaarin de sectie haar ontplooide diameter bereikt, belangrijk. Een opdeling in 20 regio’s zoudus moeten volstaan. In het algemeen zou het aantal regio’s kunnen gelijk genomen wordenaan een vierde van de lengte van de stent.

Hoofdstuk 4. Stentontplooiing uit katheter 82

Figuur 4.22: Opdeling in 4, 10 en 20 regio’s

Figuur 4.23: Opdeling in 20, 40 en 80 regio’s

Hoofdstuk 4. Stentontplooiing uit katheter 83

4.7 Validatie van het numeriek model (2)

Door de uitbreidingen van de scripts kunnen nu een aantal invloeden op de resultaten uitparagraaf 1.3 eenvoudiger onderzocht worden. Opdat het ontplooide uiteinde van de stentopnieuw dezelfde positie zou hebben, wordt de parameter position in script 4.5 vervangendoor onderstaande lijn:

position = 70.3-1.157-getFieldValues(r, "cso%s" % (i),‘COOR3’).mean()

Om de experimentele waarden toe te voegen aan de grafieken, worden deze in een data-filegeschreven. De waarden kunnen dan weergegeven worden door de lijnen uit script 4.12 tegebruiken in de functie createExpansionPlot.

Script 4.12: Toevoegen van de experimentele waarden

cu r v e s = [ ]

f o r i i n s t e p i n c :

t i t l e = 'Stent expansion: step %s inc %s' % ( i [ 0 ] , i [ 1 ] )

dataname = '%s-%s-step%s-inc%s.data' % ( jobname , l c , i [ 0 ] , i

[ 1 ] )

c u r v e s . append ( s imu l a t i o nCu r v e ( dataname , pt [ 0 ] , pt [ 1 ] , t i t l e )

)

c u r v e s . append ( e xpe r imen t a lCu r v e ( 'Wang -exp -x-r.data' , 1 , 2 , '

Experimental (Wang)' ) )

r e t u r n c r e a t eGnup l o t ( jobname , pt , c u r v e s )

In figuur 4.24 worden opnieuw de resultaten voor een opdeling in 40 regio’s voorgesteld.

Om een meer nauwkeurige vergelijking te maken, wordt de Wallstent in 70 regio’s opgedeeld.Dit is immers het totale aantal secties met knopen van de connectoren en dus het maximaleaantal stappen waarin de stent kan ontplooid worden. Het resultaat wordt weergegeven infiguur 4.25. Het uiteinde van de katheter valt nu samen voor beide curves. Dit betekent dathetzelfde ogenblik in de ontplooiing beschouwd wordt. De curves liggen nu iets dichter bijelkaar. De maximale afwijking voor de straal bedraagt ongeveer 35 %.

Een andere parameter die kan onderzocht worden is de pitch angle. Figuur 4.26 toont hetverschil tussen de opgegeven pitch angle van 34◦ en een pitch angle van 33◦. Uit deze figuurkan besloten worden dat de invloed van de pitch angle zeer klein is.

Hoofdstuk 4. Stentontplooiing uit katheter 84

Figuur 4.24: Vorm van de Wallstent bij opdeling in 40 regio’s (stap 29 van 40)

Figuur 4.25: Vorm van de stent bij opdeling in 70 regio’s (stap 51 van 70)

Hoofdstuk 4. Stentontplooiing uit katheter 85

Figuur 4.26: Invloed van de pitch angle op de vorm van de stent (stap 51 van 70)

In de voorgaande figuren werd steeds dezelfde (of dichtst bijgelegen) stap in de ontplooiingals voor de experimentele resultaten afgebeeld. Het is echter ook interessant om de vorm vande stent in de volgende stappen te bekijken. In figuur 4.25 wordt stap 51 van 70 weergegeven.Figuren 4.27 en 4.28 tonen de grafieken voor de twee volgende stappen.

Voor stap 51 is er een goede overeenkomst tussen x = 35 mm en x = 60 mm. Aangezien methet model de interactie met de arterie zal bestudeerd worden is dit het belangrijkste gebiedvan de curve. Voor stap 52 wordt de afwijking tussen x = 35 mm en x = 60 mm nog kleineren voor stap 53 vallen de curves tussen x = 30 mm en x = 60 mm zo goed als samen. Erzou dus kunnen gesteld worden dat er een zekere vertraging is van de numerieke resultatenten opzichte van de experimentele resultaten in dit gebied. Dit betekent dat, hoewel er eenzekere afwijking is tussen de resultaten voor een bepaalde stap in de ontplooiing, de manierwaarop de stent tegen de plaque en arterie zal ontplooien wel zeer gelijkaardig is. Hieruit kanbesloten worden dat het model een goede voorstelling geeft van de ontplooiing van de stentuit de katheter.

Hoofdstuk 4. Stentontplooiing uit katheter 86

Figuur 4.27: Ontplooiing van de Wallstent: stap 52 van 70

Figuur 4.28: Ontplooiing van de Wallstent: stap 53 van 70

Hoofdstuk 5

Ontplooiing in de arterie

In het vorige hoofdstuk werd een stabiel model opgesteld voor de ontplooiing van een zelf-expandeerbare geweven draadstent. De vergelijking met een experimenteel resultaat toondeaan dat de vorm van de stent tijdens de expansie goed kan benaderd worden met het model.Een volgende stap is de simulatie van het contact tussen de stent en de slagaderwand. Indit eindwerk wordt nagegaan of het mogelijk is realistische resultaten te bekomen voor deexpansie in de arterie. Er wordt onderzocht wat de mogelijkheden zijn om het contact tedefinieren en in welke mate de arterie wordt opengeduwd door de radiale kracht van de stent.

5.1 Karakteristieken van de arterie

Zelfexpandeerbare stents worden vaak geplaatst in perifere arterien. Een belangrijk voorbeeldis de oppervlakkige beenslagader. Daarom wordt voor de afmetingen uitgegaan van waardenuit de literatuur voor deze slagader. Voor de diameter van het lumen is 6 mm een goedebenadering [110, 111, 112] en voor de dikte van de vaatwand worden waarden rond 0.6 mmgevonden [113, 114, 115].

Voor het materiaalgedrag van de slagader wordt heel vaak een hyperelastische wet gedefi-nieerd. Dit houdt in dat geen plastische vervorming in rekening wordt gebracht, een niet-rechtlijnig verband tussen spanning en rek wordt verondersteld en een zekere verstijving bijhoge spanning wordt gemodelleerd. Het materiaalgedrag wordt ingevoerd aan de hand vaneen Mooney-Rivlin energiefunctie van de derde orde, waarvan de constanten werden over-genomen uit een artikel van Lally et al [116, 117]. Deze materiaalwet veronderstelt dat deslagaderwand onsamendrukbaar is. De energieconstanten worden weergegeven in tabel 5.1.

Alvorens de stent te ontplooien, worden enkele belastingen ingevoerd om rekening te houdenmet de in vivo conditie van een slagader. De gemiddelde bloeddruk kan gelijk genomen wordenaan 100 mmHg of 0.0133 MPa. De slagader wordt in het lichaam ook aan een longitudinalevoorspanning of prestretch onderworpen. Dit is een verlenging in longitudinale zin. Hiervoor

87

Hoofdstuk 5. Ontplooiing in de arterie 88

wordt een factor 1.1 verondersteld.

Tabel 5.1: Constanten van de energiefunctie (in MPa)

C10 0.0189C01 0.00275C11 0.08572C20 0.59043C30 0

De grootte van de elementen van de mesh wordt gelijk genomen aan 0.2 mm. Dit betekentdat in de dikte van de vaatwand drie elementen voorkomen. Verder wordt er gekozen voorC3D8RH-elementen. Dit zijn hexaeders waarbij een lineaire interpolatie wordt gebruikt voorde berekening. De R staat voor ‘reduced integration’. Een lagere-orde integratie kan derekentijd aanzienlijk verkleinen. De H staat voor ‘hybrid’. In ABAQUS/Standard moetenhybridische elementen gebruikt worden bij een onsamendrukbaar materiaalgedrag. Deze keu-zes zijn gebaseerd op de efficientie-optimalisatie uit de scriptie van Denis Van Loo [2]. Metdergelijke optimalisatie wordt het aantal en het type elementen bepaald1 waarmee voldoendenauwkeurige resultaten worden bekomen met een zo klein mogelijke rekentijd. Aangezien dezewerd uitgevoerd voor berekeningen met ABAQUS/Explicit, zou het voor het onderzoek vande geweven draadstent nuttig zijn ook een efficientie-optimalisatie met ABAQUS/Standarduit te voeren. In dit werk is het echter de bedoeling na te gaan wat de mogelijkheden zijnom de ontplooiing van de draadstent in een arterie te modelleren. Daarom volstaat het hierberekeningen uit te voeren met een elementtype en een elementgrootte.

Zoals hiervoor vermeld, wordt aan een uiteinde een longitudinale verplaatsing opgelegd, ter-wijl het andere uiteinde wordt vastgehouden in langsrichting. Daarnaast wordt voor beideuiteinden de verplaatsing in de tangentiele richting verhinderd.

5.2 Modellering van het contact

Zoals bij het contact tussen de stent en de katheter wordt een knoop-oppervlak discretisatietoegepast. Het contact wordt gedefinieerd tussen het binnenoppervlak van de arterie (hethoofdoppervlak) en de knopen van de stent (het nevenoppervlak). Deze knopen worden ver-zameld in de set nall. Er wordt verondersteld dat er geen wrijving is tussen de oppervlakkenen het contact in de normaalrichting wordt gedefinieerd als ‘hard’2. Figuur 5.1 geeft hiervaneen voorstelling. Er treedt contact op wanneer de afstand tussen de oppervlakken gelijk aan

1Voor berekeningen met ABAQUS/Explicit wordt ook het tijdsinterval geoptimaliseerd2Eng: hard contact relationship

Hoofdstuk 5. Ontplooiing in de arterie 89

nul wordt en er is geen beperking voor de contactdruk die kan overgedragen worden. Deoppervlakken scheiden zich wanneer de contactdruk kleiner of gelijk wordt aan nul.

Figuur 5.1: Illustratie van hard contact: relatie tussen contactdruk en afstand tussen de oppervlak-ken [118]

Verder kan gekozen worden tussen eindige glijding3 en kleine glijding4. Eindige glijding laatelke mogelijke beweging van de oppervlakken toe. Elke knoop van de stent kan in contactkomen met elke knoop van de arterie. Dit heeft als nadeel dat telkens opnieuw moet berekendworden welke knopen interageren. Bij kleine glijding wordt verondersteld dat de objecten welgrote vervormingen kunnen ondergaan, maar dat er relatief weinig glijding optreedt van hetene oppervlak langs het andere. Daarom wordt bij het begin van de berekening vastgelegdmet welke knopen van het hoofdoppervlak (de arterie) een bepaalde knoop van het neven-oppervlak (de stent) in contact kan komen. Tijdens het verloop van de berekening kan ditniet meer veranderen. Omdat bij kleine glijding niet naar contact moet gezocht worden overhet gehele hoofdoppervlak, vergt deze methode minder rekenwerk dan de berekeningen meteindige glijding.

Net zoals bij de modellering van het contact tussen stent en katheter treden er bij de bere-kening met eindige glijding convergentieproblemen op door te grote penetraties van knopenvan het hoofdoppervlak door segmenten van het nevenoppervlak. Voor het contact tussen destent en de arterie zou benaderend met kleine glijding kunnen gewerkt worden.

Bij kleine glijding vindt het contact plaats tussen de knoop van het nevenoppervlak en zijnlokale raakvlak5 op het hoofdoppervlak. Dit wordt voorgesteld in figuur 5.2. Er kan geenof slechts een beperkte penetratie plaatsvinden van de knoop van het nevenoppervlak doordit vlak. Het raakvlak wordt gedefinieerd door een ankerpunt X0 op het hoofdoppervlak en

3Eng: finite sliding4Eng: small sliding5Eng: local tangent plane

Hoofdstuk 5. Ontplooiing in de arterie 90

een orientatievector N(X0) aan het ankerpunt. Bij een knoop-oppervlak discretisatie wordthet ankerpunt zodanig bepaald dat de vector N(X0), die loopt van het ankerpunt naar deknoop van het nevenoppervlak, overeenstemt met een vloeiend varierende normaalvector ophet hoofdoppervlak. Het raakvlak staat loodrecht op de vector N(X0).

Figuur 5.2: Illustratie van kleine glijding: definitie van het ankerpunt en raakvlak [119]

De orientatie van het lokale raakvlak blijft vast ten opzichte van het element van het hoofd-oppervlak waarop het ankerpunt gelegen is. Dit betekent dat de orientatie van dit vlak wordtaangepast naargelang het hoofdoppervlak roteert en vervormt. De positie van het ankerpuntverandert niet ten opzichte van de omliggende knopen op het hoofdoppervlak.

Er kan worden verondersteld dat de knopen van het nevenoppervlak (de stent) geen of slechtseen beperkte verplaatsing in tangentiele richting zullen ondergaan. Voor de elementen vanhet hoofdoppervlak (de arterie) kan aangenomen worden dat deze niet zullen roteren om delangsas. In dit geval is er tijdens de hele berekening een goede overeenstemming tussen hetlokale raakvlak en de werkelijke geometrie van de slagader ter plaatse van de initiele positievan het ankerpunt. Dit is niet zo wanneer de elementen van de arterie een relatief groterotatie om de langsas ondergaan. Zoals wordt voorgesteld in figuur 5.3 zal in dit geval eenpenetratie optreden van de knopen van de stent in de arterie.

Hoofdstuk 5. Ontplooiing in de arterie 91

Figuur 5.3: Penetratie door rotatie van de arterie

5.3 Simulaties

De eerste berekeningen worden uitgevoerd voor een phynox-stent met de karakteristieken uittabel 5.2. Dit is dezelfde stent als in hoofdstuk 4, maar met een kleinere lengte. Het invoerenvan een kleinere lengte heeft als doel de rekentijd te verminderen.

Tabel 5.2: Karakteristieken van de stent

De0 8 mmd 0.15 mmn 24 -β0 45 °

L0 20 mmE 221000 MN/m2

G 81000 MN/m2

Volledige ontplooiing van de stent in de arterieIn een eerste berekening wordt de methode met de randvoorwaarden, zoals beschreven inhoofdstuk 4, toegepast en wordt de stent volledig ontplooid in de slagader. De simulatiewordt echter beeindigd omdat er teveel iteraties nodig zijn om het contact te bepalen.

Geen ontplooiing van de stent in de arterieEen benadering die zou kunnen gemaakt worden is de stent niet te laten ontplooien en enkelhet contact te bekijken tussen de volledig geexpandeerde stent en de slagader. In dit gevalwordt eerst een druk van 0.2 MPa aangebracht op het binnenoppervlak van de arterie, waar-

Hoofdstuk 5. Ontplooiing in de arterie 92

door de diameter groter wordt dan de diameter van de stent (figuur 5.4 a). In een tweede stapwordt het contact gedefinieerd en wordt de druk in de arterie vervangen door de gemiddeldebloeddruk. Hierdoor zal de arterie contact maken met de stent (figuur 5.4 b).

Figuur 5.4: Methode waarbij de stent niet wordt ontplooid in de arterie

De simulatie wordt nu wel voltooid. In figuur 5.5 wordt een langsdoorsnede van het resultaatweergegeven. Uit deze figuur blijkt dat er een penetratie optreedt van de stent in de arterie.Dit heeft te maken met de waarde van de maximale penetratie (Hcrit) die door ABAQUS/-Standard wordt berekend. Deze kan opgevraagd worden en is ongeveer gelijk aan 0.1 mm.Hierdoor zal de arterie niet veel worden opengeduwd.

Figuur 5.5: Langsdoorsnede voor n = 24 en Hcrit = 0.1

Een mogelijkheid om de penetratie te verkleinen is zelf een waarde voor Hcrit op te geven. Omde stijfheid van de stent te vergroten kan het aantal draden groter genomen worden. In figuur5.6 wordt het resultaat getoond voor 36 draden en een maximale penetratie van 0.05 mm. Erlijkt niet veel verschil te zijn met figuur 5.5.

Hoofdstuk 5. Ontplooiing in de arterie 93

Figuur 5.6: Langsdoorsnede voor n = 36 en Hcrit = 0.05

Indien een zeer kleine penetratie gekozen wordt, bijvoorbeeld Hcrit = 0.001, wordt het re-sultaat in figuur 5.7 bekomen. Door het contact blijkt toch een rotatie op te treden van deelementen van de arterie om de langsas. Zoals in vorige paragraaf werd beschreven, leidt dittot penetratie van de stent in de slagaderwand.

Figuur 5.7: Langsdoorsnede voor n = 36 en Hcrit = 0.001

Deze berekeningen tonen aan dat ook met kleine glijding het contact niet gemakkelijk tedefinieren is. Met verdere berekeningen zou bijvoorbeeld kunnen onderzocht worden of derotatie van de arterie kan belemmerd worden en of het elementtype op dit fenomeen eeninvloed heeft.

Hoofdstuk 6

Modellering van biodegradeerbare

draadstents

In dit hoofdstuk wordt nagegaan of het mogelijk is om een realistisch model van een biode-gradeerbare1 geweven draadstent op te stellen. Biodegradeerbare stents hebben als doel devaatwand gedurende een beperkte periode te ondersteunen. Na deze periode, die de degrada-tietijd wordt genoemd, zijn ze volledig verdwenen.

6.1 Belang van biodegradeerbare stents

De belangrijkste complicaties van stenting zijn trombose en restenose. Andere beperkingenzijn bijvoorbeeld artefacten2 met moderne beeldtechnologieen zoals MRI3 en MSCT4, hetafsluiten van zijtakken van de slagader en het feit dat de stent zich niet aanpast aan de groeivan de vaatwand. De aanwezigheid van de stent verhindert ook de expansie van het lumendie geassocieerd is met een late remodellering en reactiviteit van de vaatwand.

Trombose wordt onder controle gehouden door het toedienen van anti-stollingsmiddelen.Met drug-eluting stents (DES) worden geneesmiddelen toegediend om bijvoorbeeld inflam-matie of proliferatie van gladde spiercellen te verhinderen. Deze kunnen dus de restenose-graad en de noodzaak tot een nieuwe revascularisatie beduidend verminderen. Drug-elutingstents zijn echter geassocieerd met subacute en late trombose, waardoor een verlengde anti-stollingsbehandeling noodzakelijk is. Bovendien heeft de stent slechts een tijdelijke rol, na-melijk ondersteuning van de vaatwand tot de genezing en re-endothelialisatie voltooid is.

Doordat biodegradeerbare stents na een zekere tijd verdwijnen, verkleinen ze het risico op1Ook bio-absorbeerbare stent genoemd2Metaal vervormt het magneetveld waardoor de resonantiefrequentie buiten het bereik valt dat gebruikt

wordt bij de beeldvorming. Hierdoor worden de protonen niet afgebeeld.3Magnetic Resonance Imaging4Multislice Computerized Tomography

94

Hoofdstuk 6. Modellering van biodegradeerbare draadstents 95

late restenose door neo-intimale hyperplasie. Een late trombose is onwaarschijnlijk en eenverlengde anti-stollingsbehandeling is dus niet vereist. Door het verdwijnen van de stent kande reactiviteit van de vaatwand hersteld worden, met mogelijk een positieve remodellering alsgevolg. Deze stents kunnen ook gebruikt worden voor de lokale toediening van geneesmiddelenen genen. Het degraderen van de stent is ook nuttig ter plaatse van complexe anatomieen,aangezien de stent hier een belemmering vormt voor het behoud van de natuurlijke geometrieen morfologie van de slagader en geneigd is tot invallen en breuk (zoals in de oppervlakkigebeenslagader). Biodegradeerbare stents zijn ook compatibel met MRI en MSCT.

Er worden momenteel twee soorten materialen gebruikt voor biodegradeerbare stents, na-melijk polymeren en metalen. Voorbeelden van polymeren zijn poly-L-melkzuur (PLLA),polyglycolzuur (PGA), poly (D, L-melkzuur/glycolzuur) copolymeer (PDLA) en polycaprol-acton (PCL). Deze stents hebben een aantal beperkingen. In vergelijking met metalen stentshebben ze een kleinere sterkte, wat kan leiden tot een vroege recoil. Hierdoor is een groterebeendikte en dus een grotere stentdoorsnede vereist. Dit bemoeilijkt het inbrengen van destent in kleine slagaders. Deze stents zijn ook transparant voor stralen, wat een nauwkeurigepositionering kan belemmeren. Zonder fluoroscopische visualisatie is het moeilijk de stentvlot en nauwkeurig te ontplooien. De degradatiegraad is relatief laag, waardoor restenose nogsteeds mogelijk is. Tenslotte worden ze ook geassocieerd met een significante lokale inflamma-tiegraad [120]. Drug-eluting biodegradeerbare stents zouden hiervoor een oplossing kunnenbieden [121].

Metalen biodegradeerbare stents hebben een hogere radiale sterkte. Er wordt onderzoek ver-richt naar ijzerlegeringen en magnesiumlegeringen. Legeringen op basis van ijzer vertoneneen kleine trombogenese en een lage inflammatoire respons, zonder uitgesproken neo-intimalehyperplasie. De degradatie van de huidige legeringen is echter nog te traag [122, 123].Magnesium biodegradeerbare stents vertonen eveneens slechts een kleine trombogenese eneen lage inflammatiegraad. De degradatie is sneller dan voor ijzerlegeringen en polymeren[120, 122, 123].

6.2 Doel van de modellering

Bij de vervorming van een geweven draadstent zullen de draden ter plaatse van hun con-tactpunten een zekere wrijving ondervinden. Voor metalen stents is dit fenomeen relatiefbeperkt. Bijgevolg kan de wrijving bij de modellering van deze stents verwaarloosd wordenzonder een grote fout te maken. Dit is echter niet het geval voor biodegradeerbare stents dievervaardigd zijn uit een polymeer. Door de grotere diameter van de draden heeft de wrijvinghier een belangrijke invloed op de stijfheid van de stent [124]. Bijgevolg zal in dit hoofdstukonderzocht worden of het mogelijk is deze wrijving te modelleren.

Hoofdstuk 6. Modellering van biodegradeerbare draadstents 96

Omdat de join-connectie de draden enkel samenhoudt ter plaatse van hun contactpunten,maar de rotatie van de draden niet belemmert, is het niet mogelijk om met deze connectorenwrijving toe te voegen. Daarom wordt getracht een ander connectie in te voeren, waarmeehet wel mogelijk is om wrijving tussen de draden te modelleren, maar die (althans voor eenuniforme diameterverandering van de stent) hetzelfde resultaat levert als de join-connectiebij wrijvingsloos contact.

6.3 Modellering met hinge-connectoren

6.3.1 Werking van de hinge-connector

Een eerste type dat wordt onderzocht is de hinge-connector. Deze connector is een combinatievan de types join en revolute. De werking van de connectoren is te zien in figuur 6.1 en6.2.

Figuur 6.1: join-connector (links) en revolute-connector (rechts) [105]

Figuur 6.2: hinge-connector [105]

De revolute-connector verhindert de rotatie om twee assen. Dit betekent dat er ter plaatsevan de hinge-connectie slechts rotatie mogelijk is om een as. Aangezien dit steeds de 1-asis, wordt de orientatie ter plaatse van de connectoren zo gekozen dat de radiale as gelijkis aan deze 1-as. Enkel de orientatie in de knopen a van de connectoren is vereist. Hierwordt een lokaal cilindrisch assenstelsel aangemaakt. Dit gebeurt door de coordinaten vantwee punten in het globale assenstelsel in te voeren. In figuur 6.3 wordt weergegeven hoehet cilindrisch assenstelsel op basis van deze twee punten wordt gedefinieerd. Het punt a

Hoofdstuk 6. Modellering van biodegradeerbare draadstents 97

heeft de coordinaten (0.0,0.0,0.0) en het punt b heeft de coordinaten (0.0,0.0,1.0). De radiale,tangentiele en langsas liggen dan respectievelijk in de 1-, 2- en 3-richting.

Figuur 6.3: Aanmaak lokaal cilindrisch assenstelsel op basis van twee punten [125]

De parameters die gebruikt worden om de wrijving te specificeren, worden weergegeven infiguur 6.4. Ra is gerelateerd aan het contactoppervlak van de onderdelen die verbondenworden, Rp is de straal van de pin in het lokale 2-3 vlak en Ls stelt de overlappende lengtevoor tussen de pin en de onderdelen. Aangezien de draden niet verbonden worden door eenpin, kunnen deze laatste twee parameters gelijk aan nul gesteld worden.

Figuur 6.4: Parameters die in verband staan met de wrijving in een hinge-connector [105]

Hoofdstuk 6. Modellering van biodegradeerbare draadstents 98

6.3.2 Resultaten

Om de invloed van de wrijving te onderzoeken wordt een PLLA-stent met de karakteristiekenuit tabel 6.1 gemodelleerd. Deze stent werd gebruikt in een onderzoek van J.-P. Nuutinen etal. naar de radiale kracht van zelfexpandeerbare geweven bioabsorbeerbare stents [124]. Erwordt een radiale druk van 0.001 MPa aangebracht op de stent.

Tabel 6.1: Karakteristieken van de PLLA-stent

De0 10.36 mmd 0.23 mmn 24 -β0 44 °

L0 30 mmE 7400 MN/m2

G 2400 MN/m2

Indien de parameter Ra gelijk gesteld wordt aan 1 mm, is er een duidelijke invloed van dewrijvingscoefficient op de radiale stijfheid van de stent. De radiale stijfheid wordt gedefineerdals de verhouding van de variatie van de radiale druk tot de variatie van de diameter van destent en wordt voorgesteld in figuur 6.5. Indien we de rode curve weglaten, wordt een logischresultaat bekomen: naarmate de wrijving tussen de draden belangrijker wordt, vertoont destent een grotere radiale stijfheid.

De rode curve is opgesteld voor dezelfde stent, waarbij de draden verbonden zijn met eenjoin-connectie. Heel wat curves van de hinge-connectie blijken links van de curve van dejoin-connectie te liggen. De vaststelling dat de radiale stijfheid van een stent met wrijvingtussen de draden kleiner is dan de radiale stijfheid van een stent zonder wrijving tussen dedraden, is geen logisch resultaat. In figuur 6.6 wordt nogmaals een vergelijking gemaakttussen de twee connecties, nu allebei zonder wrijving tussen de draden (Ra = 0). Om eenmeer nauwkeurige vergelijking te verkrijgen, wordt de diameter hier uitgezet ten opzichte vande totale radiale kracht die op de stent wordt opgebracht. Dit is de opgegeven radiale drukvermenigvuldigd met het initiele buitenoppervlak van de stent. De totale radiale kracht isdus enkel afhankelijk van de initiele afmetingen van de stent en neemt hierdoor gelijkmatigtoe voor beide stents. Aangezien de connector zelf geen invloed mag hebben op het gedragvan de stent bij wrijvingsloos contact, is het de bedoeling dat de curves zouden samenvallen.

Hoofdstuk 6. Modellering van biodegradeerbare draadstents 99

Figuur 6.5: Invloed van de wrijvingscoefficient op de radiale stijfheid voor Ra = 1

Figuur 6.6: Totale radiale kracht t.o.v. diameter voor de join- en hinge-connectie

Hoofdstuk 6. Modellering van biodegradeerbare draadstents 100

Uit figuur 6.6 blijkt dat de hinge-connectie niet het werkelijke gedrag van de stent modelleertomdat de rotatie van de draden in twee richtingen belemmerd wordt. In figuur 6.7 wordt derotatie om de verschillende assen ter plaatse van de uitwendige knopen van de middensectievoorgesteld. De rotatie om de radiale as blijkt groter te zijn voor de stent met hinge-connecties dan voor de stent met join-connecties. Dit zou het gevolg kunnen zijn van debelemmering van de rotatie in de twee andere richtingen. De rotatie om de radiale as bepaaltde verandering van de pitch angle. Deze laatste staat in verband met de lengte- en diame-terverandering van de stent. Hierdoor vertoont de stent met hinge-connecties een grotereverandering van de diameter bij eenzelfde totale radiale kracht. Met de hinge-connectorenwordt dus niet hetzelfde gedrag bekomen als met de join-connectoren bij wrijvingsloos con-tact.

Figuur 6.7: Rotatie t.o.v. totale radiale kracht voor de join- en hinge-connectie

6.4 Modellering met hinge- en ujoint-connectoren

Een mogelijke oplossing is een combinatie van connectoren te gebruiken die dezelfde bewegin-gen toelaat dan de join-connector en waarvoor het mogelijk is om wrijving tussen de dradente modelleren. Aangezien de hinge-connector rotatie toelaat om de 1-as, zou deze gecombi-neerd kunnen worden met een connector waarvoor rotatie om de twee andere assen mogelijkis. Dit is een ujoint-connector. De twee connectoren worden in serie geplaatst.

Hoofdstuk 6. Modellering van biodegradeerbare draadstents 101

6.4.1 Werking van de ujoint-connector

De ujoint-connector (figuur 6.9) is een combinatie van de types join en universal (figuur6.8). Deze zorgt ervoor dat de knopen, die de connector verbindt, dezelfde verplaatsingondergaan en laat een vrije rotatie toe om twee van de drie assen.

Figuur 6.8: join-connector (links) en universal-connector (rechts) [105]

Figuur 6.9: ujoint-connector [105]

De ujoint-connectie laat rotatie toe om de 1-as en de 3-as. Aangezien er voor de hinge-connectie al rotatie mogelijk is om de radiale as, zou de ujoint-connectie rotatie om detangentiele en de langsas moeten toelaten. Daarom wordt de orientatie gekozen zoals infiguur 6.3, maar wordt een rotatie van 90° om de 3-as uitgevoerd zodat de tangentiele asgelijk is aan de 1-as, de radiale as gelijk is aan de 2-as en de langsas gelijk is aan de 3-as.

6.4.2 Aanpassen van de scripts

De scripts worden aangepast zodat de gebruiker het gewenste connectortype kan kiezen. In-dien voor een hinge-ujoint-connectie wordt gekozen, moeten er twee connectoren in serieworden geplaatst. In dit geval worden de oorspronkelijke connectoren gesplitst. Hoe ditgebeurt, wordt weergegeven in script 6.1.

Hoofdstuk 6. Modellering van biodegradeerbare draadstents 102

Script 6.1: WireStent param.py: splitsen van de connectoren153 # S p l i t the conne c t o r s i n two

154 #

155 i f f r i c t i o n and l e n ( f r i c t i o n )==2:

156 F1 = s t e n t . s e l e c t ( w i r e s )

157 F2 = s t e n t . s e l e c t ( c onne c t o r s )

158 F2 = d i v i d e (F2 , 2 )

159 F2 . s e tProp (4 )

160 F2 . p [ nconn : ] = 5

161 F21 = F2 . withProp (4 )

162 F22 = F2 . withProp (5 ) . r e v e r s eE l emen t s ( )

163 # put e v e r y t h i n g back t o g e t h e r

164 s t e n t = Formex . conca t ena t e ( [ F1 , F21 , F22 ] )

165 n e l = s t e n t . ne lems ( )

166 w i r e s = arange ( n e l ) [ ( s t e n t . p == 1) + ( s t e n t . p == 3) ]

167 nw i r e s = w i r e s . shape [ 0 ]

168 connec to r1 = arange ( n e l ) [ s t e n t . p == 4 ]

169 nconn1 = connec to r1 . shape [ 0 ]

170 connec to r2 = arange ( n e l ) [ s t e n t . p == 5 ]

171 nconn2 = connec to r2 . shape [ 0 ]

172 conne c t o r s = None

173 nconn = nconn1 + nconn2

Het connectortype is afhankelijk van de parameter friction uit de begindata en wordt gedefi-nieerd zoals beschreven in script 6.2. Indien de parameter friction niet wordt gespecificeerd,worden join-connectoren gebruikt. Indien een lijst met een element wordt opgegeven, wor-den hinge-connectoren aangemaakt. De wrijvingscoefficient is in dit geval gelijk aan dewaarde uit de lijst friction . Als een lijst met twee elementen wordt opgegeven, wordenhinge-connectoren en ujoint-connectoren gebruikt. De wrijvingscoefficient voor de hinge-connectie en ujoint-connectie is respectievelijk gelijk aan de eerste en tweede waarde uit delijst friction .

Script 6.2: WireStent param.py: definieren van het connectortype249 # Or i e n t a t i o n s f o r the conne c t o r s :

250 # r a d i a l 1 has the 1− d i r e c t i o n r a d i a l

251 # r a d i a l 2 has the 2− d i r e c t i o n r a d i a l

252 # Connecto r s

253 i f not f r i c t i o n :

254 # A s i n g l e JOIN connec to r

255 wr i t eConn e c t o r S e c t i o n ( f i l , 'JOIN' , 'connectors ' )

256 e l s e :

257 w r i t eO r i e n t a t i o n ( f i l , 'radial1 ' , [ 0 . 0 , 0 . 0 , 0 . 0 ] , [ 0 . 0 , 0 . 0 , 1 . 0 ] ,

system='CYLINDRICAL ' , add ro t =(1 ,0 .0) )

258 wr i t eConne c t o rBehav i o r ( f i l , 'hinge ' )

259 f i l . w r i t e ( ”””*CONNECTOR FRICTION , PREDEFINED

260 0 . 0 , 1 . 0\ n””” )

261 f i l . w r i t e ( ”””*FRICTION

262 %s \n””” % f r i c t i o n [ 0 ] )

263

264 i f l e n ( f r i c t i o n ) == 1 :

265 # A s i n g l e HINGE connec to r

Hoofdstuk 6. Modellering van biodegradeerbare draadstents 103

266 wr i t eConn e c t o r S e c t i o n ( f i l , 'HINGE ' , 'connectors ' , b e h a v i o r

='hinge ' , o r i e n t='radial1 ' )

267 e l s e :

268 # A HINGE and a UJOINT

269 w r i t eO r i e n t a t i o n ( f i l , 'radial2 '

, [ 0 . 0 , 0 . 0 , 0 . 0 ] , [ 0 . 0 , 0 . 0 , 1 . 0 ] , system='CYLINDRICAL ' ,

add ro t =(3 ,90 .0) )

270 wr i t eConne c t o rBehav i o r ( f i l , 'ujoint ' )

271 f i l . w r i t e ( ”””*CONNECTOR FRICTION , PREDEFINED

272 0 . 0 , 0 . 1 , 1 . 0 \ n””” )

273 f i l . w r i t e ( ”””*FRICTION

274 %s \n””” % f r i c t i o n [ 1 ] )

275 wr i t eConn e c t o r S e c t i o n ( f i l , 'HINGE ' , 'connector1 ' , b e h a v i o r

='hinge ' , o r i e n t='radial1 ,' )

276 wr i t eConn e c t o r S e c t i o n ( f i l , 'UJOINT ' , 'connector2 ' ,

b e h a v i o r='ujoint ' , o r i e n t='radial2 ' )

Bij het aanbrengen van een radiale druk op de stent wordt de totale radiale kracht verdeeldover de knopen van de set outer. De radiale kracht per knoop (val) wordt berekend in script6.3. Indien een connector tussen de inwendige en uitwendige knopen wordt geplaatst, is hetaantal knopen in de set outer gelijk aan het totale aantal connectoren (nconn). Indien echtertwee connectoren in serie worden geplaatst, is het aantal knopen in de set outer slechts dehelft van het totale aantal connectoren. In dit geval is de radiale kracht per knoop dus gelijkaan de totale radiale kracht gedeeld door de helft van het totale aantal connectoren.

Script 6.3: WireStent param.py: berekenen van de radiale kracht

441 e l i f l c [ 0 : 2 ] == 'rf' :

442 # Rad i a l Force

443 # C i r c um f e r e n t i a l s u r f a c e ( i n i t i a l v a l u e based on

nomina l d i amete r

444 # and a c t u a l s t e n t l e n g t h

445 Circum = p i * s t e n t d i ame t e r * s t e n t l e n g t h

446 f o r c e = l d * Circum # maximal t o t a l r a d i a l f o r c e

447 i f f r i c t i o n and l e n ( f r i c t i o n )==2:

448 v a l = − f o r c e / ( nconn /2) # r a d i a l f o r c e pe r node (

i nwa rd s )

449 e l s e :

450 v a l = − f o r c e / nconn # r a d i a l f o r c e pe r node (

i nwa rd s )

451 i f c2 == 'u' :

452 r a d i a l f o r c e = f o r c e

6.4.3 Resultaten

Er wordt opnieuw een vergelijking gemaakt met de join-connectie bij wrijvingsloos contact.Om te kunnen vergelijken met de vorige resultaten, worden de curves voor de hinge-connectieook afgebeeld. Figuur 6.10 toont het resultaat voor een radiale druk. De vorm van de stentop het einde van de simulatie wordt afgebeeld in figuur 6.11.

Hoofdstuk 6. Modellering van biodegradeerbare draadstents 104

Figuur 6.10: Vergelijking voor radiale druk: radiale druk t.o.v. diameter

Figuur 6.11: Vergelijking voor radiale druk: vorm van de stent

Hoofdstuk 6. Modellering van biodegradeerbare draadstents 105

Voor de hinge-ujoint-connectie lijkt er een soort instabiliteit op te treden. Aan het uiteindefixed wordt de stent belemmerd om in te krimpen. Indien een langskracht wordt aangebracht,wordt de berekening wel voltooid. Het resultaat is te zien in de figuren 6.12 en 6.13.

Figuur 6.12: Vergelijking voor langskracht: langskracht t.o.v. lengte

Figuur 6.13: Vergelijking voor langskracht: vorm van de stent

Hoofdstuk 6. Modellering van biodegradeerbare draadstents 106

De vervorming van de stent zou kunnen afhankelijk zijn van de volgorde van de knopen,die de connector verbindt. In figuur 6.10 wordt de rotatie belemmerd ter plaatse van degemeenschappelijke knoop tussen de twee connectoren. Indien de rotatie ter plaatse van deinwendige en uitwendige knoop belemmerd wordt, wordt de simulatie voor een radiale drukwel voltooid. Het resultaat wordt weergegeven in de figuren 6.14 en 6.15.

Figuur 6.14: Vergelijking voor radiale druk bij andere volgorde van de knopen: radiale druk t.o.v.diameter

Figuur 6.15: Vorm van de stent bij radiale druk en andere volgorde van de knopen

Uit de simulaties kan besloten worden dat ook de hinge-ujoint-connectie niet hetzelfderesultaat geeft als de join-connectie bij wrijvingsloos contact.

Hoofdstuk 6. Modellering van biodegradeerbare draadstents 107

6.5 Besluit

Met de connectoren uit bovenstaande paragrafen is het niet mogelijk om een zelfde resultaatte bekomen als met de join-connectie. Bij de validatie van het numeriek model met join-connectoren in de scriptie van Kim Van Loo [5] bleek echter dat het numeriek model zich stijvergedraagt dan de experimenten. Men zou dus kunnen stellen dat bovenstaande simulaties deexperimentele resultaten beter benaderen. Het is echter wel zo dat bijvoorbeeld met dehinge-connectoren geen ontplooiing van de stent kan gesimuleerd worden, aangezien dezeenkel rotatie toelaten om de radiale as. Voor een uniforme verandering van de diameter zoumet de hinge-connectie of hinge-ujoint-connectie de invloed van de wrijving meer in detailkunnen bekeken worden. Om te onderzoeken of met deze connectoren biodegradeerbare stentskunnen gemodelleerd worden, zou een vergelijking moeten gemaakt worden met experimentelewaarden voor dergelijke stents, zoals bijvoorbeeld in het artikel van Nuutinen et al.

Hoofdstuk 7

Conclusies en verder onderzoek

Het doel van deze scriptie was een vergelijking te maken tussen de voor- en nadelen entoepassingen van verschillende types stents en een model op te stellen om de ontplooiing vanzelfexpandeerbare geweven draadstents te simuleren.

In de literatuurstudie werd een beknopte classificatie opgesteld, die toelaat verschillende typesstents te vergelijken. De indelingen die werden besproken zijn de geometrische opbouw, hetexpansiemechanisme en het materiaal waaruit de stent is samengesteld. Daarnaast werd eenoverzicht gegeven van een aantal ziektebeelden en werd aangegeven welk type stent het meestgebruikt wordt voor een bepaalde toepassing.

In de numerieke studie werd een methode ontwikkeld om de niet-uniforme ontplooiing van eengeweven draadstent uit een katheter te simuleren. In een eerste model werd contact tussende stent en de katheter gedefinieerd. Bij de berekeningen met ABAQUS/Explicit werd vast-gesteld dat de invloed van de traagheidskrachten te groot is om met deze rekenprocedure tekunnen werken. Bij de berekeningen met ABAQUS/Standard daarentegen leidde het contacttot convergentieproblemen. Daarom werd een tweede model opgesteld waarin het contact metde katheter wordt vertegenwoordigd door de aanwezigheid van een randvoorwaarde, namelijkeen radiale verplaatsing die de buitendiameter van de stent herleidt tot de binnendiameter vande katheter. Bij het gebruik van de methode met de randvoorwaarden is de berekening nietmeer afhankelijk van de geometrie en mesh van de katheter. Hierdoor zal steeds convergentiebereikt kunnen worden.

Vervolgens werden de randvoorwaarden en de regio’s waaraan deze worden opgelegd, gedefi-nieerd in de pre-processingscripts. Hierdoor kan op een eenvoudige en snelle wijze een modelvan de stentontplooiing gecreeerd worden. Door het uitbreiden van de post-processingscriptskan na berekening met ABAQUS ook de vorm van de stent tijdens de ontplooiing uitgetekendworden. Na het aanpassen van de scripts werd de invloed van het aantal regio’s op de nauw-keurigheid van het model onderzocht. Er kan gesteld worden dat een aantal regio’s dat gelijk

108

Hoofdstuk 7. Conclusies en verder onderzoek 109

is aan een vierde van de lengte van de stent in het algemeen een voldoende nauwkeurigheidzal verzekeren.

De methode werd gevalideerd door een vergelijking te maken met experimentele data. Er werdvastgesteld dat hoewel er een zekere afwijking is voor een zelfde moment in de ontplooiing,de manier waarop de stent ontplooit zeer gelijkaardig is. De numerieke simulaties geven duseen goede voorstelling van de vorm van de stent tijdens de ontplooiing.

Er werden enkele eerste simulaties uitgevoerd om de interactie met de arterie te bestuderen.Hieruit blijkt dat ook het contact tussen stent en arterie niet eenvoudig te definieren is metABAQUS/Standard. Op dit gebied is dus zeker nog verder onderzoek noodzakelijk. Dit zouwaardevolle informatie kunnen leveren in verband met de vervorming van en de spanningenin de arterie bij de expansie van een zelfexpandeerbare geweven draadstent.

Tenslotte werden enkele mogelijkheden onderzocht om biodegradeerbare geweven draadstentste modelleren. Hierbij werden connectoren gebruikt waarmee het mogelijk is een zekere wrij-ving tussen de draden van de stent op te leggen. Hoewel met de onderzochte (combinatievan) connectoren niet hetzelfde resultaat werd bekomen als met de join-connectoren bij wrij-vingsloos contact, zouden deze eventueel wel kunnen gebruikt worden om de invloed van dewrijving te bestuderen bij een uniforme diameterverandering van de stent. Om te beslui-ten of met deze connectoren biodegradeerbare stents kunnen gemodelleerd worden, zou eenvergelijking moeten gemaakt worden met experimentele data.

Bijlage A

Overzicht stents

A.1 Legende

A.1.1 Type

VE: veerstentHS: helicoıdale spiraalGEWE: geweven draadstentVERS: versmolten draadstentGEKN: geknoopte draadstentMO: modulaire stentST: slotted tube stentMD: multidesignOC: open celontwerpGC: gesloten celontwerpFC: flexibele connectoren

A.1.2 Materiaal

RS: roestvrij staalNI: nitinolEL: elgiloyTA: tantalium

A.1.3 Expansie

B: ballonexpandeerbaarZ: zelfexpandeerbaar

110

Bijlage A. Overzicht stents 111

A.2 Overzicht

Tabel A.1: Commercieel beschikbare stents

Naam Type Materiaal Expansie Bedrijf

AVE GFX MO RS B MedtronicBard XT MO RS B BardBeStent ST OC FC RS B CordisBiodivYsio ST OC FC RS B BiocompatiblesBx Velocity ST GC FC RS B MedtronicCardioCoil VE NI Z InStent MedtronicCrossflex HS RS B CordisCrown ST OC RS B CordisDiamond GEKN NI Z Boston ScientificEsophacoil VE NI Z InStentFreedom HS RS B Global TherapeuticsGR-II HS RS B CookJostent ST OC FC RS B JomedMemotherm GEKN NI Z BardMultiLink ST OC RS B GuidantMultiLink Duet ST OC RS B GuidantNavius ZR1 MD RS B NaviusNIR ST GC FC RS B Boston ScientificNIR-Primo ST GC FC RS B Boston ScientificPalmaz-Schatz ST GC RS B CordisS7 MO RS B MedtronicSong GEKN RS Z Sooho Medi-TechStrecker GEKN TA B Boston ScientificSymphony VERS NI Z Boston ScientificUltraflex GEKN NI Z Boston ScientificV-Flex Plus ST OC FC RS B CookWallstent GEWE EL Z Boston ScientificWiktor HS TA B MedronicZ GEKN RS Z CookZA GEKN NI Z Cook

Bijlage A. Overzicht stents 112

A.3 Figuren

Figuur A.1: AVE GFX [126]

Figuur A.2: Bard XT [126]

Figuur A.3: BeStent [4]

Figuur A.4: BiodivYsio [127]

Bijlage A. Overzicht stents 113

Figuur A.5: Bx Velocity [26]

Figuur A.6: CardioCoil [1]

Figuur A.7: Freedom [128]

Figuur A.8: Gianturco-Roubin II [4]

Bijlage A. Overzicht stents 114

Figuur A.9: Jostent [129]

Figuur A.10: MultiLink [130]

Figuur A.11: MultiLink Duet [131]

Figuur A.12: NIR [4]

Bijlage A. Overzicht stents 115

Figuur A.13: Wiktor [132]

Bijlage B

Simulaties met ABAQUS/Explicit

ABAQUS/Explicit wordt hoofdzakelijk gebruikt bij het bestuderen van dynamische proble-men, maar men kan er ook quasi-statische problemen mee behandelen. Dit laatste kan bijvoor-beeld het geval zijn als men een complex contactprobleem wil simuleren. Contactproblemenkunnen zowel met ABAQUS/Explicit als met ABAQUS/Standard behandeld worden, maarals de complexiteit van het probleem toeneemt, zal met ABAQUS/Explicit gemakkelijker eenoplossing gevonden worden. In dit geval kan het dus nuttig zijn een dynamische berekeninguit te voeren voor een statisch probleem.

In tegenstelling tot een statische berekening, brengt een dynamische berekening de traag-heidskrachten die worden opgewekt in rekening. Traagheid of inertie is de weerstand dieeen massa uitoefent tegen een verandering van beweging (in richting of snelheid). Daarommoet bij een simulatie met ABAQUS/Explicit het tijdsinterval waarin de gebeurtenis zichafspeelt, worden opgegeven. Bij de keuze van dit interval moet het volgende beschouwd wor-den. De traagheidskrachten nemen toe naarmate de tijdsperiode kleiner is. Hierdoor kan deresponsie van het systeem beınvloed worden. De rekentijd daarentegen neemt evenredig toemet de tijdsperiode. Hieruit volgt dat het tijdsinterval zodanig moet gekozen worden dat detraagheidskrachten verwaarloosbaar zijn en dat de rekentijd aanvaardbaar is. Om de massa-traagheid in rekening te brengen, moet ook de dichtheid van het materiaal worden opgegeven.Voor phynox is dit 8300 kg/m3 [14].

In onderstaande paragrafen worden enkele simulaties van de ontplooiing van de stent uitde katheter besproken. De twee modellen die in hoofdstuk 1 werden opgesteld, komen aanbod. Het terugtrekken van de katheter is een complex contactprobleem omdat er contactplaatsvindt tussen een groot aantal knopen en omdat de knopen van de stent steeds metandere knopen van de katheter in contact komen. Met het oog op de expansie van de stentin een arterie wordt ook het model waarbij radiale randvoorwaarden worden opgelegd om destent tot ontplooiing te brengen, bestudeerd.

116

Bijlage B. Simulaties met ABAQUS/Explicit 117

B.1 Model 1: contact met de katheter

Tabel B.1: Karakteristieken van de phynox-stent

De0 8 mmd 0.15 mmn 24 -β0 45 °

L0 80 mmE 221000 MN/m2

G 81000 MN/m2

De karakteristieken van de phynox-stent worden weergegeven in tabel B.1. Zoals beschreven inhoofdstuk 1, wordt in de eerste stap van de berekening een langskracht op het ene uiteinde vande stent aangebracht. Indien het tijdsinterval voor elke stap gelijk genomen wordt aan 0.01 s,duurt de totale berekening van de ontplooiing uit de katheter (drie stappen) ongeveer 14.5uur. In figuur B.1 wordt de vervorming van de stent in de eerste stap tot 0.003 s weergegeven.Het kleurenspectrum duidt het verschil in verplaatsing in de Z-richting aan. De invloed van demassatraagheid is duidelijk te zien. Hoe verder een element van het belaste uiteinde gelegen is,hoe meer tijd nodig is om het in beweging te brengen. Hierdoor is ook de radiale verplaatsingniet uniform over de lengte van de stent. Dit verschil in beweging zal na een bepaalde tijdgolfvoortplanting veroorzaken in de stent. Dit is reeds te zien op het tijdstip 0.003 s (figuurB.1).

Figuur B.1: Invloed van de traagheid

Bijlage B. Simulaties met ABAQUS/Explicit 118

Figuur B.2 toont de vervorming van de stent wanneer deze uit de katheter ontplooit. Ookhier vertoont de stent een zekere golving.

Figuur B.2: Ontplooiing uit de katheter

In figuur B.3 wordt de vervorming van de stent voorgesteld bij de berekening met ABAQUS/-Standard. Doordat een statische berekening wordt uitgevoerd, hebben de traagheidskrachtengeen invloed. De langskracht laat zich dan ook onmiddelijk voelen in de gehele stent. Ditresulteert in een uniforme radiale verplaatsing over de lengte van de stent.

Figuur B.3: Berekening met ABAQUS/Standard

B.2 Model 2: randvoorwaarden

Behalve de lengte, zijn de karakteristieken van de stent dezelfde als in tabel B.1. De lengteis gelijk aan 20 mm. Bij het definieren van randvoorwaarden die verschillend zijn van nulmoet in ABAQUS/Explicit een amplitude worden opgegeven. Indien het tijdsinterval perstap gelijk is aan 0.001 s en de stent wordt ingedeeld in 10 regio’s, kan de amplitude in tabelB.2 gebruikt worden. Als randvoorwaarde wordt dan de radiale verplaatsing opgegeven die debuitendiameter van de stent herleidt tot de binnendiameter van de katheter. Per stap wordtde randvoorwaarde van een van de regio’s verwijderd.

Bijlage B. Simulaties met ABAQUS/Explicit 119

Tabel B.2: Amplitude voor indeling in 10 regio’s

Tijd (s) Amplitude

0 00.001 10.002 10.003 10.004 10.005 10.006 10.007 10.008 10.009 10.01 1

Figuren B.4 en B.5 tonen het resultaat voor een radiale verplaatsing van 3mm. De berekeningduurt ongeveer 1 uur en 10 minuten. Het krimpen van de stent tot de diameter van de kathetergeeft een goed resultaat (figuur B.4). Bij het verwijderen van de radiale randvoorwaarde vande eerste regio valt het uiteinde echter in (0.00105 s) (figuur B.5). Hoewel de randvoorwaardenvan de overige regio’s nog niet zijn verwijderd, worden ze niet toegepast (0.002 s). Bij hetverwijderen van de randvoorwaarden van de overige regio’s blijft de stent schommelingenondergaan en expandeert niet naar zijn oorspronkelijke vorm (0.011 s).

Figuur B.4: Krimpen van de stent

Bijlage B. Simulaties met ABAQUS/Explicit 120

Figuur B.5: Ontplooiing uit de katheter

Bij het tekenen van de grafieken van de radiale verplaatsing in functie van de tijd blijft dediameter van de niet-ontplooide regio’s wel constant. Het lijkt alsof de radiale randvoorwaar-den hier wel worden toegepast. Dit wordt voorgesteld in figuur B.7 voor knoop 101 en knoop2360. De eerste knoop is gelegen in de regio RSO0 en de tweede in de regio RSO6 (zie figuurB.6). Wanneer de grafieken echter nog een aantal keer getekend worden, telkens op een andertijdstip in de berekening, komen er pieken te voorschijn. Figuur B.8 is hiervan een voorbeeld.

Bijlage B. Simulaties met ABAQUS/Explicit 121

Figuur B.6: Positie van knoop 101 en knoop 2360

Figuur B.7: Radiale verplaatsing van knoop 101 (links) en knoop 2360 (rechts)

Figuur B.8: Radiale verplaatsing van knoop 101 (links) en knoop 2360 (rechts) na een aantal keertekenen

Bijlage B. Simulaties met ABAQUS/Explicit 122

Een grotere tijdsperiode (0.1 s) en een kleinere radiale verplaatsing (2mm) bieden geen op-lossing. De berekening van de eerste twee stappen, namelijk het krimpen van de stent en deontplooiing van de eerste regio, duurt ongeveer 31.5 uur. Het resultaat wordt weergegeven infiguur B.9. Het uiteinde van de stent valt opnieuw in en de draden raken in elkaar verward.

Figuur B.9: Vervorming van de stent bij een groter tijdsinterval

Bijlage B. Simulaties met ABAQUS/Explicit 123

Uit deze simulaties kan besloten worden dat met ABAQUS/Explicit geen correct resultaat zalgevonden worden. De invloed van de traagheidskrachten is te groot en het verder verhogenvan het tijdsinterval zal waarschijnlijk niet tot een oplossing leiden. Bovendien zal dit laatsteeen te grote rekentijd veroorzaken.

Bibliografie

[1] C. Lally, D. J. Kelly, & P. J. Prendergast. Stents. Wiley Encyclopedia of BiomedicalEngineering, 2006.

[2] Denis Van Loo. Literatuur en numerieke studie van de plaque bij stent-vaatwand inter-actie. 2006. Afstudeerwerk, vakgroep Civiele Techniek, Universiteit Gent.

[3] J. P. Sluijter, D. P. de Kleijn, & G. Pasterkamp. Vascular remodeling and proteaseinhibition–bench to bedside. Cardiovascular Research, 69(3):595–603, 2006.

[4] D. Stoeckel, C. Bonsignore, & S. Duda. A survey of stent designs. Minimally InvasiveTherapy and Allied Technologies, 11(4):137–147, 2002.

[5] Kim Van Loo. Modellering en simulatie van zelfexpandeerbare draadstents. 2006.Afstudeerwerk, vakgroep Bouwkundige Constructies, Universiteit Gent.

[6] Website Cardiatis: http://www.cardiatis.com.

[7] A. C. Morton, D. Crossman, & J. Gunn. The influence of physical stent parametersupon restenosis. Pathology and Biology (Paris), 52(4):196–205, 2004.

[8] L. Petrini, F. Migliavacca, F. Auricchio, & G. Dubini. Numerical investigation of theintravascular coronary stent flexibility. Journal of Biomechanics, 37(4):495–501, 2004.

[9] Principe ballonexpandeerbare stents. http://www.unipv.it/dms/auricchio/

Research/Bio/bio_PTCA_stent.htm.

[10] Peter Mortier. Eindige elementen simulatie van ballon-stent interactie. 2006. Afstu-deerwerk, vakgroep Bouwkundige Constructies, Universiteit Gent.

[11] D. B. Nelson. Expandable metal stents: Physical properties and tissue responses. Tech-niques in Gastrointestinal Endoscopy, 3(2):70–74, 2001.

[12] P. D. Siersema, N. Marcon, & N. Vakil. Metal stents for tumors of the distal esophagusand gastric cardia. Endoscopy, 35(1):79–85, 2003.

124

Bibliografie 125

[13] E. Therasse, V. L. Oliva, E. Lafontaine, P. Perreault, M. Giroux, & G. Soulez. Stentplacement for esophageal lesions: Indications, methods, and results. RadioGraphics, 23(1):89–105, 2003.

[14] P. Poncin & J. proft. Stent tubing: Understanding the desired attributes. Materials &Processes for Medical Devices Conference, 8-10 September 2003.

[15] D. Stoeckel, A. Pelton, & T. Duerig. Self-expanding nitinol stents: material and designconsiderations. European Journal of Radiology, 14(2):292–301, 2004.

[16] Website Nitinol Devices and Components: http://www.nitinol.info.

[17] T. W. Duerig & M. Wholey. A comparison of balloon- and self-expanding stents.Minimally Invasive Therapy and Allied Technologies, 11(4):173–178, 2002.

[18] R. O. Han, R. S. Schwartw, Y. Kobayashi, S. H. Wilson, J. T. Mann, M. H. Sketch,R. D. Safian, A. Lansky, J. Popma, P. J. Fitzgerald, I. F. Palacios, M. Chazin-Caldie,& S. Goldberg. Comparison of self-expanding and balloon-expandable stents for thereduction of restenosis. The American Journal of Cardiology, 88:253–259, 2001.

[19] W. Schmidt, R. Andresen, P. Behrens, & K.-P. Schmitz. Comparison of mechanicalproperties of peripheral self-expanding nitinol and balloon-expandable stainless-steelstents. Annual Meeting and Postgraduate Course of the Cardiovascular and Interven-tional Radiological Society of Europe, 25-29 September 2004.

[20] L. Grenacher, S. Rohde, E. Ganger, J. Deutsch, G. W. Kauffmann, & G. M. Richter.In vitro comparison of self-expanding versus balloon-expandable stents in a human exvivo model. Cardiovascular and Interventional Radiology, 29(2):249–254, 2006.

[21] Y. Yamamoto, D. L. Brown, T. A. Ischinger, A. Arbab-Zadeh, & W. F. Penny. Effect ofstent design on reduction of elastic recoil: a comparison via quantitative intravascularultrasound. Catheterization and Cardiovascular Interventions, 47(2):251–257, 1999.

[22] M. K. Hong, S. W. Park, C. W. Lee, J. Y. Ko, D. H. Kang, J. K. Song, J. J. Kim,R. Hoffmann, G. S. Mintz, & S. J. Park. Intravascular ultrasound comparison of chronicrecoil among different stent designs. The American Journal of Cardiology, 84(10):1247–1250, A8, 1999.

[23] J. A. Ormiston, S. R. Dixon, M. W. Webster, P. N. Ruygrok, J. T. Stewart, I. Min-chington, & T. West. Stent longitudinal flexibility: a comparison of 13 stent designsbefore and after balloon expansion. Catheterization and Cardiovascular Interventions,50(1):120–124, 2000.

Bibliografie 126

[24] L. Thuesen, HR. Andersen, H. Bagger, H.E. Botker, D. Dalsgaard, S.D. Kristensen, L.R.Krusell, & H. Munkholm. Long genuine coronary artery lesions treated with stiff tubu-lar or flexible coiled stents. a randomized angiographic follow-up study. ScandinavianCardiovascular Journal, 36(2):91–94, 2002.

[25] S. Miketic, J. Carlsson, & U. Tebbe. Randomized comparison of J&J Crown stentversus NIR stent after routine coronary angioplasty. American Heart Journal, 142(5):E8, 2001.

[26] Crown en Bx Velocity. http://www.ded.uscourts.gov/SLR/Opinions/Sep2002/

99-904.pdf.

[27] K. W. Lau, K. H. Mak, J. S. Hung, & U. Sigwart. Clinical impact of stent constructionand design in percutaneous coronary intervention. American Heart Journal, 147(5):764–773, 2004.

[28] Ultraflex. http://www.bhj.org/journal/2002_4401_jan/org_11.htm.

[29] Diamond. http://www.wjgnet.com/1007-9327/6/643.asp.

[30] P. D. Siersema. New developments in palliative therapy. Best Practice & ResearchClinical Gastroenterology, 20(5):959–978, 2006.

[31] A. C. Chan, F. G. Shin, Y. H. Lam, E. K. Ng, J. J. Sung, J. Y. Lau, & S. C. Chung.A comparison study on physical properties of self-expandable esophageal metal stents.Gastrointestinal Endoscopy, 49(4 Pt 1):462–465, 1999.

[32] S. S. Chauhan & J. D. Long. Management of tracheoesophageal fistulas in adults.Current Treatment Options in Gastroenterology, 7(1):31–40, 2004.

[33] Slagaders. http://www.blood-pressure-hypertension.com/blood-pressure/

blood-pressure-1.shtml.

[34] Craniale slagaders. http://www.merck.com/mmpe/print/sec16/ch211/ch211a.

[35] J. F. Viles-Gonzalez, V. Fuster, & J. J. Badimon. Atherothrombosis: a widespreaddisease with unpredictable and life-threatening consequences. European Heart Journal,25(14):1197–1207, 2004.

[36] A. G. Zaman, G. Helft, S. G. Worthley, & J. J. Badimon. The role of plaque ruptureand thrombosis in coronary artery disease. Atherosclerosis, 149(2):251–266, 2000.

[37] Trombose. http://www.familydoctor.co.uk/htdocs/cholesterol/cholesterol_

specimen.html.

Bibliografie 127

[38] T. J. Ingall. Preventing ischemic stroke. Current approaches to primary and secondaryprevention. Postgraduate Medicine, 107(6):34–36,39–42,47–50, 2000.

[39] J. R. Bartholomew & J. W. Olin. Pathophysiology of peripheral arterial disease and riskfactors for its development. Cleveland Clinic Journal of Medicine, 73(Suppl4):S8–14,2006.

[40] K. Rosenfield, R. Schainfeld, A. Pieczek, L. Haley, & J. M. Isner. Restenosis of endo-vascular stents from stent compression. Journal of the American College of Cardiology,29(2):328–338, 1997.

[41] T. Straube, R. Stingele, & O. Jansen. Primary stenting of intracranial atheroscleroticstenoses. CardioVascular and Interventional Radiology, 28(4):289–295, 2005.

[42] P. M. Meyers, H. C. Schumacher, K. Tanji, R. T. Higashida, & L. R. Caplan. Useof stents to treat intracranial cerebrovascular disease. Annual Review of Medicine, 58:107–122, 2007.

[43] P. Lylyk, J. E. Cohen, R. Ceratto, A. Ferrario, & C. Miranda. Angioplasty and stentplacement in intracranial atherosclerotic stenoses and dissections. American Journal ofNeuroradiology, 23(3):430–436, 2002.

[44] I. M. Kessler, C. Mounayer, M. Piotin, L. Spelle, J. R. Vanzin, & J. Moret. The use ofballoon-expandable stents in the management of intracranial arterial diseases: a 5-yearsingle-center experience. American Journal of Neuroradiology, 26(9):2342–2348, 2005.

[45] A. S. Turk, A. Ahmed, D. B. Niemann, B. Aagaard-Kienitz, N. Brooks, & R. L. Levi-ne. Utilization of self-expanding stents in the treatment of intracranial atheroscleroticdisease in the distal small cerebral vessels. Neuroradiology, 2007.

[46] A. Bose, M. Hartmann, H. Henkes, H. M. Liu, M. M. Teng, I. Szikora, A. Berlis, J. Reul,S. C. Yu, M. Forsting, M Lui, W Lim, & Sit S. P. A novel, self-expanding nitinol stent inmedically refractory intracranial atherosclerotic stenoses: The wingspan study. Stroke,38(5):1531–1537, 2007.

[47] G. Tepe, J. Schmehl, S. Heller, B. Wiesinger, C. D. Claussen, & S. H. Duda. Superficialfemoral artery: current treatment options. European Journal of Radiology, 16(6):1316–1322, 2006.

[48] P. Zampakis, D. Karnabatidis, C. Kalogeropoulou, D. M. Kardamakis, K. Katsanos,T. Skouras, & D Siablis. External beam irradiation and restenosis following femoralstenting: Lont-term results of a prospective randomized study. CardioVascular andInterventional Radiology, 30(3):362–369, 2007.

Bibliografie 128

[49] D. Scheinert, S. Scheinert, J. Sax, C. Piorkowski, S. Braunlich, M. Ulrich, G. Biamino,& A. Schmidt. Prevalence and clinical impact of stent fractures after femoropoplitealstenting. Journal of the American College of Cardiology, 45(2):312–315, 2005.

[50] D. V. Svistov, D. V. Kandyba, & A. V. Savello. Stent-assisted occlusion of cerebralaneurysms. Russian Neurosurgery, 1(14), 2005.

[51] M. Zenteno, J.M. Modenesi Freitas, Y. Aburto-Murrieta, G. Koppe, E. Machado, &A. Lee. Balloon-expandable stenting with and without coiling for wide-neck and complexaneurysms. Surgical Neurology, 66(6):603–610, 2006.

[52] Y. J. Lee, D. J. Kim, S. H. Suh, s. K Lee, J Kim, & D. I. Kim. Stent-assisted coilembolization of intracranial wide-necked aneurysms. Neuroradiology, 47(9):680–689,2005.

[53] Vorm aneurysma. http://www.esurgeon.com/scripts/content/anatomyandcauses/cranial-subarachnoid.html.

[54] M. Carmo, L. Colombo, A. Bruno, F. R. Corsi, L. Roncoroni, M. S. Cuttin, F. Radice,E. Mussini, & P. G. Settembrini. Alteration of elastin, collagen and their cross-links inabdominal aortic aneurysms. European Journal of Vascular and Endovascular Surgery,23(6):543–549, 2002.

[55] Website Nederlandse Vereniging van Neurochirurgen: http://www.nvvn.org/

voorlichting/ANY_aneurysma.html.

[56] G. Rigatelli, M. Gemelli, G. Franco, A. Menini, & G. Rigatelli. Unusual combinationof coronary artery, abdominal aortic and iliac artery inflammatory aneurysmal disease.International Journal of Cardiology, 96(1):105–107, 2004.

[57] R. Erbel, R. Alfonso, C. Boileau, O. Dirsch, B. Eber, A. Haverich, H. Rakowski, J. Struy-ven, K. Radegran, U. Sechtem, J. Taylor, C. H. Zollikofer, W. W. Klein, B. Mulder,L. A. Providencia, & European Society of Cardiology Task Force on Aortic Dissecti-on. Diagnosis and management of aortic dissection. European Heart Journal, 22(18):1642–1681, 2001.

[58] J. A. Prahlow, J. J. Barnard, & D. M. Milewicz. Familial thoracic aortic aneurysmsand dissections. Journal of Forensic Sciences, 43(6):1244–1249, 1998.

[59] Website MedlinePlus: http://medlineplus.gov.

[60] A. Sorteberg, W. Sorteberg, A. Rappe, & C. M. Strother. Effect of guglielmi detachablecoils on intraaneurysmal flow: experimental study in canines. American Journal ofNeuroradiology, 23(2):288–294, 2002.

Bibliografie 129

[61] I. Szikora, Z. Berentei, Z. Kulcsar, K. Barath, A. Berez, A. Bose, & I. Nyary. Endo-vascular treatment of intracranial aneurysms with parent vessel reconstruction usingballoon and self expandable stents. Acta Neurochirurgica, 148(7):711–723, 2006.

[62] Coiling. http://www.ubneurosurgery.com/handler.cfm?event=practice,

template&cpid=5604.

[63] A. F. Zubillaga, G. Guglielmi, F. Vinuela, & G. R. Duckwiler. Endovascular occlusionof intracranial aneurysms with electrically detachable coils: correlation of aneurysmneck size and treatment results. American Journal of Neuroradiology, 15(5):815–820,1994.

[64] J. M. Liu, Q. H. Huang, Y. Xu, B. Hong, L. Zhang, & X. Zhang. Combined stentand coil in endovascular treatment of intracranial wide-necked and fusiform aneurysms.Chinese Medical Journal, 117(1):54–57, 2004.

[65] P. Jabbour, C. Koebbe, E. Veznedaroglu, R. P. Benitez, & R. Rosenwasser. Stent-assisted coil placement for unruptured cerebral aneurysms. Neurosurgical focus, 17(5):E10, 2002.

[66] Stenting en coiling. http://www.umdnj.edu/cbvweb/Clinical_Service/

Endovascular_Service/endovascular_service.html.

[67] P. K. Nelson & D. I. Levy. Balloon-assisted coil embolization of wide-necked aneurysmsof the internal carotid artery: medium-term angiographic and clinical follow-up in 22patients. American Journal of Neuroradiology, 22(1):19–26, 2001.

[68] J. Rose. Stent-grafts for unruptured abdominal aortic aneurysms: current status. Car-diovascular and interventional radiology, 29(3):332–343, 2006.

[69] Stent-grafts. http://www.ohsu.edu/dotter/endoluminal_treat.htm.

[70] J. W. Hallett, J. L. Mills, J. J. Earnshaw, & J. A. Reekers. Comprehensive vascularand endovascular surgery. 2003.

[71] M. G. Norwood, G. M. Lloyd, M. J. Bown, G. Fishwick, N. J. London, & Sayers R.D. Endovascular abdominal aortic aneurysm repair. Postgraduate medical journal, 83(975):21–27, 2007.

[72] Website Food and Drug Administration: http://www.fda.gov.

[73] T. Resch, M. Malina, B. Lindblad, J. Milana, J. Brunkwall, & K. Ivancev. The impactof stent design on proximal stent-graft fixation in the abdominal aorta: an experimentalstudy. European Journal of Vascular and Endovascular Surgery, 20(2):190–195, 2000.

Bibliografie 130

[74] M. S. Makaroun. The ancure endografting system: an update. Journal of VascularSurgery, 33(2 Suppl):S129–134, 2001.

[75] B. Onal, E. T. Ilgit, S. Kosar, K. Akkan, T. Gumus, & S. Akpek. Endovascular tre-atment of peripheral vascular lesions with stent-grafts. Diagnostic and InterventionalRadiology, 11(3):170–174, 2005.

[76] M. J. Vonesh, E. H. Cully, G. R. Martin, S. R. Bruun, & D. L. Salzmann.(WO/2000/033770) Multi-stage expandable stent-graft. 2000.

[77] M. Chane & R. R. Heuser. Review of interventional repair for abdominal aortic aneu-rysm. Journal of Interventional Cardiology, 19(6):530–538, 2006.

[78] T. A. Chuter. Branched and fenestrated stent grafts for endovascular repair of thoracicaortic aneurysms. Journal of Vascular Surgery, 43(Suppl A):111A–115A, 2006.

[79] Website VascularWeb: http://www.vascularweb.org.

[80] Letsels vaatwand. http://www.venenpraxis-kamen.de/Fallbeispiele.htm.

[81] G. R. Green & I. L. Kron. Aortic dissection. Cardiac Surgery in the Adult, Chapter 45,2003.

[82] H. Eggebrecht, U. Herold, O. Kuhnt, A. Schmermund, T. Bartel, S. Martini, A. Lind,C. K. Naber, P. Kienbaum, H. Kuhl, J. Peters, H. Jakob, R. Erbel, & D. Baum-gart. Endovascular stent-graft treatment of aortic dissection: determinants of post-interventional outcomes. European Heart Journal, 26(5):489–497, 2005.

[83] H. Ince & C. A. Nienaber. Diagnosis and management of patients with aortic dissection.Heart, 93(2):266–270, 2007.

[84] K. Irie, M. Negoro, M. Hayakawa, J. Hayashi, & T. Kanno. Treatment of a spontaneousintracranial dissecting aneurysm with stent-assisted coil embolization. Neuroradiology,45(11):825–829, 2003.

[85] Brandie James. Pseudoaneurysm. 2002. Coosa Valley Technical College.

[86] N. E. Saad, W. E. Saad, M. G. Davies, D. L. Waldman, P. J. Fultz, & D. J. Rubens.Pseudoaneurysms and the role of minimally invasive techniques in their management.Radiographics, 25(Suppl 1):S173–189, 2005.

[87] T. H. Baron. Current concepts: Expandable metal stents for the treatment of cancerousobstruction of the gastrointestinal tract. New England Journal of Medicine, 344(22):1681–1687, 2001.

Bibliografie 131

[88] C. A. Akle. Endoprostheses for colonic strictures. British Journal of Surgery, 85(3):310–314, 1998.

[89] W. Tierney, R. Chuttani, J. Croffie, J. DiSario, J. Liu, D. S. Mishkin, R. Shah, L. So-mogyi, & B. T. Petersen. Enteral stents. Gastrointestinal Endoscopy, 63(7):920–926,2006.

[90] S. D. Johnston, S. T. McKelvey, R. J. Moorehead, R. A. Spence, & T. C. Tham.Duodenal stents for malignant duodenal strictures. Ulster Medical Journal, 71(1):30–33, 2002.

[91] R. Lambert. Treatment of esophagogastric tumors. Endoscopy, 35(2):118–126, 2003.

[92] Polyflex. http://www3.itv-denkendorf.de/read.asp?tid=showarticle&id=

249&lang=de.

[93] I. T. Pinto Pabon, L. P. Diaz, J. C. Ruiz De Adana, & J. Lopez Herrero. Gastricand duodenal stents: follow-up and complications. Cardiovascular and InterventionalRadiology, 24(3):147–153, 2001.

[94] Antti Korpela. Healing of airway anastomoses and stenting of airway stenosis. Universityof Helsinki, 2000.

[95] R. L. Carrau. Use of stents in head and neck surgery. Current Opinion in Otolaryngology& Head and Neck Surgery, 13(2):105–106, 2005.

[96] B. E. Mostafa. Endoluminal stenting for tracheal stenosis. European Archives of Otor-hinolaryngology, 260(9):465–468, 2003.

[97] Website Boston Medical: http://www.bosmed.com.

[98] Website Novatech: http://www.novatech.fr.

[99] Urinair systeem. http://www.health.uab.edu/default.aspx?pid=60443.

[100] E. J. Chartier-Kastler, L. Thomas, B. Bussel, M. B. Chancellor, F. Richard, & P. Denys.A urethral stent for the treatment of detrusor-striated sphincter dyssynergia. BJUInternational, 86(1):52–57, 2000.

[101] G. Daskalopoulos, A. Hatzidakis, T. Triantafyllou, D. Delakas, P. Anezinis, M. Metaxa-ri, & A. Cranidis. Intraureteral metallic endoprosthesis in the treatment of ureteralstrictures. European Journal of Radiology, 39(3):194–200, 2001.

[102] R. Wang & K. Ravi-Chandar. Mechanical Response of a Metallic Aortic Stent-Part II:A Beam-on-Elastic Foundation Model. Journal of Applied Mechanics, 71(5):706–712,2004.

Bibliografie 132

[103] Website pyFormex: http://pyFormex.berlios.de.

[104] Website Dassault Systemes Simulia: http://www.simulia.com.

[105] ABAQUS Inc. Handleiding ‘ABAQUS Analysis User’s Manual’, 6.6 edition. Hoofdstuk25.1.5.

[106] ABAQUS Inc. Handleiding ‘ABAQUS Analysis User’s Manual’, 6.6 edition. Hoofdstuk29.2.11.

[107] ABAQUS Inc. Handleiding ‘Getting Started with ABAQUS’, 6.6 edition. Hoofdstuk12.4.5.

[108] R. Wang & K. Ravi-Chandar. Mechanical Response of a Metallic Aortic Stent-Part I:Pressure-Diameter Relationship. Journal of Applied Mechanics, 71(5):697–705, 2004.

[109] Tim Neels. Toepassing en ontwikkeling van pyformex bij het ontwerpen van omvangrijkeruimtelijke staafconstructies. 2006. Afstudeerwerk, vakgroep Mechanische Constructieen Productie, Universiteit Gent.

[110] K. S. Spector & W. E. Lawson. Optimizing safe femoral access during cardiac cathete-rization. Catheterization and Cardiovascular Interventions, 53(2):209–212, 2001.

[111] F. Treiber, D. Papavassiliou, B. Gutin, D. Malpass, W. Yi, S. Islam, H. Davis, &W. Strong. Determinants of endothelium-dependent femoral artery vasodilation inyouth. Psychosomatic Medicine, 59(4):376–381, 1997.

[112] N. B. Wood, S. Z. Zhao, A. Zambanini, M. Jackson, W. Gedroyc, S. A. Thom, A. D.Hughes, & X. Y. Xu. Curvature and tortuosity of the superficial femoral artery: apossible risk factor for peripheral arterial disease. Journal of Applied Physiology, 101(5):1412–1418, 2006.

[113] P. Bucciarelli, A. Sramek, J. H. Reiber, & F. R. Rosendaal. Arterial intima-mediathickness and its relationship with cardiovascular disease and atherosclerosis: a possiblecontribution of medium-sized arteries. Thrombosis and Haemostasis, 88(6):961–966,2002.

[114] A. Sramek, J. H. Reiber, & F. R. Rosendaal. Intima-media thickness measurements inthe carotid and femoral artery as an indicator of symptomatic coronary atherosclerosis.Heart Drug, 1(5):249–254, 2001.

[115] E. de Groot, W. F. Terpstra, A. Wiegman, M. E. Wittekoek, A. H. Zwinderman, A. J.Smit, A. F. van der Steen, A. V. Bruschke, & J. J. Kastelein. B-mode ultrasoundarterial wall thickness measurements of femoral arterial walls as an additional source ofinformation on atherosclerosis progression. Drug & Stroke, pages 97–104, 2002.

Bibliografie 133

[116] C. Lally, F. Dolan, & P. J. Prendergast. Cardiovascular stent design and vessel stresses:a finite element analysis. Journal of Biomechanics, 38(8):1574–1581, 2005.

[117] C. Lally, F. Dolan, & P. J. Prendergast. Erratum to ‘cardiovascular stent design andvessel stresses: A finite element analysis’. Journal of Biomechanics, 39, 2006.

[118] ABAQUS Inc. Handleiding ‘ABAQUS Analysis User’s Manual’, 6.6 edition. Hoofdstuk30.1.2.

[119] ABAQUS Inc. Handleiding ‘ABAQUS Analysis User’s Manual’, 6.6 edition. Hoofdstuk29.2.2.

[120] R. Waksman. Update on bioabsorbable stents: from bench to clinical. Journal ofInterventional Cardiology, 19(5):414–421, 2006.

[121] C.M. Bunger, N. Grabow, K. Sternberg, C. Kroger, L. Ketner, K.P. Schmitz, H.J.Kreutzer, H. Ince, C.A. Nienaber, E. Klar, & W. Schareck. Sirolimus-eluting biode-gradable poly-l-lactide stent for peripheral vascular application: a preliminary study inporcine carotid arteries. The Journal of Surgical Research, 139(1):77–82, 2007.

[122] M. Peuster, P. Beerbaum, F. W. Bach, & H. Hauser. Are resorbable implants about tobecome a reality? Cardiology in the Young, 16(2):107–116, 2006.

[123] M. Peuster, C. Hesse, T. Schloo, C. Fink, P. Beerbaum, & C. von Schnakenburg. Long-term biocompatibility of a corrodible peripheral iron stent in the porcine descendingaorta. Biomaterials, 27(28):4955–4962, 2006.

[124] J.-P. Nuutinen, C. Clerc, & P. Tormala. Theoretical and experimental evaluation ofthe radial force of self-expanding braided bioabsorbable stents. Journal of BiomaterialsScience, Polymer Edition, 14(7):677–687, 2003.

[125] ABAQUS Inc. Handleiding ‘ABAQUS Analysis User’s Manual’, 6.6 edition. Hoofdstuk2.2.5.

[126] AVE GFX en Bard XT. http://vgk.rug.ac.be/cursus/cardio1p/HOOFDSTUK18.ppt.

[127] BiodivYsio.http://www.touchcardiology.com/dexamet-coronary-stentstent-a490-1.html.

[128] D. Antoniucci, R. Valenti, G. M. Santoro, L. Bolognese, M. Trapani, & P. F. Fazzini.Preliminary experience with stent-supported coronary angioplasty in long narrowingsusing the long freedom force stent: acute and six-month clinical and angiographic resultsin a series of 27 consecutive patients. Catheterization and Cardiovascular Diagnosis, 43(2):163–167, 1998.

Bibliografie 134

[129] Jostent. http://www.angiocardio.com/jomed.htm.

[130] MultiLink. http://www.piyavate.com/perfectheart/services_4.html.

[131] MultiLink Duet. http://www.devicelink.com/mddi/archive/99/03/004.html.

[132] Wiktor. http://www.bmj.com/cgi/content/full/309/6954/579/F8.