Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Nicolas Van Damme
Promotoren: prof. ir. Tom Claessens, prof. dr. ir. Patrick Segers
Begeleider: Liesbeth Taelman
Masterproef ingediend tot het behalen van de academische graad van Master of
Science in de industriële wetenschappen: elektromechanica
Vakgroep Industriële Technologie en Constructie
Voorzitter: prof. Marc Vanhaelst
Vakgroep Elektronica en Informatiesystemen
Voorzitter: prof. dr. ir. Jan Van Campenhout
Faculteit Ingenieurswetenschappen en Architectuur
Academiejaar 2013-2014
2013-2014EM872
De auteur geeft de toelating deze scriptie voor raadpleging beschikbaar te stellen en delen
ervan te kopiëren voor persoonlijk gebruik. Elk ander gebruik valt onder de beperkingen van
het auteursrecht, in het bijzonder met betrekking tot de verplichte bronvermelding bij het
gebruiken of aanhalen van teksten of resultaten uit deze scriptie.
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 2
Woord vooraf
Voor het behalen van het diploma master in de industriële wetenschappen elektromechanica
wordt van mij verwacht een project op zelfstandige basis tot een goed einde te brengen. Meer
specifiek gaat deze thesis over een experimenteel onderzoek naar aorta coarctatie, een
afwijking van de aorta.
Tijdens het gehele proces, van literatuurstudie tot het schrijven van de scriptie, ben ik op
enkele tegenslagen gestoten. Ondanks dat dit mij soms veel tijd kostte, heb ik er toch veel
door bijgeleerd. Een probleem laat je stilstaan bij de vorige stappen, wat kan zorgen voor
nieuwe inzichten met een creatieve oplossing als resultaat. Om die reden ben ik altijd blijven
doorzetten, hoewel het niet altijd even gemakkelijk was. Als ik het voorbije academiejaar nog
eens overloop, vond ik het een zeer leerrijk proces en ben zeer tevreden dat ik uiteindelijk tot
een betekenisvol eindresultaat ben gekomen.
Natuurlijk was mij dit niet gelukt zonder de continue steun en hulp van verschillende mensen.
Daarom wil ik dan ook graag de volgende personen bedanken:
Mijn promotor prof. dr. ir. Tom Claessens, die altijd achter mij is blijven staan en
onmiddellijk hulp en raad bood, wanneer nodig.
Mijn promotor prof. dr. ir. Patrick Segers, die altijd klaar stond voor het meehelpen zoeken
naar oplossingen.
Mijn begeleidster ir. Liesbeth Taelman, die mij de inzichten heeft bijgebracht in de hele
problematiek en altijd bereid was om vragen te beantwoorden.
Jurgen Deviche, laboverantwoordelijke op bioMMeda, die mij heeft bijgestaan bij het
opzetten van de testopstelling en geholpen heeft met alle praktische zaken in verband met de
effectieve metingen.
Prof. dr. ir. Abigail Swillens en ir. Francisco Londono, die mij geholpen hebben met het
bedienen van de ultrasound machine.
Laura Trotta en de mensen van Materialise, die mij geadviseerd hebben bij het maken van het
model.
Alle mensen, die mij rechtstreeks of onrechtstreeks hebben geholpen.
Tenslotte zou ik ook graag mijn ouders, familie en vrienden willen bedanken die mij altijd een
hart onder de riem hebben gestoken, op de momenten dat het moeilijker ging.
Nicolas Van Damme
Bachelor industriële wetenschappen elektromechanica
Gent, augustus 2014
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 3
Abstract
Coarctatie van de aorta is een aangeboren afwijking van de aorta, gekenmerkt door een
vernauwing distaal van de aortaboog. Na een medische ingreep gedraagt het littekenweefsel
zich lokaal stijver en bestaat er een kans op een overblijvende vernauwing. Een belangrijk
gevolg is het ontstaan van reflectiegolven ter hoogte van de vernauwing, die zich snel naar het
hart propageren. Daarnaast zorgt de vernauwing ook voor een grote drukval over de
coarctatiezone. De uiteindelijke gevolgen zijn een hoge bloeddruk proximaal en een
verzwakte bloedstroom distaal. In deze studie worden de gevolgen van dit fenomeen
experimenteel onderzocht a.d.h.v. een model van een gezonde aorta en één hersteld van
coarctatie, beiden gemaakt uit silicone via de dip en drip methode. Voor het experimenteel
bepalen wordt een testopstelling opgezet, bestaande uit een gesloten circuit met een
pulserende pomp en één van de modellen. Voor het bepalen van het drukverschil en de
golfcomponenten wordt de druk en snelheid simultaan opgemeten d.m.v. drukprobes en
doppler echocardiografie. De druk- en snelheidgolf worden ontbonden in hun voorwaartse en
achterwaartse component m.b.v. de golfintensiteittheorie. De resultaten tonen de
aanwezigheid van de reflectiegolven aan en er is ook een drukverschil op te merken. De
effecten zijn weliswaar niet duidelijk zichtbaar, aangezien de metingen bij relatief lage
drukken (10-55mmHg) in vergelijking met de normale bloeddruk, uitgevoerd worden. Er
wordt besloten dat de samenwerking van de reflectiegolven en de drukval zorgt voor een te
hoge bloeddruk proximaal en een verzwakte bloedstroom distaal, waardoor opvolging van de
patiënt na een medische ingreep cruciaal is.
Aortic coarctation is a congenital abnormality of the aorta, characterized by a narrowing
below the aortic arch. After medical intervention the scar tissue becomes stiffer and there is a
chance of a remaining narrowing. An important consequence is the reflection of the forward
pressure wave at the narrowing side, quickly moving back to the heart. Beside this, the
narrowing causes a pressure drop over the coarctation zone. This finally results in a higher
blood pressure proximal of the coarctation and a weakened blood flow distal. In this study
these consequences are investigated, using a healthy in vitro model and a model repaired from
coarctation, made of synthetic material with the dip and drip technique. To conduct our
experimental research, a setup is created, consisting of a closed circuit with a pulsating pump
and one of the models. To determine the pressure difference and the wave components, the
local pressure and speed are measured simultaneously using pressure probes and doppler
echocardiography. The pressure and velocity wave are separated in a forward and backward
component, based on the wave intensity theory. The results show the presence of reflection
waves and a pressure drop can be observed. The effects are not significant, because a lower
pressure (10-55mmHg), compared with the blood pressure, was used during the
measurements. In conclusion the reflection waves together with the pressure drop result in a
higher blood pressure proximal of the narrowing and an weakened blood flow distal. That is
why a follow-up of the patient after medical intervention is crucial.
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 4
Inhoudsopgave
Woord vooraf .......................................................................................................................................... 3
Abstract ................................................................................................................................................... 4
Lijst met gebruikte afkortingen ............................................................................................................... 7
1
Inleiding .......................................................................................................................................... 8
2
Literatuurstudie ............................................................................................................................... 9
2.1
Aorta coarctatie ....................................................................................................................... 9
2.1.1
De gezonde aortaboog ..................................................................................................... 9
2.1.2
Aorta coarctatie ............................................................................................................. 10
2.1.3
Behandelingen ............................................................................................................... 11
2.1.4
Postoperatieve consequenties ........................................................................................ 12
2.2
Gebruikte prototyping technieken ......................................................................................... 13
2.2.1
Matrijs en gieten ............................................................................................................ 13
2.2.2
HeartPrintFlex (Materialise) .......................................................................................... 14
2.2.3
Dip en Drip methode ..................................................................................................... 15
2.3
Materialen .............................................................................................................................. 15
2.3.1
Silicone .......................................................................................................................... 15
2.3.2
HeartPrintFlex versus TangoPlus FullCure 930 ............................................................ 16
2.4
Onderzoeksmethodiek ........................................................................................................... 17
2.4.1
Golfintensiteit (Parker, 2009) ........................................................................................ 17
2.4.2
Golfsnelheid c (Parker, 2009)........................................................................................ 20
3
Simulatie van vloeistof-structuurinteractie bij (herstelde) COA ................................................... 22
4
Ontwerp in vitro model ................................................................................................................. 25
4.1
4.1.1
Computer model ............................................................................................................ 26
4.1.2
Fysisch model ................................................................................................................ 29
4.2
Silicone model ....................................................................................................................... 30
4.2.1
Werkwijze ..................................................................................................................... 30
4.2.2
Opmerking ..................................................................................................................... 33
4.3
5
HeartPrintFlex model ............................................................................................................ 25
Ophangbak............................................................................................................................. 33
Materiaal en methode .................................................................................................................... 34
5.1
Testopstelling ........................................................................................................................ 34
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 5
5.1.1
Pulserende pomp ........................................................................................................... 35
5.1.2
Windketel ...................................................................................................................... 35
5.1.3
Overloop en collectorvat ............................................................................................... 36
5.1.4
Klemmen ....................................................................................................................... 36
5.2
5.2.1
Druksensoren ................................................................................................................. 37
5.2.2
Doppler echocardiografie .............................................................................................. 39
5.3
6
Uitgevoerde metingen ........................................................................................................... 42
5.3.1
Statische meting ............................................................................................................ 42
5.3.2
Dynamische meting ....................................................................................................... 43
5.3.3
HeartPrintFlex model .................................................................................................... 49
Resultaten ...................................................................................................................................... 50
6.1
Statische meting .................................................................................................................... 50
6.1.1
Gezond model................................................................................................................ 50
6.1.2
Model hersteld van COA ............................................................................................... 51
6.2
7
Meetapparatuur ...................................................................................................................... 37
Dynamische meting ............................................................................................................... 53
6.2.1
Gezond model................................................................................................................ 53
6.2.2
Model hersteld van COA ............................................................................................... 60
6.2.3
Vergelijking COA-GM .................................................................................................. 65
6.2.4
Extra meting .................................................................................................................. 68
Analyse .......................................................................................................................................... 69
7.1
Voorstudie numerieke resultaten (Taelman, 2014) ............................................................... 69
7.1.1
Inleiding......................................................................................................................... 69
7.1.2
Resultaten ...................................................................................................................... 69
7.2
Elastische eigenschappen ...................................................................................................... 72
7.3
Dynamische resultaten .......................................................................................................... 72
7.3.1
Reflectiegolven .............................................................................................................. 73
7.3.2
Drukvallen ..................................................................................................................... 75
8
Conclusie ....................................................................................................................................... 77
9
Nabeschouwing ............................................................................................................................. 78
Lijst met figuren, tabellen en grafieken ................................................................................................. 79
Referentielijst ........................................................................................................................................ 82
Bijlage I ................................................................................................................................................. 84
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 6
Lijst met gebruikte afkortingen
Afkorting
A
AC
BCW
bpm
CI
COA
D
ECG
FCW
FEW
GM
P
RGB
U
VSI
Betekenis
oppervlak
angle control
achterwaartse contractiegolf (backward contraction wave)
slagen per minuut (beats per minute)
coarctatie index
aorta coarctatie (coarctatio aortae)
distensibiliteit
elektrocardiogram
voorwaartse contractiegolf (forward contraction wave)
voorwaartse expansiegolf (forward expansion wave)
gezond model
druk
rood%groen%blauw%
snelheid
vloeistof-structuurinteractie
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 7
1
Inleiding
Aorta coarctatie (COA) is een aangeboren afwijking van de aorta, gekenmerkt door een
vernauwing distaal (verder naar de onderste ledematen toe) van de aortaboog. Deze afwijking
kan hartproblemen met zich meebrengen, waardoor een medische ingreep vaak noodzakelijk
is. Het nadeel van de bestaande technieken is het ontstaan van een stijvere zone ter hoogte van
de ingreep en de kans op een overblijvende vernauwing (Verhaaren et al.,2001). Deze zone is
de oorsprong van reflectiegolven, als gevolg van de variërende elastische eigenschappen en
binnendiameter. Afhankelijk van de grootte van de overblijvende vernauwing en de
elasticiteit, wordt het hart zwaarder belast en ontstaat een drukverschil over de herstelde zone,
wat ervoor zorgt dat er minder bloed stroomt naar de distaal gelegen organen en ledematen.
Het is dan ook belangrijk dat de gevolgen van de medische ingreep in kaart worden gebracht
om zo de behandeling te evalueren. Er werden al verschillende numerieke onderzoeken
uitgevoerd naar COA en de behandelingen. Eén van deze onderzoeken (Taelman,2014) werd
uitgevoerd door Liesbeth Taelman, doctoraatstudente aan de onderzoeksgroep bioMMeda,
gevestigd op de campus Heymans te Gent. Aan de hand van stromingssimulaties werden
verschillende gevallen van een herstelde aortaboog bestudeerd en de resultaten geanalyseerd.
Naast numerieke onderzoeken zijn praktische experimenten ook noodzakelijk om een
totaalbeeld te krijgen van de problematiek. Een in vitro model, gemaakt uit
kunststofmateriaal, zal hier als basis dienen voor een praktische opstelling.
Concreet is het de bedoeling om een model te maken zowel van een gezonde aorta (GM), als
van een aorta hersteld van coarctatie en deze aan te sluiten op een gesloten circuit,
gelijkaardig aan het cardiovasculair systeem. Door middel van lokale druk- en
snelheidmetingen kunnen via de golfintensiteittheorie de reflectiegolven berekend worden,
waarvan de resultaten de bevindingen van het numeriek onderzoek kunnen aantonen.
Vooreerst zal er gezocht worden naar technieken om realistische en nauwkeurige modellen te
maken uit een geschikte kunststof. Vervolgens worden druk- en snelheidsmetingen
uitgevoerd, gemeten met drukprobes en doppler echocardiografie. De bekomen waarden van
de twee modellen zullen eerst onderling vergeleken worden en achteraf getoetst worden aan
de resultaten van de numerieke studies.
Er wordt gehoopt dat met deze resultaten de reflectiegolven duidelijk kunnen weergegeven
worden, zodat de grootte van de drukstijging proximaal van de vernauwing en de drukval in
kaart kunnen gebracht worden. Dit maakt het mogelijk te besluiten of er postoperatieve
opvolging nodig is en welke factoren hierbij belangrijk zijn.
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 8
2
Literatuurstudie
2.1
2.1.1
Aorta coarctatie
De gezonde aortaboog
De aorta is de grootste slagader van het menselijk lichaam (Figuur 2.1). Ze bestaat uit
verschillende delen en heeft meerdere aftakkingen. Het geheel voorziet het lichaam van
zuurstofrijk bloed. De stijgende aorta (aorta ascendens) sluit aan op het hart en loopt over in
de aortaboog (arcus aortae), waarvan de drie aftakkingen vertrekken. Deze gaan naar het
hoofd, de linker- en rechterarm. De dalende aorta (aorta descendens) voorziet de distaal
gelegen organen en de onderste ledematen van bloed. (Zahra Keshavaz-Motamed,2011)
Figuur 2.1: Gezonde aorta (bron: http://www.theodora.com/anatomy/the_aorta.html)
De aorta vervult niet alleen een transportfunctie, maar ook een bufferfunctie, het windketel
effect genaamd (Figuur 2.2). Het hart kan vergeleken worden met een pulserende pomp. Om
een continue bloedstroom te voorzien is er nood aan een buffer. Wanneer het hart samentrekt,
wordt een deel van de kinetische energie opgeslagen in de aortawand doordat deze uitzet.
Deze energie wordt gebruikt om de bloedstroom te onderhouden bij relaxatie van het
hart.(Hemodynamics: hydraulic filters, flow and blood pressure)
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 9
Figuur 2.2: Windketeleffect (bron: Hemodynamics: hydraulic filters, flow and blood pressure)
2.1.2
Aorta coarctatie
COA is een afwijking van het proximaal (verder naar het hoofd toe) gedeelte van de dalende
aorta. Net voorbij de aortaboog kent deze een vernauwing, die de bloedstroom hindert (Figuur
2.3). Dit heeft als gevolg dat het bovenste vasculair systeem hypertensie ondervindt met oa.
hoofdpijn en duizeligheid als gevolg. Het distaal gedeelte van de dalende aorta krijgt te maken
met een verzwakte bloedstroom , die zorgt voor zwakke benen en onderontwikkeling van de
distale ledematen.(Zahra Keshavaz-Motamed,2011)
Figuur 2.3: COA (bron: http://my.clevelandclinic.org/heart/disorders/congenital/coarctation_of_the_aorta.aspx)
COA is een aangeboren afwijking, waarvan de ernst gekenmerkt wordt door de coarctatie
index (CI). De CI is de verhouding tussen de binnendiameter van de vernauwing en deze van
een gezonde aorta. In de meeste gevallen wordt de COA al opgemerkt juist na de geboorte
door een verschil tussen de armbloeddruk en de beenbloeddruk, als gevolg van de hypertensie
proximaal en de verzwakte bloedstroom distaal. Afhankelijk van de CI, kan dit ook pas later
ontdekt worden, wat ingrijpen soms moeilijker maakt. (Jenking & Ward,1999)
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 10
2.1.3
Behandelingen
Als er een ernstige COA waargenomen wordt bij een pasgeborene, is de eerste stap het open
houden van de ductus arteriosus. Dit is een verbinding tussen de longslagader en de
lichaamslagader die aanwezig is bij alle ongeboren kinderen. In het foetale stadium
veroorzaken de longen een te grote weerstand, aangezien ze nog niet volledig ontplooid zijn.
De hoofdfunctie van de ductus is het overbruggen van deze weerstand en een continue
bloeddoorstroming te waarborgen. Bij ongeborenen heeft de uitwisseling van
en
plaats via de placenta dus zorgt de overbrugging van de longen voor geen enkel probleem. Na
de geboorte sluit de verbinding zich binnen enkele dagen. (Ductus arteriosus, 2013)
Het sluiten van de ductus wordt tegengegaan door het toedienen van prostaglandine.
Prostaglandine is een verzamelnaam voor een groep natuurlijke hormonen, die de ductus open
houden. Uit deze hormonen werd een geneesmiddel ontwikkeld met dezelfde naam.
Bij COA is de functie van de ductus gelijkaardig. Een slechte bloeddoorstroming bij
pasgeborenen kan leiden tot hartfalen en overlijden. De ductus zal de weerstand door de COA
opvangen. Nadat de situatie gestabiliseerd is, moet de afwijking worden behandeld.
(Coarctatio aortae, 2013)
Er bestaan zowel chirurgische als minder ingrijpende technieken om COA te behandelen
(Zahra Keshavaz-Motamed,2011):

end-to-end anastomose
Bij deze chirurgische ingreep wordt het vernauwde deel verwijderd, waarna de twee ontstane
delen weer aan elkaar worden gehecht.

pleister aortoplastiek
Deze methode wordt meer gebruikt bij langere COA-gebieden. Het gebied wordt
opengesneden en dan weer gedicht met een "pleister" van synthetisch materiaal. Op deze
manier verdwijnt de vernauwing.

linkerarmslagader flap aortoplastiek
Deze techniek is gelijkaardig aan de voorgaande, maar er wordt menselijk weefsel gebruikt.
Dit weefsel wordt verkregen door een deel van de linkerarmslagader (aftakking van de
aortaboog) te gebruiken als pleister. De opoffering van deze arterie is wel een groot nadeel.
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 11

ballon angioplastiek
Bij ballon angioplastiek wordt een katheter met een ballon op de tip ingebracht in de aorta.
Door het vullen van de ballon met een fysiologische zoutoplossing verwijdt het te behandelen
gebied. Daarna wordt de ballon weer verwijderd en is de vernauwing verdwenen. De ballon
meermaals vullen kan soms tot betere resultaten leiden.

stent
Zoals bij de ballon angioplastiek wordt er ook een ballon ingebracht, maar deze wordt omhuld
door een stent. Deze stent blijft zitten na het verwijderen van de ballon en zorgt ervoor dat de
verwijding behouden blijft.
Het grote nadeel bij al deze technieken is het ontstaan van een zone ter hoogte van de ingreep
die zich stijver gedraagt. Het littekenweefsel bij chirurgische ingrepen is stijver dan arterieel
weefsel. Bij het plaatsen van een stent spreekt het voor zich dat deze een stijvere zone creëert.
2.1.4
Postoperatieve consequenties
Het kan voorkomen dat er na de ingreep een overblijvende vernauwing bestaat. Deze
resterende COA samen met de verminderde elasticiteit zijn een bron voor reflectiegolven. Dit
zijn golven die ontstaan, wanneer de bloedstroom een hindernis tegenkomt, zoals in dit geval
een overgang van elastisch naar stijf (stijf naar elastisch) of een vernauwing. Deze golven
zorgen voor een drukopbouw proximaal van de COA-zone, waardoor het hart zwaarder belast
wordt afhankelijk van de CI. Enkele studies (Taelman et al.,2012) (Coogan et al.,2011)
hebben aangetoond dat de aanwezigheid van enkel een stijvere zone niet veel gevolgen zal
hebben voor de belasting van het hart. Er ontstaan namelijk twee reflectiegolven(elastisch =>
stijf => elastisch), waarvan de amplitudes tegengesteld zijn en elkaar dus opheffen (Figuur
2.4). De aorta zal uiteraard wel hinder ondervinden bij het uitvoeren van zijn bufferfunctie,
aangezien er minder gebufferd kan worden door de lokale verminderde elasticiteit. Als er een
vernauwing overblijft, zorgen deze reflectiegolven natuurlijk wel voor een zwaardere
belasting.
Figuur 2.4: Links, reflectiegolf elastisch->stijf – Midden, reflectiegolf stijf->elastisch – Rechts, Superpositie beide golven
(bron: Taelman et al.,2012)
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 12
2.2 Gebruikte prototyping technieken
Er bestaan verschillende technieken voor het maken van holle modellen. Hieronder worden
enkele van deze technieken besproken. Eén van deze zal uiteindelijk gekozen worden voor het
vervaardigen van het elastisch in vitro model.
2.2.1
Matrijs en gieten
Bij deze methode wordt vertrokken vanaf het lumen van het model. Voor dit lumen wordt een
matrijs ontworpen die wordt gevuld met was (Figuur 2.5 Links). Er wordt een tweede matrijs
ontworpen met de buitenafmetingen van het model. Het lumen van was wordt gecentreerd in
de tweede matrijs, waardoor een opening ontstaat tussen beide, die correspondeert met de
wanddikte van het finale model (Figuur 2.5 Rechts). In deze opening wordt de vloeibare
kunststof gegoten. De matrijzen kunnen uit aluminium of staal bestaan, maar er werden ook al
matrijzen ontwikkeld uit kunststof, zoals ABS. (Gregory et al.,2009)
Figuur 2.5: Links, Matrijs lumen – Rechts, Matrijs lumen en buitenzijde uit ABS (bron: McGloughlin et al., 2010)
Nadat het vloeibare materiaal is gegoten, wordt het geheel licht opgewarmd. Zo kan het
model uitharden, waarna het verwijderd wordt uit de matrijs. Om de was, aanwezig binnenin,
te verwijderen wordt het model opgewarmd tot 100°C, zodat de was vloeibaar wordt.
Deze techniek kent wel enkele nadelen. De kost voor het maken van één product is hoog,
aangezien er twee matrijzen moeten ontworpen worden. Hoe gecompliceerder de vorm van
het model, hoe moeilijker het maken van de matrijs. Een alternatief is het 3D-printen van de
matrijzen in kunststof. Daarnaast is ook de nauwkeurigheid van het model niet zeker,
aangezien een kleine fout bij het centreren kan zorgen voor een variërende wanddikte.
Ondanks de nadelen heeft deze techniek zijn nut al bewezen in vroegere onderzoeken.
(McGloughlin et al., 2010)
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 13
2.2.2
HeartPrintFlex (Materialise)
De geometrisch nauwkeurigste techniek is het HeartPrintFlex 3D-print proces, ontwikkeld
door Materialise (Leuven,België). Dit bedrijf is gespecialiseerd in rapid prototyping en 3Dprinting. Hun techniek bestaat uit twee verschillende stappen: een 3D-model creëren a.d.h.v.
CT-scans en dit model maken d.m.v. een specifieke printtechniek.
Voor het ontwerpen van het 3D-model heeft Materialise de software Mimics ontwikkeld, die
het mogelijk maakt om uit simpele CT-scans een 3D-structuur op te bouwen. Deze structuren
kunnen nog aangepast worden naar de wensen van de klant, zoals verbindingsmogelijkheden
en wanddikte. Eenmaal het model volledig ontworpen is, kan het geprint worden.
Materialise streeft naar een waarheidsgetrouw model. Dit wil zeggen dat de mechanische
eigenschappen van het model (elasticiteitsmodulus, distensibiliteit, ...) zo goed mogelijk
overeenkomen met deze van het cardiovasculair systeem. Zo kan de bufferfunctie ook
gesimuleerd worden en kan een accuraat model bekomen worden. Daarvoor werd het
HeartPrint flex 3D-print proces uitgewerkt. (Baeck et al.,2012) De techniek en het materiaal,
gebruikt in dit proces, zorgen voor een goed resultaat (zie 2.3).
Materialise gebruikt verschillende rapid prototyping technieken. De techniek die ze hiervoor
gebruiken bestaat uit de PolyJet technology (Figuur 2.6). Het product wordt laag per laag
geprint. Een printkop, beweegbaar in X- en Y-richting print fotopolymeer materialen in lagen
van 16m dik. Als een laag klaar is, wordt het materiaal uitgehard door UV-licht en zakt de
bouwplaat om aan een nieuwe laag te beginnen. Dit principe wordt herhaald tot het volledige
product geprint is. Om gaten en gleuven te verwezenlijken moeten deze opgevuld worden met
ondersteunmateriaal. Dit materiaal wordt zodanig gekozen, dat het gemakkelijk te
verwijderen is achteraf.
Figuur 2.6: Objet PolyJet Proces (bron: Cardon, 2013)
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 14
Een groot voordeel van deze techniek is de mogelijkheid om met twee materialen tegelijk te
printen. Zo kunnen door gebruik te maken van een mengeling van twee materialen de
eigenschappen variëren over het gehele model bij eenzelfde wanddikte. Daarnaast zijn de
verscheidenheid aan materialen en de hoge nauwkeurigheid ook grote voordelen.
(Cardon, 2013)
2.2.3
Dip en Drip methode
Een derde methode is het uitstrijken van kunststofmateriaal over een 3D-model/mal, het
lumen, dat zowel uit aluminium als een andere kunststof kan bestaan. Het materiaal wordt
laag voor laag aangebracht en na uitharding wordt dan een hol model bekomen. (Tanné et al.,
2009) Het grote nadeel is de onnauwkeurige wanddikte. Het gelijk verspreiden hangt
grotendeels af van de viscositeit van de gebruikte silicone en de manier waarop de mal
gepositioneerd wordt bij het uitharden. Vaak wordt de mal opgehangen in een toestel dat zorgt
voor een continue beweging rond bepaalde assen, zodat de silicone gelijkmatig wordt
gespreid. Ook al is de spreiding goed, blijft het toch zeer moeilijk om de exacte wanddikte te
bepalen.
Figuur 2.7: Links, Aluminium lumen – Rechts, Silicone model (bron: Tanné et al.,2009)
2.3 Materialen
2.3.1
Silicone
Een veel gebruikt materiaal in het ontwikkelen van modellen is silicone. Silicone is een
elastisch materiaal, dat kan gebruikt worden voor het imiteren van cardiovasculair weefsel.
Het wordt voornamelijk gebruikt als kunststofmateriaal voor de techniek met een matrijs en
voor de dip en drip methode. Het is een goede benadering, maar de specifieke eigenschappen
zijn niet voldoende gekend om het als een ideaal materiaal te beschouwen. Dit is vooral te
wijten aan het feit dat de wanddikte niet nauwkeurig genoeg kan bepaald worden bij het
gebruik van bovenvermelde technieken.(McGloughlin et al., 2009)
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 15
2.3.2
HeartPrintFlex versus TangoPlus FullCure 930
In het HeartPrintFlex proces gebruikt Materialise een flexibel materiaal, waarvan de
karakteristieken niet vrijgegeven worden. Dit materiaal, geprint volgens het polyjet principe,
levert een zeer goed eindresultaat, vergelijkbaar met de karakteristieken van een echte
aortawand. TangoPlus FullCure 930 (Bijlage I), ontwikkeld door Stratasys(Objet), is een
kunststofmateriaal dat ook verwerkt kan worden door een polyjet printer.
Aangezien de bovenstaande materialen een eindresultaat leveren met gelijkaardige
eigenschappen, werden ze door Materialise met elkaar vergeleken. Hiervoor werden beide
onderworpen aan vier testen: uniaxiale trekproef, scheurtest, hardheidtest en elasticiteittest.
De distensibiliteit (D) is een zeer belangrijke eigenschap. Het geeft weer in welke mate een
gesloten volume uitzet onder invloed van een drukverhoging, uitgedrukt in
Praktisch wordt dit berekend aan de hand van de onderstaande formule.
.
De D van beide materialen worden op dezelfde manier verkregen. Als samples worden
buisvormige structuren gebruikt met een lengte van 50mm en een wanddikte variërend tussen
0,6mm en 1,5mm. Bij het testen van TangoPlus FullCure wordt de binnendiameter constant
gehouden op 15,5mm, maar voor HeartPrintFlex is deze waarde niet gekend. De samples
worden afgesloten, waarbij het startvolume gekend is. Systematisch wordt er vloeistof
toegevoegd, waardoor het volume vergroot t.o.v. het startvolume en er een druk opgebouwd
wordt. Tijdens deze volumeveranderingen wordt de inwendige druk continu opgemeten. Uit
deze gegevens wordt de D afgeleid voor de verschillende samples. (Baeck et
al.,2012),(Biglino et al. , 2013)
De grafieken op de volgende pagina (Figuur 2.8) tonen D in functie van de wanddikte. In
Figuur 2.9 worden klinische waarden teruggevonden voor de D. Er kan opgemerkt worden dat
een ideale D bekomen wordt door een juiste wanddikte te kiezen. Dit maakt het mogelijk om
zeer realistische modellen te maken die zich op mechanisch gebied gedragen als een
werkelijke aorta.
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 16
Figuur 2.8: Links, D HeartprintFlex – Rechts, D TangoPlus (bron: Baeck et al.,2012 - Biglino et al.,2013)
Figuur 2.9: Klinische gegevens D (bron: Baeck et al.,2012)
2.4 Onderzoeksmethodiek
2.4.1
Golfintensiteit (Parker, 2009)
Bij de experimenten wordt niet enkel het drukverschil gemeten over de zone hersteld van
COA, maar wordt de golf ook opgesplitst in zijn voorwaartse en achterwaartse component. In
plaats van een golf te ontbinden in fourier componenten, wordt in de thesis gebruik gemaakt
van de golfintensiteittheorie. Deze theorie ligt aan de basis van de opsplitsing en wordt dan
ook uitvoerig beschreven.
Om te beginnen wordt een golf gedefinieerd. In vele studies worden golven voorgesteld als
een sommatie van sinussen, die bekomen worden uit een fourier transformatie. De golf wordt
dus bekeken in het frequentiedomein, wat niet voor alle toepassingen even praktisch is.
Een andere manier om een golf voor te stellen, is deze volgens de golfintensiteit analyse. De
golf bestaat uit een opeenvolging in de tijd van verschillende golffronten. De eigenschappen,
zoals druk en snelheid, worden bepaald over een zekere sampleperiode. Hier wordt de golf
dus in het tijdsdomein benaderd en niet in het frequentiedomein. Het verschil tussen deze
beide is te zien in Figuur 2.10 .
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 17
Figuur 2.10: Fourier vs. Golffronten (bron: Parker,2009)
Aan de basis van de golfintensiteit analyse liggen de behoudswetten van massa en impuls.
Vertrekkende van deze wetten in combinatie met de Riemann variabelen, worden
vergelijkingen bekomen voor de snelheid U van de vloeistof (bloed) en de druk P in een
uniform bloedvat met een bepaald lengte:
c is de snelheid van de drukgolf en wordt hier constant verondersteld. In werkelijkheid is de
snelheid afhankelijk van de plaats in het bloedvat, aangezien D een belangrijke rol speelt. Er
geldt namelijk:
c

1
D
Over het algemeen worden de Riemann variabelen bepaald door de randvoorwaarden aan de
inlaat en uitlaat van het bloedvat.
Uit deze resultaten wordt besloten dat de golf zich zal verplaatsen in voorwaartse richting met
een snelheid U+c en in de achterwaartse richting met een snelheid U-c, indien er zich een
verstoring voordoet in het bloedvat. Bijvoorbeeld een overgang naar een stijvere zone.
Als de drukken en de snelheden op eenzelfde plaats worden opgemeten gedurende een
bepaald tijdsinterval dt worden de volgende formules bekomen:
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 18
De intensiteit van de golf wordt gedefinieerd als:
dI(t)  dP(t).dU(t)

Hieruit kan worden afgeleid welke golffronten het meest vertegenwoordigd zijn in de golf.
Als dI(t) > 0, zullen er meer voorwaartse golffronten voorkomen. In het andere geval, komen
er meer achterwaartse voor.
Figuur 2.11: Verschillende gevallen (bron: Parker,2009)
U en P zijn niet onafhankelijk van elkaar. Er is een continue omzetting van de kinetische
energie, afkomstig van de snelheid van het bloed, en potentiële energie, afkomstig van de
druk. Het verband tussen deze twee parameters wordt gegeven door de waterslag
vergelijkingen (eng. water hammer):
Er moet wel rekening gehouden worden met het feit dat dI grotendeels afhangt van het
tijdsinterval. Hoe groter dit tijdsinterval, hoe groter dI zou zijn en dit is natuurlijk niet
representatief. Om dit te verhelpen wordt er een alternatieve definitie gebruikt:
dI' 

dP dU
dt dt
Aan de hand van het voorgaande kan nu de opsplitsing in een voorwaartse en achterwaartse
component gemaakt worden. Er wordt wel vanuit gegaan dat deze twee componenten additief
zijn. Dit is enkel geldig voor lineaire golven. De onderzochte golven zijn niet lineair, maar om
het eenvoudig te houden worden deze wel lineair beschouwd. Op deze manier geldt er dat,
Samen met de waterslag vergelijkingen wordt een oplosbaar stelsel bekomen, waaruit de
definities van de voorwaartse en achterwaartse parameters worden gehaald.
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 19
⇒
De volledige golf wordt bekomen door deze golffronten te sommeren:
met
en
de druk en snelheid op t = 0.
Aan de hand van deze formules kunnen de voorwaartse en achterwaartse componenten in
kaart gebracht worden.
2.4.2
Golfsnelheid c (Parker, 2009)
De golfsnelheid is een zeer belangrijk begrip bij het ontbinden van een golf in zijn
voorwaartse en achterwaartse component. De golfsnelheid is omgekeerd evenredig met D,
wat voor nuttige informatie kan zorgen. Het is belangrijk dat deze snelheid nauwkeurig wordt
bepaald.
Een mogelijke methode is de tijd opmeten die de golf nodig heeft om zich van de ene naar de
ander locatie te verplaatsen. Dit geeft natuurlijk maar een gemiddelde waarde en is dus niet zo
representatief.
Er bestaan nog twee andere methodes en die vertrekken van het gelijktijdig opmeten van U en
P, waaruit dan een besluit kan getrokken worden.
2.4.2.1
PU-karakteristiek
Als er enkel voorwaartse componenten aanwezig zijn, kan uit de waterslag vergelijking de
golfsnelheid gehaald worden. Deze geeft dan een lineair verband tussen dU en dP. In Figuur
2.12 geeft de richtingscoëfficiënt van het lineaire deel de waarde voor c weer. Hieruit kan
dan de snelheid worden afgeleid. Merk op dat het belangrijk is om juist op hetzelfde tijdstip P
en U op te meten, aangezien de helling daar zeer afhankelijk van is (stippellijnen in Figuur
2.12).
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 20
Figuur 2.12: PU-karakteristiek (bron: Parker,2009)
2.4.2.2
De som van de kwadraten
Wanneer het niet mogelijk is om een meting te doen met enkel voorwaartse componenten, kan
de formule voor de som van de kwadraten gebruikt worden om de lokale golfsnelheid te
berekenen. Let wel op dat de sommatie van
en
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
over één cyclus wordt berekend.
Pagina 21
3
Simulatie van vloeistof-structuurinteractie bij (herstelde) COA
In het proefschrift “Simulatie van vloeistof-structuurinteractie bij (herstelde) aorta coarctatie”,
geschreven door Liesbeth Taelman, wordt een numeriek onderzoek (stromingsanalyse)
uitgevoerd naar COA a.d.h.v. een 3D-model van de aortaboog, benaderd door de vloeistofstructuurinteractie (VSI). VSI beschrijft de interactie tussen een vervormbare structuur en de
omgevende vloeistof. Dit probleem wordt via specifieke software gesimuleerd, waarvan de
achterliggende technieken niet verder worden besproken.
Voor het ontwerp van het model werd vetrokken van het lumen. Dit geometrisch model werd
bekomen aan de hand van de Mimics Innovation Suite (Materialise, Leuven), bestaande uit
het programma Mimics en 3-matic. Mimics maakt het mogelijk om uit CT-scans een 3Dmodel te halen via semi-automatische segmentatie. Achteraf kunnen nog aanpassingen gedaan
worden in 3-matic.
Figuur 3.1: HeartPrintFlex proces (bron: http://biomedical.materialise.com/heartprint-catalog)
Voor het lumen werden de gegevens gebruikt van de aortaboog van een 39-jarige mannelijke
vrijwilliger. Nadien werd een specifieke wanddikte, die varieert over het gehele model,
toegekend in het programma Gambit.Op die manier werd een model bekomen van een
gezonde aorta. Om een COA model te verkrijgen, werd een deel uit het oorspronkelijk model
weggeknipt en vervangen door de vernauwing.
In deze studie worden verschillende gevallen van twee ingrepen bekeken, het inbrengen van
een stent en end-to-end anastomose. De drie parameters, die het geval specificeren zijn de
elasticiteitsmodulus (E), de lengte van de afwijking en de CI. Dit wordt duidelijk
weergegeven in Figuur 3.2.
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 22
Figuur 3.2: Parameters verschillende gevallen (bron: Taelman, 2014)
Het stroming- en drukverloop worden bestudeerd onder bepaalde randvoorwaarden (Figuur
3.3). Zo worden de patiëntspecifieke debieten aan de inlaat en aan de aftakkingen gemeten uit
fasecontrast MRI-beelden en vastgelegd. De randvoorwaarden aan de dalende aorta worden
voorgesteld door een drie elementen windketel model, een elektrische analoog voor de
systeem circulatie. Dit model bestaat uit een parallelschakeling van R (de totale perifere
weerstand) en C (de compliantie van het arteriële systeem) in serie met de karakteristieke
impedantie van de aorta, waarin alle parameters aanwezig zijn die een invloed uitoefenen op
de bloedstroming. (Segers, 1997) Met onderstaande formules worden deze waarden bepaald.
met
De parameters in deze formules werden ook bekomen uit de MRI-data. Als vloeistof wordt
gekozen voor een Newtoniaanse vloeistof met een dichtheid van 1050kg/m³ en een viscositeit
van 3mPa.s.
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 23
Figuur 3.3: Randvoorwaarden (bron: Taelman,2014)
Als het model en de randvoorwaarden bepaald zijn, worden de drukken en de stroming
bestudeerd bij de opgegeven debieten. Aan de hand van deze waarden kan het druk- en het
snelheidsverloop bij elk geval in kaart gebracht worden, zodat er besluiten kunnen getrokken
worden over het effect op het hemodynamisch gedrag in de aorta.
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 24
4
Ontwerp in vitro model
Zoals aangegeven in de inleiding worden twee modellen met elkaar vergeleken. Er wordt
gekozen voor een gezonde aorta en een specifiek geval van de herstelde aorta, meer bepaald
een combinatie van een stijvere zone en een vernauwing met CI = 0,5, dit over een lengte van
25mm. Dit is een “worst case scenario” en zal dus de gevolgen duidelijk weergeven van een
medische ingreep.
Zoals uit de literatuurstudie is gebleken, zou het HeartPrintFlex proces het meest nauwkeurige
en realistische eindresultaat moeten leveren. Het eerste model wordt geprint bij Materialise.
Er worden ook twee modellen gemaakt uit silicone via de dip en drip methode. De
ontwikkeling van de modellen wordt in dit hoofdstuk in detail beschreven.
Om het model gemakkelijk te kunnen verbinden met de testopstelling, wordt het opgehangen
in een bak uit polyvinylchloride (PVC). In deze bak wordt het model ondergedompeld in
water, zodat het ondersteund wordt. Het water is ook noodzakelijk om metingen uit te voeren
met doppler echocardiografie, wat verduidelijkt wordt in deel 5.2.
4.1 HeartPrintFlex model
Voor dit model wordt vertrokken van een 3D stl.-bestand van het aortalumen, ontworpen
door Liesbeth Taelman zoals vermeld in hoofdstuk 3. Vervolgens wordt het geprint met een
Connex printer (Objet). Er wordt een 3D-ontwerp gemaakt van zowel een gezonde aorta, als
één hersteld van COA. Uiteindelijk wordt enkel deze laatste geprint in het materiaal eigen aan
het HeartPrintFlex proces. Voor de stijve zone daarentegen wordt gebruik gemaakt van Vero
Clear (Bijlage I), een stijf materiaal ontwikkeld door Stratasys (Objet).
In samenspraak met Materialise wordt er gekozen voor een wanddikte van 2mm voor het
functionele deel van het model. De grafiek in Figuur 2.8 indachtig, kan er opgemerkt worden
dat met een wanddikte van 2mm niet de gewenste D bekomen wordt en gaat het grote
voordeel van dit materiaal verloren. De reden voor deze keuze is de scheurgevoeligheid van
het HeartPrintFlex materiaal. Een te dunne wanddikte zou leiden tot onmiddellijk scheuren
van het model. Vandaar wordt met 2mm een compromis gezocht tussen de elasticiteit en de
scheurvastheid. De uiteinden van het model dienen als connectie met de ophangbak en
worden verstevigd door een wanddikte van 3mm te kiezen.
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 25
Een overzicht van de wanddiktes en het gebruikte materiaal is terug te vinden in Figuur 4.1.
Figuur 4.1: Wanddiktes en materialen
4.1.1
4.1.1.1
Computer model
Lumen
Het lumen van de aorta werd in het verleden al ontworpen en dient als vertrekpunt voor de
creatie van de aortawand. Voor het lumen werden de gegevens gebruikt van de aortaboog van
een 39-jarige mannelijke vrijwilliger. Dit leidt uiteindelijk tot het model te zien in Figuur 4.2.
Eenzelfde model wordt bekomen in het geval van herstelde COA.
Figuur 4.2: Oorspronkelijk model
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 26
4.1.1.2
Verlenging aftakkingen
Om de metingen ter hoogte van de coarctatie zo weinig mogelijk te beïnvloeden moeten de
factoren, die kunnen zorgen voor afwijkingen, beperkt worden. Het is beter om de
aftakkingen langer te maken, zodat ze geen rechtstreekse invloed hebben op de stroming in de
aortaboog. Dit kan op een eenvoudige manier opgelost worden door simpele holle cilinders te
creëren en te verbinden met het lumen. De cilinders worden aangemaakt in het programma
Magics (Materialise, Leuven).
Hieronder de stappen voor de aanpassing van het lumen:

aanmaken van de cylinders
Voor elke aftakking wordt een nieuwe cilinder aangemaakt met een specifieke straal. De
cilinders met lengte 25mm worden in twee delen (10mm – 15mm) gesplitst, aangezien deze
achteraf een verschillende wanddikte krijgen. Dit wordt duidelijk in paragraaf 4.1.1.3.
Bloedvat
linker halsslagader
linker ondersleutelbeenslagader
Straal (mm)
3,1
6
truncus brachiocephalicus
5,4
dalende aorta
9,9
stijgende aorta
15,3
Tabel 4.1: Straal aftakkingen, inlaat en uitlaat

importeren van de cilinders
De cilinders worden geïmporteerd in 3-matic samen met het oorspronkelijk lumen. Ze worden
in het verlengde geplaatst van de vertakkingen d.m.v. de functie "arc to arc align". Twee
contouren worden geselecteerd en deze worden evenwijdig tegenover elkaar geplaatst.
Figuur 4.3: Links, Herstelde COA – Rechts, Gezond
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 27

verbinden van de cilinders
De driehoeken, die de zijvlakken bepalen, worden geselecteerd en verwijderd. Dit wordt
gedaan voor zowel het oorspronkelijke model als voor de cilinders, waardoor er twee
contouren ontstaan. A.d.h.v. de twee contouren, in dit geval cirkels, wordt een verbinding
gemaakt tussen de cilinders en het lumen d.m.v. de functie “fix hole”.
Figuur 4.4: Connectie
De tweede helft van de cilinders wordt nog niet verbonden.
4.1.1.3
Toekennen wanddiktes
D.m.v. de "offset" functie kan een uniforme wanddikte van 2mm toegekend worden aan het
model.
Figuur 4.5: Offset
De overblijvende cilinders krijgen op dezelfde wijze een wanddikte van 3mm en worden met
de rest van het model verbonden op dezelfde wijze als hierboven beschreven. Het enige
verschil is dat nu zowel de binnenzijde als buitenzijde verbonden moeten worden.
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 28
Figuur 4.6: Connectie
4.1.1.4
Stijvere zone
Het model met de coarctatie kent een stijver gebied ter hoogte van de overblijvende
vernauwing. Aangezien op deze plaats ander materiaal gebruikt wordt, moet deze zone
duidelijk weergegeven worden in het model. Het model wordt opgedeeld in drie stukken via
de “cut & punch” -operatie in het programma Magics. Op deze manier kan achteraf aan de
printer duidelijk gemaakt worden welke zone in een ander materiaal moet geprint worden.
Figuur 4.7: Stijvere zone
4.1.2
Fysisch model
Zoals beschreven in de literatuurstudie, wordt het model geproduceerd a.d.h.v. het polyjet 3Dprint mechanisme. Het ontworpen stl.-bestand wordt laag voor laag geprint en uitgehard,
totdat het uiteindelijke model bekomen wordt (Figuur 4.8).
Figuur 4.8: HeartPrintFlex model
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 29
4.2 Silicone model
Ondanks het kiezen voor een dikkere wanddikte bij het voorgaande model, blijkt het materiaal
toch snel te scheuren. Om een functioneel en scheurvast model te bekomen wordt de dip en
drip techniek toegepast met een twee componenten silicone, die beter bestand is tegen kleine
drukken. Deze techniek is weliswaar minder nauwkeurig wegens de variabele wanddikte,
maar het eindresultaat is zeker bruikbaar voor de geplande experimenten. Ook hier worden de
twee modellen gemaakt, waarvan diegene hersteld van COA dezelfde afwijking heeft als
voorheen beschreven.
4.2.1
4.2.1.1
Werkwijze
Gezonde aorta
De silicone bestaat uit twee componenten, die na het mengen uitharden. De massaverhouding
van de twee componenten is 50/50 en hieraan wordt nog 5% verdunner toegevoegd. De
verdunner verhindert een te trage vloei, die zou kunnen zorgen dat er lokaal dikkere zones
ontstaan. Vooraleer het mengsel te gebruiken wordt deze in een vacuümkamer geplaatst,
zodat het model niet verzwakt door inwendige luchtbellen. Een bestaande mal uit
polyvinylchloride (PVC) vormt hier het lumen, dat overgoten wordt met de silicone. Deze
wordt nagenoeg verticaal gepositioneerd, zodat wanneer de viskeuze silicone naar beneden
loopt zoveel mogelijk van de oppervlakte bedekt wordt en er geen druppels ontstaan als
gevolg van de zwaartekracht (Figuur 4.9).
Figuur 4.9: mal gezonde aorta
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 30
Eenmaal de silicone uitgehard is (24u), kan een nieuwe laag gegoten worden. Dit proces
wordt viermaal herhaald met de mal telkens in een andere positie, zodanig dat de silicone
zich overal evenveel verspreidt. Uiteindelijk wordt het model van de gezonde aorta bekomen
met een wanddikte van ongeveer 1,6mm, weliswaar zonder aftakkingen. De cilinders voor de
aftakkingen worden volgens hetzelfde procedé gemaakt en achteraf verbonden met de
aortaboog (Figuur 4.10 links en midden). De inwendige diameters van de vertakkingen
worden meegegeven in Tabel 4.2. De connectie tussen beide wordt gerealiseerd met de twee
componenten silicone. Het uiteindelijke resultaat is een flexibel model, bestand tegen lage
drukken (Figuur 4.10 rechts)
Figuur 4.10: Links en midden, Aftakkingen – Rechts, Silicone model gezonde aorta
Bloedvat
Straal(mm)
linker halsslagader
3
linker ondersleutelbeenslagader
6
truncus brachiocephalicus
5
Tabel 4.2: Inwendige straal bloedvaten
4.2.1.2
Herstelde aorta
Het model met de afwijking wordt op juist dezelfde wijze bekomen met het enige verschil dat
de mal een extra stuk bevat, dat de COA voorstelt met een CI=0,5 (Figuur 4.11). Dit stuk werd
ontworpen in het CAD programma NX (Siemens) en geëxporteerd als een stl.-bestand, zodat
het kon geprint worden. Het stuk is opgebouwd uit VeroWhite (Bijlage I), een stijf materiaal
voor functioneel gebruik, en geprint op een Objet Eden 350V polyjet printer door de vakgroep
Mechatronica aan de Hogeschool Gent.
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 31
Figuur 4.11: Mal herstelde COA
Naast de vernauwing moet het model zich op die plaats ook stijver gedragen. Dit wordt
verwezenlijkt door een cilinder uit PVC met een diameter van 15,5mm en een lengte van
15mm in twee te zagen (Figuur 4.12). De twee helften worden rond de vernauwing geklemd
met behulp van tape (Figuur 4.13 links). Zo wordt een rigide zone gecreëerd, waar het model
niet kan uitzetten. Om zeker te voorkomen dat de halve cilinders uit elkaar zouden geduwd
worden, wordt nog een zelfspannende knoop gelegd (Figuur 4.13 rechts).
Figuur 4.12: Halve cilinders
Figuur 4.13: Links, Rigide zone – Rechts, Rigide zone met knoop
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 32
4.2.2
Opmerking
Een belangrijke opmerking is het mogelijke verschil tussen de twee modellen. De wanddikte
is immers zeer moeilijk exact te bepalen, aangezien alles afhangt van de snelheid en de
manier waarop de silicone uithardt. Zo kan de wanddikte op een bepaalde plaats verschillen
tussen de twee modellen met een verschil in mechanische eigenschappen als gevolg. Of er
een verschil bestaat in mechanische eigenschappen wordt besproken in hoofdstuk 7.
4.3 Ophangbak
Zoals beschreven in de inleiding van dit hoofdstuk, wordt het model ondergebracht in een bak
uit PVC (Figuur 4.14). De uiteindes van het model worden aangesloten op rigide buisjes, die
op hun beurt met andere elementen van de testopstelling kunnen verbonden worden. Zo wordt
het aansluiten van het model eenvoudiger.
De wanden van de bak zijn aan elkaar gelijmd met PVC-lijm (Tangit All Pressure) en nog
extra verstevigd d.m.v. vijzen. In de wanden worden gaten geboord, waarin de
connectiebuisjes onder een bepaalde hoek worden vastgelijmd met dezelfde PVC-lijm. De
buisjes worden zodanig georiënteerd, dat de uiteindes van het model er makkelijk over
kunnen glijden en er voldoende contact is tussen buisje en uiteinde. Om het model volledig
afgesloten te krijgen, worden de uiteindes met koorden rond de rigide buisjes gespannen.
Figuur 4.14: Ophangbak
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 33
5
Materiaal en methode
5.1 Testopstelling
De testopstelling is een gesloten circuit, bestaande uit een pulserende pomp (Harvard
Apparatus), een windketel, het model in de ophangbak, een overloopvat voor elke aftakking
en een groot collectorvat. De verschillende elementen worden hieronder beschreven.
Figuur 5.1: Testopstelling
Figuur 5.2: Schematische voorstelling testopstelling
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 34
5.1.1
Pulserende pomp
Een pulserende pomp is een goede nabootsing van de pompbeweging van het hart. De pomp,
gebruikt in deze opstelling, is een zuigerpomp van het merk Harvard Apparatus. Op de pomp
kunnen drie variabelen ingesteld worden: het slagvolume, het pompritme en de
systole/diastole verhouding. De laatste twee worden bij alle experimenten constant gehouden.
Het pompritme wordt ingesteld op 60 slagen per minuut (bpm), vergelijkbaar met een
normaal hartritme. De systole/diastole verhouding is 30/70, wat wil zeggen dat de pomp
gedurende 30% van de tijd vloeistof zal injecteren en voor de rest zal ontspannen,
vergelijkbaar met de tijdsduur van samentrekken en ontspannen van het hart.
De pomp geeft een elektrische puls bij het begin van elke slag, die kan doorgegeven worden
aan andere apparaten via een BNC-connectie. Klinisch komt dit overeen met de
samentrekking van de hartspier door elektrische activiteit als gevolg van een ladingstransport
doorheen de celmembranen. In de geneeskunde wordt deze elektrische activiteit opgemeten
met een elektrocardiograaf en weergegeven op een elektrocardiogram (ECG). In het vervolg
van de thesis zal dit elektrisch signaal aangeduid worden als het ECG-signaal.
Figuur 5.3: Harvard Apparatus pulserende pomp
5.1.2
Windketel
De aorta vervult een bufferfunctie, het Windketeleffect genaamd. Nog eens kort samengevat,
wil dit zeggen dat er energie wordt opgeslagen in de aortawand tijdens contractie, die gebruikt
wordt voor een continue bloedstroom te onderhouden bij relaxatie van het hart.
De windketel is een afgesloten vat met een in- en uitgang. Bovenop bevindt zich een ventiel,
waarmee de hoeveelheid lucht in de windketel kan bepaald worden. Lucht is samendrukbaar
en dempt de drukpulsen van de pomp. Hierdoor wordt de bufferfunctie gerealiseerd en wordt
er ook voorkomen dat de drukken in het model te hoog oplopen. De pomp voorziet de
windketel van vloeistof, die wordt afgevoerd naar het in vitro model.
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 35
Figuur 5.4: Windketel
5.1.3
Overloop en collectorvat
Nadat de vloeistof het model heeft verlaten langs de dalende aorta en de drie aftakkingen,
wordt ze opgevangen in overloopvaten. Dit om te voorkomen dat er lucht wordt
binnengetrokken in het gesloten circuit. Deze overloopvaten komen allemaal samen in een
groot collectorvat, waaruit de vloeistof weer wordt opgepompt voor een nieuwe cyclus.
Figuur 5.5: Links, Overloopvat dalende aorta – Midden, Overloopvaten aftakkingen – Rechts, Collectorvat
5.1.4
Klemmen
Het cardiovasculair systeem bestaat niet enkel uit grote slagaders zoals de aorta, maar uit
verschillende vertakkingen die overgaan in fijne capillairen (minuscule aders) voor een goede
zuurstofuitwisseling tussen bloed en organen. Het hele systeem heeft dus een zekere
weerstand. In de testopstelling wordt deze weerstand gerealiseerd door de stroomopening van
de aftakkingen en dalende aorta te vernauwen met klemmen (Figuur 5.6). Hoe groot de
vernauwingen moeten zijn, is moeilijk exact te bepalen. Daarom is het belangrijk deze
constant te houden bij de verschillende metingen, zodat de randvoorwaarden gelijk blijven.
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 36
Figuur 5.6: Klem
5.2 Meetapparatuur
Tijdens de experimenten worden drukken opgemeten met druksensoren en snelheden bepaald
met doppler echocardiografie.
5.2.1
Druksensoren
Twee druksensoren (SPC-350S, Millar , Houston, Texas, USA) bepalen de druk distaal en
proximaal van de COA-zone (Figuur 5.7 links). De druk wordt opgemeten met een
bemonsteringsfrequentie van 1000Hz en verwerkt door een computer A/D kaart (National
Instruments, Texas, USA). In een meetprogramma in LabView (National Instruments, Texas,
USA) worden de drukprofielen en het ECG-signaal weergegeven (Figuur 5.7 rechts) en is het
mogelijk om deze op te slaan gedurende een vooropgesteld tijdsinterval.
Figuur 5.7: Links, Opgemeten signalen – Rechts, Plaatsing drukprobes
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 37
Het werkingsmechanisme van de druksensoren is gebaseerd op het principe van rekstrookjes.
Bij het uitrekken van deze strookjes verhoogt de inwendige weerstand door het langer en
dunner worden van de aanwezige elektrische geleider (Rekstrookje, 2014). Deze
weerstandsverandering wordt opgemeten en omgezet naar een spanningssignaal (mV). Elke
druk komt overeen met een bepaald voltage, weergegeven in LabView.
Om onmiddellijk de druk in mmHg te kunnen aflezen, moeten de sensoren eerst gekalibreerd
worden. De druksensoren worden ingebracht onderaan een vloeistofkolom, waarop
drukmarkeringen zijn aangebracht (Figuur 5.8). Er wordt stelselmatig water toegevoegd
d.m.v. een spuit tot het niveau in de kolom een markering bereikt. Bij elke markering wordt
de spanning opgemeten gedurende 5s, waarna de gemiddelde waarde wordt genomen. De
ingestelde waardes zijn achtereenvolgens 10,20,30,40,50,60,70 en 80mmHg. In de
onderstaande tabel staan de spanningen en de gegeven drukken naast elkaar.
ingestelde waarde (mmHg)
10
20
30
40
50
60
70
80
press1 (V)
0,000309
0,000557
0,000841
0,001103
0,001346
0,001593
0,001839
0,002081
press3 (V)
-0,00027
-1,6E-05
0,000246
0,00051
0,000761
0,001008
0,001264
0,001516
Tabel 5.1: P i.f.v. V kalibratie
Deze waarden kunnen worden uitgezet in een curve, waarvan de functie wordt bepaald. Dit
heeft als resultaat:
100
y3 = 39189x + 20.415
80
R² = 0.9999
y1 = 39399x - 2.614
R² = 0.9995
60
press1
40
press3
20
0
-0,001
0
0,001
0,002
0,003
Grafiek 5.1: P-V curve kalibratie
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 38
De bekomen versterking en offset kunnen ingegeven worden in LabView, zodat de drukken
rechtstreeks afleesbaar zijn in mmHg.
Figuur 5.8: Links, Vloeistofkolom – Midden, Markering – Rechts, Toegang sensoren
5.2.2
5.2.2.1
Doppler echocardiografie
Werking
Echocardiografie wordt in de geneeskunde aangewend om organen en zacht weefsel in beeld
te brengen. Geluidsgolven met een hoge frequentie (ultrageluid) worden in het lichaam
gestuurd door een probe. Bij een overgang van weefsel naar vocht/bloed of een overgang van
zacht naar hard weefsel worden de golven gereflecteerd en terug opgevangen door de probe.
Eenmaal omgezet in een kleine wisselspanning en verwerkt door een computer, wordt een
beeld verkregen van het onderzochte orgaan of weefsel.(Echografie, 2014) De hoogfrequente
geluidsgolven verplaatsen zich moeilijk door de lucht, waardoor vaak een gel wordt
aangebracht tussen de probe en het contactoppervlak voor de beeldvorming. Met deze
techniek kunnen de silicone modellen ook inwendig onderzocht worden. In Figuur 5.9 kan
duidelijk het lumen (zwart) van de aortawand (wit) onderscheiden worden. De twee grijze
strepen boven de onderste wand zijn de reflecties van de drukprobes, aanwezig in het model.
Figuur 5.9: Echocardiografie silicone model
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 39
Bovenop het in beeld brengen van weefsel kan ook de snelheid worden bepaald van
bewegende partikels, zoals de rode bloedcellen in bloed. De geluidsgolven weerkaatsen op
deze bewegende deeltjes met een andere frequentie, het dopplereffect genaamd.
Door de frequentieverschuiving tussen de uitgezonden en de ontvangen golf kan de snelheid
worden bepaald met de formule:
met
frequentie ontvangen golf
frequentie uitgezonden golf
snelheid golf
snelheid van doorstromende bloed
Als het bloed naar de uitgezonden golf beweegt, krijgt de term in de formule een + teken.
Indien het bloed weg van de golf beweegt, krijgt de term een – teken. Dit is afhankelijk van
de positie van de probe ten opzichte van de stroomrichting.
Voor de metingen wordt de Vivid 7 Dimension (GE Healthcare) ultrasoundmachine gebruikt.
Figuur 5.10: Links, Vivid 7 Dimension- Rechts, Ultrasoundprobe
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 40
5.2.2.2
Instellingen Vivid 7 Dimension
Figuur 5.11: Ultrasoundbeeld
Om tot een goed snelheidsbeeld te komen op de ultrasoundmachine moeten enkele parameters
worden ingesteld. Om te beginnen is de positie waar de snelheid gemeten wordt zeer
belangrijk. Bovenaan Figuur 5.11 wordt de groene lijn in de richting van de stroming
gepositioneerd. De twee gele lijnen duiden het gebied aan, waar de snelheid gemeten wordt.
Dit gebied wordt zo klein mogelijk gehouden om op een specifieke locatie de snelheid
nauwkeurig te kunnen meten. Via de instelling “angle controle” (AC) kan men de gewenste
snelheidscomponent meten parallel met de stroomrichting. De hoek tussen het uitgezonden
signaal en de stroomrichting wordt aangegeven op de figuur in het midden rechts: “AC 59”.
Merk op dat deze niet loodrecht mogen staan op elkaar. Er wordt naar gestreefd om de AC
rond de 60° te houden bij alle metingen, zodat de omstandigheden identiek zijn.
De ultrasoundmachine wordt verbonden met het ECG-signaal van de pomp. De machine moet
zodanig ingesteld worden, dat het signaal zichtbaar wordt op het ultrasoundbeeld. Het groene
ECG-signaal op Figuur 5.11 is noodzakelijk om het snelheidsverloop te kunnen
synchroniseren met het drukverloop. De rode bollen stellen het punt voor waar de
hellingshoek van de curve het grootst is. Deze punten doen dienst als startpunt van de meting,
wat verder in de thesis duidelijk zal worden.
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 41
5.3 Uitgevoerde metingen
Eerst en vooral moeten de elastische eigenschappen van beide modellen gekend zijn. Indien
de elasticiteit teveel varieert, kunnen er geen juiste conclusies getrokken worden uit de
resultaten, aangezien de modellen zich totaal anders gedragen.
Eenmaal er besloten kan worden dat de modellen gelijkaardig zijn, kan het model worden
aangesloten op het gesloten circuit en kunnen de effecten van de COA worden bestudeerd.
Merk op dat de metingen en resultaten van het HeartPrintFlex model niet bruikbaar zijn,
aangezien de aorta in de beginfase al faalde. Dit wordt kort besproken in paragraaf 5.3.3.
5.3.1
Statische meting
De elastische eigenschappen worden in kaart gebracht door de oppervlakte A uit te zetten in
functie van de druk en te kijken naar de D. Voor deze meting worden de dalende aorta en de
aftakkingen volledig afgesloten. De stijgende aorta wordt verbonden met een vloeistofkolom,
waarmee de druk in het model geregeld wordt (Figuur 5.12 links). Door water toe te voegen
of te ontrekken via een kraantje, verbonden met één van de aftakkingen, stijgt of daalt het
niveau in de vloeistofkolom en daarmee ook de druk (Figuur 5.12 rechts).
Figuur 5.12: Links, Vloeistofkolom – Rechts, Toevoegen water
Figuur 5.13: Positie drukprobe (statisch)
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 42
De druk wordt bepaald 30mm distaal van de vernauwing (Figuur 5.13). De ultrasoundprobe
wordt zo gepositioneerd, dat de drukprobe zichtbaar is op het beeld. De binnendiameter van
de aorta wordt gemeten ter hoogte van de drukprobe, zoals weergegeven in Figuur 5.14 (witte
lijn). Met deze diameter word de inwendige A berekend, die als basis dient voor het bepalen
van de D.
Figuur 5.14: Binnendiameter
De meest gebruikte definitie voor de D wordt gegeven door onderstaande formule:
In paragraaf 2.3.2 wordt beschreven hoe D wordt berekend met een gesloten volume.
Aangezien het startvolume van het model zeer moeilijk te bepalen is, wordt er gewerkt met
een alternatieve definitie van D die enkel rekening houdt met A, gemeten op een willekeurige
doorsnede.
Dit geeft natuurlijk enkel een beeld over de D op die specifieke plaats, maar kan dienst doen
als vergelijking tussen beide modellen. De druk wordt stelselmatig opgevoerd van 10mmHg
tot en met 150mmHg (10,30,45,60,75,90,105,120,135,150mmHg). De diameter wordt bij
deze waarden bepaald, vertrekkende van een begindiameter van 22,2mm. Dit proces wordt
tweemaal herhaald voor beide modellen, zodat kleine meetafwijkingen kunnen geëlimineerd
worden. De bekomen gegevens worden verzameld in tabellen, die weergegeven worden in
hoofdstuk 6.
5.3.2
5.3.2.1
Dynamische meting
Voorbereiding opstelling
In normale omstandigheden varieert de arteriële druk tussen de 80 en 120mmHg bij een
systole/diastole verhouding van 35/65 en een hartritme van 60bpm. Voor de dynamische
opstelling wordt de stijgende aorta verbonden met de pulserende pomp, die wordt ingesteld op
een ritme van 60bpm en een verhouding van 30/70.
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 43
De arteriële drukken worden geregeld door de weerstand van de aftakkingen en de dalende
aorta. De klemmen voorbij de aftakkingen worden licht aangedraaid, zodat de weerstand daar
hoog is. Opdat de stroming in de dalende aorta niet teveel gehinderd zou worden, wordt de
klem daar minimaal vastgeschroefd. Op die manier kan een zeer zuiver snelheidsbeeld
bekomen worden, maar worden slechts drukken bereikt tot 50/55mmHg. Ondanks deze lage
drukken, wordt toch voor deze opstelling gekozen om nauwkeurige data te bekomen.
Als vloeistof wordt gekozen voor gedemineraliseerd water, waaraan een theelepel zetmeel
wordt toegevoegd. De zetmeelpartikels dienen als reflectieoppervlak voor de
ultrasoundgolven, noodzakelijk om de doorstromende vloeistof te kunnen waarnemen.
De ophangbak wordt gevuld met gedemineraliseerd water en de signaalstrip van de
ultrasoundprobe wordt bedekt met een gel en omgeven door een latex handschoen. Zo komen
de geluidsgolven zeker niet in contact met de lucht, wat noodzakelijk is voor de meting (zie
paragraaf 5.2.2.1).
5.3.2.2
Meting
De drukken en snelheden worden distaal en proximaal van de vernauwing opgemeten bij drie
verschillende slagvolumes: 40,50 en 60cc. Op deze manier kunnen de effecten worden
bestudeerd bij verschillende omstandigheden. Voor elk slagvolume wordt de meting driemaal
herhaald, zodat achteraf een gemiddelde kan genomen worden. De drukprobes worden 30mm
voor en 30mm voorbij de vernauwing gepositioneerd (Figuur 5.15). De ultrasoundprobe
wordt weer zodanig gepositioneerd, dat de druksensoren in beeld zichtbaar zijn.
Figuur 5.15: Positie drukprobes (dynamisch)
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 44
De drukmeting loopt gedurende een interval van 10s en er wordt een snelheidsbeeld genomen
over een tijdsduur van 6s. Om de twee verlopen ten opzichte van elkaar te synchroniseren
wordt gebruik gemaakt van het ECG-signaal. Zoals al vermeld werd, stellen de rode bollen
van de ECG-curve op het snelheidsbeeld het punt voor waar de hellingshoek het grootst is.
Onder het drukverloop is ook een ECG-signaal zichtbaar, waarvan eveneens de grootste
hellingshoek wordt bepaald. Dit zijn de twee startpunten en vanaf hier begint de
dataverwerking (Figuur 5.16).
Figuur 5.16: Links, Startpunt drukprofiel – Rechts, Startpunt snelheidsprofiel
5.3.2.3
Meting (extra)
Een drukval over de COA zone wordt verwacht. Aangezien in de eerste metingen de drukken
zeer laag liggen, is deze drukval bijna niet waar te nemen. De drukval is wel zichtbaar, maar
is te klein om relevante conclusies uit te trekken. Daarom wordt de opstelling licht aangepast
om deze drukval toch duidelijk te maken. Eerst wordt de klem voorbij de dalende aorta
steviger aangedraaid, zodat het drukprofiel naar hogere waarden verschuift. Daarna wordt de
COA-zone vernauwd door deze met een koord aan te spannen (Figuur 5.17).
Enkel de drukken bij een slagvolume van 60cc worden hier opgenomen en verwerkt op
dezelfde manier als de eerste meting.
Figuur 5.17: Extra vernauwing
Merk op dat de resultaten puur indicatief zijn, aangezien onnauwkeurig te werk is gegaan. Ze
tonen simpelweg de drukval over de COA aan, die bij hogere drukken aanwezig is.
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 45
5.3.2.4

Dataverwerking
gegevens verzamelen
De drukprofielen worden opgeslagen als een tekstbestand dat kan verwerkt worden met Excel.
De snelheidsprofielen worden zowel in jpg- als in dcm(dicom)-formaat bewaard en bewerkt
in MatLab. MatLab ziet deze afbeelding als matrices van pixels met een bepaalde RGBwaarde. Het is mogelijk om deze RGB-waarden te vervangen door 1 of 0 (wit of zwart). Aan
de hand van een ingestelde waarde tussen 0 en 1, wordt bepaald of een pixel als 0 of 1
beschouwd wordt. Zo zal bij een waarde 0,1 de donkere grijstinten ook als 1 bestempeld
worden, terwijl bij een waarde van 0,8 enkel de heldere witte pixels een 1 krijgen. Op die
manier kan de snelheidswolk vervangen worden door een zwart wit beeld, waar de grens
tussen wolk en omgeving duidelijk afgelijnd wordt (Figuur 5.18 midden).
Figuur 5.18: Boven, Normaal beeld – Midden, Zwart-witbeeld – Onder, Snelheidsverloop
Om de effectieve waarden te kennen wordt het zwart wit beeld gescand via het programma op
de volgende pagina. Elke kolom in de matrix wordt rij per rij afgelopen. Van zodra een 1
bereikt wordt, slaat Matlab die positie op en gaat verder naar de volgend kolom. Zo kan de
bovenzijde van de wolk mooi afgebakend worden en krijgen we na het plotten van de
gegevens een mooie grafiek (Figuur 5.18 onder). De x-as van de grafiek loopt van 1 tot en
met 541 (aantal kolommen) en de y-as loopt van 1 tot en met 144 (aantal rijen). De waarde
541 komt overeen met 6s en de waarde 144 komt overeen met 30cm/s. Als dit geweten is, kan
de grafiek makkelijk omgezet worden naar een snelheid in functie van de tijd.
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 46
n=1
while n< 542
m=1
while fig(m,n) < 1 & m<144
m = m+1
end
y(n)= m
y1(n)= 144-m
x(n)= n
n = n+1
end
De bemonsteringsfrequentie van de drukmetingen bedraagt 1000Hz, wat wil zeggen dat de
druk elke ms opgemeten wordt. Voor de snelheid daarentegen zijn maar 541 waarden
beschikbaar voor een tijdsspanne van 6s. Dit komt overeen met een snelheidswaarde voor
elke 11 ms. Nadat de juiste drukken uit het geheel gefilterd zijn, wordt een tabel opgemaakt
voor een periode van 3s, waarvan een deel wordt weergegeven in Tabel 5.2.
tijd(s)
Pprox(mmHg) Pdist(mmHg) U(cm/s)
0,000
19,157
17,758 10,062
0,011
19,443
17,974 10,621
0,022
19,838
18,282 11,180
Pprox(Pa)
2554,086
2592,152
2644,909
Pdist(Pa) U(m/s)
2367,546
0,101
2396,292
0,106
2437,409
0,112
Tabel 5.2: P en U i.f.v. t
De drukken worden omgezet naar Pa en de snelheden naar m/s om ze te kunnen gebruiken in
de formules van de golfintensiteit, beschreven in de literatuurstudie.

drukverschillen
De gemiddelde druk wordt berekend uit de drie metingen per slagvolume. Het drukverschil
wordt berekend door de distale druk af te trekken van de proximale. Dit wordt ook gedaan
voor het geval met de grotere vernauwing, maar enkel bij een slagvolume van 60cc. De
resultaten worden weergegeven in hoofdstuk 6.

golfintensiteittheorie
De druk- en snelheidsgolven worden ontbonden in een voorwaartse en achterwaartse golf
volgens de golfintensiteittheorie. Hiervoor worden de onderstaande formules gebruikt:
met
(bij 20 °C) en
Voor het bepalen van de lokale snelheid wordt de formule voor de som van de kwadraten
gebruikt, aangezien die hier de nauwkeurigste waarden geeft.
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 47
tijd(s)
P0
U0
dP
dU
ρ
clokaal dP+
dPdU+
dU0,000 2554,086 0,101
0
0 998 11,832
0
0
0
0
0,011
38,066 0,006
52,038 -13,972 0,004 0,001
0,022
52,757 0,006
59,383 -6,626 0,005 0,001
Tabel 5.3: dP’s en dU’s i.f.v. tijd
Eenmaal de dU’s en dP’s bepaald zijn, worden deze opgeteld per tijdseenheid, zodat
uiteindelijk een golf in de tijd wordt bekomen:
en
zijn de druk en de snelheid bij het begin van de meting op t=0. Dit tijdstip wordt
juist voor de systole gekozen, omdat dan gesteld kan worden dat er nog geen reflectiegolven
aanwezig zijn. De en
kunnen voor en dus als nul beschouwd worden, terwijl voor
de voorwaartse componenen dit de waarden zijn juist voor de systole. Daarnaast wordt ook de
intensiteit van de golf, uitgedrukt in W/m², berekend.
Deze worden berekend met zowel een bemonsteringsperiode van 11ms als 1ms. Voor de
tweede is het noodzakelijk om het snelheidssignaal te interpoleren, aangezien er maar om de
11ms een waarde beschikbaar is. Dit wordt eenvoudig gemanipuleerd in Matlab. Daarnaast
worden zowel de druk- en snelheidsignalen als de dP’s en dU’s bij een
bemonsteringsfrequentie van 1000Hz gefilterd met een savitsky-golay filter in Matlab. Dit is
een wiskundige filter die plotse signaalwisselingen elimineert, zodat een gladder signaal
bekomen wordt.
tijd(s)
0,000
0,011
0,022
P+ (Pa)
P- (Pa)
2554,086
0
2606,123 -13,972
2665,507 -20,598
P (Pa)
U+ (m/s) U- (m/s) U (m/s) dI+ (W/m²) dI- (W/m²) dI (W/m²)
2554,086
0,101
0 0,101
0
0
0
2592,152
0,105
0,001 0,106
0,229
-0,017 0,21279
2644,909
0,110
0,002 0,112
0,299
-0,004 0,294915
Tabel 5.4: P, U en dI i.f.v. t (2)
De resultaten worden uitgemiddeld over de drie metingen bij elk slagvolume en afgebeeld op
curven in hoofdstuk 6. Op die manier worden de golven gefilterd en worden meer
nauwkeurige curven bekomen.
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 48
5.3.3
HeartPrintFlex model
Het materiaal, gebruikt in het HeartPrintFlex proces, heeft wel realistische eigenschappen,
maar is extreem scheurgevoelig. Daarom werd gekozen voor het dikker maken van de wand
om dit gebrek aan sterkte op te vangen. Bij de statische proef bleek al dat de wanddikte nog
niet voldoende was, aangezien de uiteindes bijna onmiddellijk scheurden. Dit probleem werd
opgelost door het model te herstellen met tape, maar al snel werden luchtbellen zichtbaar die
door de wand drongen. Er werd toch een poging ondernomen om het model aan te sluiten op
de pulserende pomp. Dit bleek goed te werken, totdat een grote scheur werd waargenomen en
het model niet meer bruikbaar was voor accurate metingen. Daarom werd dit model langs de
kant geschoven en overgegaan naar de modellen uit silicone.
Figuur 5.19: Defecten HeartPrintFlex model (1)
Figuur 5.20: Defecten HeartPrintFlex model (2)
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 49
6
Resultaten
In dit hoofdstuk worden de resultaten opgesomd a.d.h.v. grafieken en tabellen. De effectieve
interpretatie van de bekomen waarden wordt behandeld in het volgende hoofdstuk Analyse.
6.1 Statische meting
Om nog eens kort te herhalen, worden bij deze meting de elastische eigenschappen bekeken
door het bepalen van de D en de oppervlakteverandering ten gevolge van een drukverhoging.
De metingen die in het rood gemarkeerd zijn, worden niet meegenomen in de grafieken en het
bepalen van de gemiddelde D (groen). Dit omdat deze teveel afwijken van de andere waarden.
Merk op dat de grafieken maar weergegeven worden tot 120mmHg. Dit omdat deze druk de
maximale bloeddruk is in normale omstandigheden.
Figuur 6.1: Positie drukprobe (statisch)
6.1.1
6.1.1.1
Gezond model
Distensibiliteit
referentie
met 1
met 2
met 3
met 4
met 5
met 6
met 7
met 8
met 9
met 10
gemiddelde
eerste meting
P (mmHg) d (mm)
0
22,2
12,31234
22,1
30,55048
23
45,77488
23
60,5821
23,9
75,41696
24,1
89,45816
24,6
106,2478
24,8
119,6732
25,4
133,9768
25,8
149,599
26,4
A (mm²)
387,0756
383,5963
415,4756
415,4756
448,6273
456,1671
475,2916
483,0513
506,7075
522,7924
547,3911
D (1/mmHg)
-0,0007301
0,00240162
0,00160286
0,00262482
0,00236679
0,0025476
0,0023337
0,00258258
0,00261703
0,00276854
0,00253034
tweede meting
P (mmHg) d (mm)
0
22,2
12,07395
22,7
28,72203
22,8
46,34806
23,2
60,29753
23,8
75,02471
24,1
90,47652
24,5
105,628
24,8
120,2535
25,2
135,212
25,7
148,8305
26,4
A (mm²) D (1/mmHg)
387,0756
404,7078 0,00377278
408,2814
0,0019074
422,7327 0,00198755
444,8809 0,00247669
456,1671 0,00237916
471,4352 0,00240881
483,0513
0,0023474
498,7592 0,00239936
518,7476 0,00251584
547,3911 0,00278284
0,00247287
Tabel 6.1: Resultaten statische meting (GM)
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 50
6.1.1.2
∆A i.f.v. P
Grafiek 6.1: Vergelijking A i.f.v. P (GM)
6.1.2
6.1.2.1
Model hersteld van COA
Distensibiliteit
referentie
met 1
met 2
met 3
met 4
met 5
met 6
met 7
met 8
met 9
met 10
gemiddelde
eerste meting
P (mmHg) d (mm)
0
22,2
10,8062
21,1
29,39506
22,2
45,67209
22,8
61,3077
23,3
76,08949
23
91,63242
23,6
104,9002
24,5
119,7912
24,5
136,3246
24,7
150,6605
25,7
A (mm²)
387,0756
349,6671
387,0756
408,2814
426,3848
415,4756
437,4354
471,4352
471,4352
479,1636
518,7476
D (1/mmHg)
-0,0089434
0
0,00119952
0,00165647
0,00096427
0,00141984
0,0020776
0,00181934
0,00174515
0,00225787
0,00174368
tweede meting
P (mmHg) d (mm)
0
22,2
12,25256
21,8
29,50837
22,3
44,47098
22,3
59,53381
23
75,50189
23,4
89,69499
23,8
105,1206
24,3
118,6662
24,8
135,1814
24,9
149,4463
25,4
A (mm²)
387,0756
373,2526
390,5707
390,5707
415,4756
430,0526
444,8809
463,7698
483,0513
486,9547
506,7075
D (1/mmHg)
-0,0029146
0,00030599
0,00020304
0,00123242
0,00147056
0,00166496
0,00188486
0,00208948
0,00190881
0,00206807
0,00184779
Tabel 6.2: Resultaten statische meting (GM)
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 51
6.1.2.2
∆A i.f.v. P
Grafiek 6.2: Vergelijking ∆A i.f.v. P (COA)
Grafiek 6.3: Vergelijking ∆A i.f.v. P tussen beide modellen
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 52
6.2 Dynamische meting
In 6.2.1 en 6.2.2 worden de drukvallen en maximale drukken teruggevonden samen met de
ontbinding van de golven in hun voorwaartse en achterwaartse component. Deze ontbinding
van P en U wordt per model en slagvolume weergegeven in een grafiek over een tijdsspanne
van 1,25s. Aangevuld met een bepaling van de intensiteit, bekomen uit dP en dU. Om het
verschil aan te tonen worden bij het GM zowel de ongefilterde als de gefilterde
intensiteitgrafiek weergegeven, maar bij COA wordt de ongefilterde weggelaten. Aangezien
gewerkt wordt met een CI van 0,5, zijn de snelheidsmetingen distaal van de vernauwing
minder belangrijk. Vooral de reflectie aan de ingang van de vernauwing zal een grote rol
spelen in de belasting van het hart. Daarom worden voor de golfontbinding enkel de resultaten
proximaal van de vernauwing verwerkt.
In 6.2.3 worden de twee modellen vergeleken in een samengestelde grafiek en tabel. Op die
manier kan het verschil beter aangetoond worden tussen de twee gevallen.
Dit hoofdstuk eindigt met de extra meting in 6.2.4, waarbij gemeten wordt bij hogere
drukken. Zoals alreeds vermeld zijn deze resultaten puur indicatief, aangezien deze metingen
veel minder nauwkeurig uitgevoerd werden.
Figuur 6.2: Positie drukprobes (dynamisch)
6.2.1
6.2.1.1
Gezond model
Drukvallen en maxima
Slagvolume Pproxmax (mmHg) Pdistmax (mmHg) ∆Pmax (mmHg) ∆Pgem (mmHg)
40cc
33,752
32,816
1,340
0,905
50cc
40,132
39,227
1,171
0,699
60cc
46,702
46,314
1,113
0,640
Tabel 6.3: Drukvallen en maxima (GM)
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 53
6.2.1.2

Voorwaartse en achterwaartse golf
40cc
Grafiek 6.4: Drukgolven 40cc (GM)
Grafiek 6.5: Snelheidsgolven 40cc (GM)
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 54
Grafiek 6.6: Intensiteit 40cc ongefilterd (GM)
Grafiek 6.7: Intensiteit 40cc gefilterd (GM)
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 55

50cc
Grafiek 6.8: Drukgolven 50cc (GM)
Grafiek 6.9: Snelheidsgolven 50cc (GM)
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 56
Grafiek 6.10: Intensiteit 50cc ongefilterd (GM)
Grafiek 6.11: Intensiteit 50cc gefilterd (GM)
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 57

60cc
Grafiek 6.12: Drukgolven 60cc (GM)
Grafiek 6.13: Snelheidsgolven 60cc (GM)
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 58
Grafiek 6.14: Intensiteit 60cc ongefilterd (GM)
Grafiek 6.15: Intensiteit 60cc gefilterd (GM)
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 59
6.2.2
6.2.2.1
Model hersteld van COA
Drukvallen en maxima
Slagvolume Pproxmax (mmHg) Pdistmax (mmHg) ∆Pmax (mmHg) ∆Pgem (mmHg)
40cc
38,433
35,836
3,147
1,932
50cc
46,830
43,836
3,764
2,324
60cc
54,182
51,374
3,316
1,972
Tabel 6.4: Drukvallen en maxima (COA)
6.2.2.2

Voorwaartse en achterwaartse golf
40cc
Grafiek 6.16: Drukgolven 40cc (COA)
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 60
Grafiek 6.17: Snelheidsgolven 40cc (COA)
Grafiek 6.18: Intensiteit 40cc gefilterd (COA)
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 61

50cc
Grafiek 6.19: Drukgolven 50cc (COA)
Grafiek 6.20: Snelheidsgolven 50cc (COA)
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 62
Grafiek 6.21: Intensiteit 50cc gefilterd (COA)

60cc
Grafiek 6.22: Drukgolven 60cc (COA)
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 63
Grafiek 6.23: Snelheidsgolven 60cc (COA)
Grafiek 6.24: Intensiteit 60cc gefilterd (COA)
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 64
6.2.3

Vergelijking COA-GM
40cc
Grafiek 6.25: Drukgolvenvergelijking 40cc
Grafiek 6.26: Snelheidgolvenvergelijking 40cc
Model
COA
GM
P (mmHg) P+ (mmHg) P- (mmHg) U (m/s) U+ (m/s) U- (m/s)
38,433
29,096
9,484
0,156
0,232
-0,098
33,564
26,604
7,027
0,198
0,272
-0,097
Tabel 6.5: Maximale waarden 40cc
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 65

50cc
Grafiek 6.27: Drukgolvenvergelijking 50cc
Grafiek 6.28: Snelheidgolvenvergelijking 50cc
Model
COA
GM
P (mmHg) P+ (mmHg) P- (mmHg) U (m/s) U+ (m/s) U- (m/s)
46,730
34,581
12,347
0,176
0,307
-0,145
40,116
32,157
7,974
0,223
0,302
-0,086
Tabel 6.6: Maximale waarden 50cc
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 66

60cc
Grafiek 6.29: Drukgolvenvergelijking 60cc
Grafiek 6.30: Snelheidgolvenvergelijking 60cc
Model
COA
GM
P (mmHg) P+ (mmHg) P- (mmHg) U (m/s) U+ (m/s) U- (m/s)
54,113
40,129
14,425
0,209
0,347
-0,164
46,642
36,690
10,463
0,249
0,368
-0,125
Tabel 6.7: Maximale waarden 60cc
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 67
6.2.4
Extra meting
Slagvolume
40cc
50cc
60cc
∆Pmax (mmHg) ∆Pgem (mmHg) Pproxmax (mmHg) Pdistmax (mmHg)
-2,627
-3,133
99,144
102,423
-2,920
-3,410
128,645
132,565
-2,505
-3,224
159,070
162,858
Tabel 6.8: Drukvallen en maxima bij overdreven omstandigheden (GM)
Slagvolume
40cc
50cc
60cc
∆Pmax (mmHg) ∆Pgem (mmHg) Pproxmax (mmHg) Pdistmax (mmHg)
47,484
28,978
111,471
67,978
63,360
42,798
136,789
78,113
81,832
51,399
187,354
112,537
Tabel 6.9: Drukvallen en maxima bij overdreven omstandigheden (COA)
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 68
7
Analyse
7.1 Voorstudie numerieke resultaten (Taelman, 2014)
7.1.1
Inleiding
In hoofdstuk 3 werd de methodiek van de numerieke studie, uitgevoerd door Liesbeth
Taelman, kort beschreven. De relevante resultaten worden hieronder besproken, zodat deze
als basis kunnen dienen voor de analyse van de experimentele studie.
7.1.2
Resultaten
In deze thesis wordt het worst case scenario onderzocht,nl. een aorta hersteld van COA met
een stijve zone en een overblijvende vernauwing met een CI=0,5. Het zijn dan ook enkel de
numerieke resultaten van dit geval die besproken zullen worden. Eerst wordt de proximale
drukverandering besproken, gevolgd door de drukval en er wordt geëindigd met het in beeld
brengen van de golven en hun componenten.
7.1.2.1
Proximale druk
In de onderstaande grafiek is duidelijk te zien dat de proximale druk stijgt met ongeveer
50mmHg t.o.v. de referentie (blauwe curve), als gevolg van de afwijking (groene curve). Het
is voornamelijk de vernauwing die hier toe bijdraagt, aangezien deze zorgt voor grote
reflectiegolven (zie verder). Dit is te zien aan het kleine verschil tussen de rode, zwarte en
groene curve, die de gevallen weergeven met een E (van de stijve zone) respectievelijk 1x, 5x
en 20x de elasticiteitsmodulus van een gezonde aorta (
).
Grafiek 7.1: Proximaal drukverloop (bron: Taelman, 2014)
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 69
7.1.2.2
Drukval
In normale omstandigheden bedraagt de drukval tussen de stijgende en de dalende aorta
maximaal 0,8mmHg. Deze drukval ontstaat niet enkel door wrijving en de bocht van de
aortaboog, maar ook door het gradueel verkleinen van de dalende aorta, waardoor een deel
van de energie omgezet wordt in het gecontroleerd versnellen van de vloeistof. Bij een
onstabiele versnelling wordt deze energie plots omgezet, met een grote drukval als gevolg,
weergegeven in de onderstaande grafieken. Opnieuw wordt geconcludeerd dat het
hoofdzakelijk de vernauwing is die aan de oorsprong ligt van dit fenomeen (Grafiek 7.2
rechts). Door de grote vernauwing moet de vloeistof bij een constant debiet versnellen. Hoe
ernstiger de CI, hoe groter de acceleratie, hoe groter de drukval. In de linker grafiek, de
gemiddelde drukval
, is te zien dat bij het naderen van de vernauwing een plotse
drukval ontstaat gevolgd door een drukherstel. Dit drukherstel is niets meer dan een
energieomzetting van kinetische energie naar druk door het vertragen van de vloeistof verder
in de dalende aorta. In de rechter grafiek wordt de maximale drukval
weergegeven.
Dit is het grootste drukverschil dat kan gemeten worden tussen stijgende en dalende aorta.
Grafiek 7.2: Links, Gemiddelde drukval – Rechts, Maximale drukval (bron: Taelman,2014)
7.1.2.3
Reflecties
Bij een gezonde aorta treden er reflecties op ter hoogte van de aftakkingen op de boog en de
distale vertakkingen. In systole ontstaat een grote voorwaartse golf (FCW 1), waarna een
kleine reflectiegolf (BCW 1) ontstaat die in diastole arriveert. Deze zal op zijn beurt
reflecteren en een nieuwe voorwaartse golf (FCW 2) vormen. Als het hart ontspant, ontstaat
er een derde voorwaartse golf (FEW 1) die voortkomt uit de bufferfunctie van de aorta. Dit is
te zien in het linker gedeelte van Grafiek 7.3.
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 70
Als er nog een extra vernauwing aanwezig is, zoals bij COA, valt meteen op dat de
reflectiegolf veel groter is en veel vroeger reflecteert. Deze zal zich dus snel naar het hart
begeven en daar terug reflecteren als een tweede voorwaartse golf, met als gevolg dat de druk,
proximaal van de vernauwing, toeneemt. Dit proces herhaalt zich
FCW1=>BCW1=>FCW2=>BCW2=>FCW3=>…), totdat de amplitudes van de golven bijna
niet meer te zien zijn. Zoals bij de gezonde aorta ontstaan hier ook voorwaartse golven bij het
ontspannen van het hart. Dit is te zien in het rechter gedeelte van Grafiek 7.3.
De onderste grafieken tonen hetzelfde verhaal aan de hand van de intensiteit. Elke piek stelt
een voorwaartse of achterwaartse golf voor. De volgende formules zijn hierbij belangrijk:
met
en
respectievelijk de positieve en negatieve netto golfintensiteit genomen over
een interval van 4ms.
De intensiteit is sterk afhankelijk van het tijdsinterval. Hoe groter het tijdsinterval, hoe groter
dP en dU zullen zijn, hoe groter de intensiteit zal zijn. Dit wordt opgelost met de volgende
dP dU
formule: dI' 
dt dt
A.d.h.v. alle pieken kan worden bepaald welke golven voorkomen en op welke momenten ze
voorkomen.

Grafiek 7.3: Invloed van een lokale vernauwing en stijvere zone op de golven (bron: Taelman, 2014)
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 71
7.2 Elastische eigenschappen
Met de resultaten, gevonden in 6.1, kan geconcludeerd worden dat beide modellen zich stijver
gedragen dan een aorta. Voor de modellen ligt D rond de 2
, wat ongeveer de helft is
van de klinisch gevonden waardes voor de aorta (Figuur 7.1). Er kan besloten worden dat de
modellen zich te stijf gedragen, maar de realiteit wel benaderen.
Figuur 7.1: Klinische gegevens D (bron: Baeck et al., 2012)
Tussen de modellen onderling bestaat er een verschil in mechanische eigenschappen. D van
het COA model is 0,7
kleiner dan deze van het GM (Tabel 6.1. en Tabel 6.2). Ook
in Grafiek 6.3 kan opgemerkt worden dat de inwendige oppervlakte bij een bepaalde druk het
kleinst is bij het COA model. Bij 50
bijvoorbeeld is de volumeverandering 30 en
50mm² (respectievelijk COA en GM), wat bijna het dubbele is. Er is een duidelijk verschil te
merken tussen beide modellen, dus zal er zeer voorzichtig moeten omgesprongen worden met
de interpretatie van de dynamische resultaten.
7.3 Dynamische resultaten
Zoals voorheen al werd opgemerkt, zijn de drukken (10-55mmHg) relatief klein in
vergelijking met de bloeddruk 80-120mmHg. Dit heeft als gevolg dat de effecten van COA
minder uitgesproken zijn in de bekomen grafieken. Samen met het verschil in mechanische
eigenschappen maakt dit het zeer moeilijk om correcte conclusies te trekken en er wordt dan
ook kritisch te werk gegaan. Een tweede opmerking is de kleine piek die te zien is in de
drukgolf in diastole (bv. Grafiek 6.12). Om een bepaald drukniveau in het model te
verkrijgen werd de uitgang van de dalende aorta vernauwd. Deze vernauwing zorgt voor
reflecties die de stijgende aorta pas in diastole bereiken, daar reflecteren ze terug en zorgen
voor een hogere druk, de tweede piek. Hoe groter de vernauwing, hoe hoger de piek zal
liggen. Dit is ook een factor waarmee rekening dient gehouden te worden.
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 72
7.3.1
Reflectiegolven
De reflectiegolven zijn een belangrijk gegeven voor het bestuderen van COA en de bijhorende
medische ingrepen. Daarom worden in de komende paragrafen achtereenvolgens de
drukgolven, snelheidsgolven en de intensiteit besproken.
7.3.1.1
Drukgolven
Het aandeel van de achterwaartse drukgolf in het volledige drukverloop is een belangrijke
parameter. Er kan worden gezien dat de reflectiegolven een groter aandeel hebben in de
volledige drukgolf met verschillen van 2,5-4,4 en 4mmHg bij respectievelijk 40cc, 50cc en
60cc (Tabel 6.5,Tabel 6.6 en Tabel 6.7). Daarnaast valt in Grafiek 6.27 en Grafiek 6.29 ook
op dat de negatieve COA drukcomponent (groene curve) vroeger begint te stijgen dan de
negatieve GM drukcomponent (paarse curve). Deze twee bevindingen kunnen erop duiden dat
de reflectiegolf de stijgende aorta sneller bereikt, in het geval van COA, en zo de druk
verhoogt in systole.
Bij de drie slagvolumes valt onmiddellijk op dat de proximale druk tijdens systole hoger ligt
bij het COA model, wat kan worden verklaard door de bovenstaande bevindingen. De
verschillen zijn 4,5-6,6 en 7,5mmHg respectievelijk bij 40cc,50cc en 60cc (Tabel 6.5,Tabel
6.6 en Tabel 6.7). Bij 60cc is een verschil van 7,5mmHg wel opmerkelijk in verhouding met
de grootte van de drukken, waaruit besloten wordt dat dit grotendeels het effect is van de
vernauwing en in mindere mate van het verschil in mechanische eigenschappen.
7.3.1.2
Snelheidsgolven
De negatieve snelheidscomponent geeft weer met welke snelheid de golf zich verplaatst en
hoe snel deze dus de stijgende aorta bereikt. Bij 50cc en 60cc verplaatst de golf, in het geval
van COA, zich 1,7 respectievelijk 1,3 keer sneller (bepaald tussen de twee pieken). Zoals bij
het drukverloop begint de snelheid ook vroeger te stijgen. Hieruit wordt dezelfde conclusie
getrokken als in de vorige paragraaf. De golf bij COA propageert zich sneller en vroeger
richting het hart en helpt daarom mee aan een drukstijging proximaal van de vernauwing.
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 73
7.3.1.3
Intensiteit
Door de intensiteit weer te geven in een curve kunnen de voorwaartse en achterwaartse
golven duidelijk aangegeven worden. Een positieve piek in de intensiteit geeft een
voorwaartse golf weer en een negatieve een achterwaartse (reflectiegolf).
Ondanks de grilligheid van de intensiteitcurven, kan er toch een bepaald patroon herkend
worden. Bij een gezonde aorta is het patroon een opeenvolging van een voorwaartse
contractiegolf (FCW 1), een achterwaartse reflectiegolf in late systole (BCW 1), direct
gevolgd door een tweede voorwaartse contractiegolf (reflectie van de achterwaartse FCW 2),
eindigend met een voorwaartse expansiegolf (FEW 1) bij ontspannen van het hart
(Taelman,2014). Dit patroon is ook terug te vinden in Grafiek 6.7, Grafiek 6.11 en Grafiek
6.15, de gefilterde intensiteitgrafieken van het GM. Dit wordt het best verduidelijkt in Grafiek
7.4.
Grafiek 7.4: Bepaling golven a.d.h.v. intensiteit (GM 60cc)
Een aorta met een vernauwing heeft ook een dergelijk patroon, maar hier wordt de
opeenvolging van een voorwaartse contractiegolf en een reflectiegolf meerdere malen
herhaald (Taelman, 2014). Deze zone is ook te zien in de intensiteitgrafiek van het COA
model:Grafiek 6.18, Grafiek 6.21 en Grafiek 6.24. Deze zone is het duidelijkst te zien op
Grafiek 7.5.
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 74
Grafiek 7.5: Bepaling golven a.d.h.v. intensiteit (COA 60cc)
De ruis zone is een opeenvolging van voorwaartse en achterwaartse golven,
hoogstwaarschijnlijk als gevolg van de vernauwing aan de dalende aorta, zoals beschreven in
de inleiding van deel 7.3. Pas na deze zone, wanneer het systeem zich volledig in diastole
bevindt, kunnen de voorwaartse expansiegolven waargenomen worden, zoals aangegeven
wordt in de bovenstaande grafieken.
7.3.2
Drukvallen
In Tabel 6.3 en Tabel 6.4 kunnen de gemiddelde drukvallen over de COA afgelezen worden.
Bij het GM blijft deze drukval onder de 1
. Het is normaal dat er ook een kleine
drukval waargenomen wordt, aangezien de aorta voorbij de boog gradueel vernauwt. Bij het
COA model ligt de drukval rond de 2
, wat een te klein verschil is om met zekerheid
te zeggen dat dit het gevolg is van de vernauwing. Het enige wat kan besloten worden is dat
de druk proximaal toeneemt als gevolg van de vernauwing, zoals al vermeld werd in paragraaf
7.3.1.1.
Omdat hier moeilijk een besluit uit te trekken valt, werd er een tweede meting uitgevoerd bij
overdreven omstandigheden. Hiervoor werd de doorgang voorbij de dalende aorta kleiner
gemaakt, waardoor de weerstand distaal stijgt en werd ook de COA overdreven, zoals
beschreven in paragraaf 5.3.2.3. De resultaten hiervan zijn te vinden in Tabel 6.8 en Tabel
6.9. Merk op dat de drukvallen in Tabel 6.8 negatief zijn.
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 75
Een logische verklaring hiervoor is de vernauwing voorbij de dalende aorta (inleiding deel
7.3) , waarvan de reflectiegolven het distale gedeelte van de dalende aorta sneller bereiken.
Om die reden kan het voorkomen dat de druk distaal hoger is dan proximaal met een negatief
drukverschil als gevolg. De exacte waarden zijn hier niet zo relevant, aangezien deze
metingen niet nauwkeurig genoeg werden uitgevoerd. Er kan wel opgemerkt worden dat de
drukval bij het gezonde model enkele
bedraagt, terwijl het bij het COA model over
tientallen
gaat. Hieruit kan opgemaakt worden, dat de vernauwing toch een zware
drukval veroorzaakt.
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 76
8
Conclusie
De resultaten bekomen in deze thesis tonen aan dat een aorta hersteld van coarctatie, met een
stijve zone en een overblijvende vernauwing (CI = 0,5), een invloed heeft op het
hemodynamisch gedrag en de hartbelasting. Als gevolg van reflectie aan de vernauwing, zal
de druk proximaal van de COA-zone toenemen. Door de plotse versnelling van de
bloedstroom ter hoogte van de vernauwing wordt een deel van de energie omgezet naar
kinetische energie, waardoor een drukval kan waargenomen worden over de COA-zone. Of
deze drukval zich achteraf herstelt kan niet bepaald worden, aangezien geen metingen gedaan
werden verder in de dalende aorta. Er kan dus gesteld worden dat in deze situatie, na herstel
van COA, nog steeds hypertensie te zien is proximaal van de vernauwing en een verzwakte
bloedstroom distaal. Wat een aanleiding kan zijn tot andere hartaandoeningen en de effecten
beschreven in paragraaf 2.1.2. Er moet wel opgemerkt worden dat er geen uitspraak gedaan
kan worden over de groottes van de proximale drukstijging en de drukval, omdat de metingen
uitgevoerd zijn bij veel lagere drukken dan de werkelijke bloeddruk en wegens het verschil in
mechanische eigenschappen tussen beide modellen, kunnen de resultaten licht afwijken.
Hierdoor kan de ernst van deze specifieke situatie niet in kaart gebracht worden.
Zelfs na een medische ingreep is het mogelijk dat de herstelde zone nog hinder veroorzaakt.
Een goede opvolging van de patiënt is dus noodzakelijk.
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 77
9
Nabeschouwing
De testopstelling en de meetmethodes werden zodanig gekozen, dat de resultaten nauwkeurig
en realistisch zijn. Gedurende het proces is gebleken dat sommige aanpassingen en
veranderingen zouden leiden tot exactere gegevens, waaruit meer concrete besluiten zouden
kunnen worden getrokken.
Er werd gestreefd naar waarheidsgetrouwe modellen, maar de resultaten van de dip en drip
methode zijn minder nauwkeurig dan bijvoorbeeld het HeartPrintFlex proces. Daarom zou er
gezocht moeten worden naar een verbetering van het HeartPrintFlex kunststofmateriaal dat
meer scheurvast is en verwerkbaar door een polyjet 3D-printer. Daarnaast is het aangeraden
de lengte van de aftakkingen en de dalende aorta te vergroten, zodat de invloed van de stijve
connectiebuisjes (van de ophangbak) op de druk en snelheidsmetingen kleiner wordt.
Om de realiteit beter te benaderen, zouden de randvoorwaarden exacter moeten bepaald
worden. Zo kunnen a.d.h.v. data van patiënten de debieten worden bepaald door de
aftakkingen en de dalende aorta. In de testopstelling kan dan gestreefd worden naar deze
debieten, opgemeten met de ultrasoundmachine, door het meer/minder vastdraaien van de
klemmen. De klem voorbij de dalende aorta zou verder moeten geplaatst worden, zodat er
wel drukken tot 120 mmHg bekomen kunnen worden zonder dat de reflecties ter hoogte van
de klem een grote invloed hebben op de metingen.
Dit zijn verbeteringspunten die gebruikt kunnen worden bij mogelijks experimenteel
onderzoek in de toekomst zodat het effect van herstelde COA exacter in kaart kan gebracht
worden.
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 78
Lijst met figuren, tabellen en grafieken
Figuren
Figuur 2.1: Gezonde aorta (bron: http://www.theodora.com/anatomy/the_aorta.html) .......................... 9
Figuur 2.2: Windketeleffect (bron: Hemodynamics: hydraulic filters, flow and blood pressure)......... 10
Figuur 2.3: COA (bron:
http://my.clevelandclinic.org/heart/disorders/congenital/coarctation_of_the_aorta.aspx) .................... 10
Figuur 2.4: Links, reflectiegolf elastisch->stijf – Midden, reflectiegolf stijf->elastisch – Rechts,
Superpositie beide golven (bron: Taelman et al.,2012) ...................................................................... 12
Figuur 2.5: Links, Matrijs lumen – Rechts, Matrijs lumen en buitenzijde uit ABS (bron: McGloughlin
et al., 2010) ............................................................................................................................................ 13
Figuur 2.6: Objet PolyJet Proces (bron: Cardon, 2013) ........................................................................ 14
Figuur 2.7: Links, Aluminium lumen – Rechts, Silicone model (bron: Tanné et al.,2009) .................. 15
Figuur 2.8: Links, D HeartprintFlex – Rechts, D TangoPlus (bron: Baeck et al.,2012 - Biglino et
al.,2013) ................................................................................................................................................. 17
Figuur 2.9: Klinische gegevens D (bron: Baeck et al.,2012) ................................................................ 17
Figuur 2.10: Fourier vs. Golffronten (bron: Parker,2009) ..................................................................... 18
Figuur 2.11: Verschillende gevallen (bron: Parker,2009) ..................................................................... 19
Figuur 2.12: PU-karakteristiek (bron: Parker,2009).............................................................................. 21
Figuur 3.1: HeartPrintFlex proces (bron: http://biomedical.materialise.com/heartprint-catalog) ......... 22
Figuur 3.2: Parameters verschillende gevallen (bron: Taelman, 2014) ................................................. 23
Figuur 3.3: Randvoorwaarden (bron: Taelman,2014) ........................................................................... 24
Figuur 4.1: Wanddiktes en materialen................................................................................................... 26
Figuur 4.2: Oorspronkelijk model ......................................................................................................... 26
Figuur 4.3: Links, Herstelde COA – Rechts, Gezond ........................................................................... 27
Figuur 4.4: Connectie ............................................................................................................................ 28
Figuur 4.5: Offset .................................................................................................................................. 28
Figuur 4.6: Connectie ............................................................................................................................ 29
Figuur 4.7: Stijvere zone ....................................................................................................................... 29
Figuur 4.8: HeartPrintFlex model ......................................................................................................... 29
Figuur 4.9: mal gezonde aorta ............................................................................................................... 30
Figuur 4.10: Links en midden, Aftakkingen – Rechts, Silicone model gezonde aorta ......................... 31
Figuur 4.11: Mal herstelde COA ........................................................................................................... 32
Figuur 4.12: Halve cilinders .................................................................................................................. 32
Figuur 4.13: Links, Rigide zone – Rechts, Rigide zone met knoop ...................................................... 32
Figuur 4.14: Ophangbak ........................................................................................................................ 33
Figuur 5.1: Testopstelling...................................................................................................................... 34
Figuur 5.2: Schematische voorstelling testopstelling ............................................................................ 34
Figuur 5.3: Harvard Apparatus pulserende pomp ................................................................................. 35
Figuur 5.4: Windketel............................................................................................................................ 36
Figuur 5.5: Links, Overloopvat dalende aorta – Midden, Overloopvaten aftakkingen – Rechts,
Collectorvat ........................................................................................................................................... 36
Figuur 5.6: Klem ................................................................................................................................... 37
Figuur 5.7: Links, Opgemeten signalen – Rechts, Plaatsing drukprobes .............................................. 37
Figuur 5.8: Links, Vloeistofkolom – Midden, Markering – Rechts, Toegang sensoren ....................... 39
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 79
Figuur 5.9: Echocardiografie silicone model ........................................................................................ 39
Figuur 5.10: Links, Vivid 7 Dimension- Rechts, Ultrasoundprobe....................................................... 40
Figuur 5.11: Ultrasoundbeeld ................................................................................................................ 41
Figuur 5.12: Links, Vloeistofkolom – Rechts, Toevoegen water .......................................................... 42
Figuur 5.13: Positie drukprobe (statisch) .............................................................................................. 42
Figuur 5.14: Binnendiameter ................................................................................................................. 43
Figuur 5.15: Positie drukprobes (dynamisch) ....................................................................................... 44
Figuur 5.16: Links, Startpunt drukprofiel – Rechts, Startpunt snelheidsprofiel .................................... 45
Figuur 5.17: Extra vernauwing .............................................................................................................. 45
Figuur 5.18: Boven, Normaal beeld – Midden, Zwart-witbeeld – Onder, Snelheidsverloop................ 46
Figuur 5.19: Defecten HeartPrintFlex model (1) .................................................................................. 49
Figuur 5.20: Defecten HeartPrintFlex model (2) .................................................................................. 49
Figuur 6.1: Positie drukprobe (statisch) ................................................................................................ 50
Figuur 6.2: Positie drukprobes (dynamisch) ......................................................................................... 53
Figuur 7.1: Klinische gegevens D (bron: Baeck et al., 2012) ............................................................... 72
Tabellen
Tabel 4.1: Straal aftakkingen, inlaat en uitlaat ...................................................................................... 27
Tabel 4.2: Inwendige straal bloedvaten ................................................................................................. 31
Tabel 5.1: P i.f.v. V kalibratie ............................................................................................................... 38
Tabel 5.2: P en U i.f.v. t ........................................................................................................................ 47
Tabel 5.3: dP’s en dU’s i.f.v. tijd .......................................................................................................... 48
Tabel 5.4: P, U en dI i.f.v. t (2) ............................................................................................................. 48
Tabel 6.1: Resultaten statische meting (GM) ........................................................................................ 50
Tabel 6.2: Resultaten statische meting (GM) ........................................................................................ 51
Tabel 6.3: Drukvallen en maxima (GM) ............................................................................................... 53
Tabel 6.4: Drukvallen en maxima (COA) ............................................................................................. 60
Tabel 6.5: Maximale waarden 40cc....................................................................................................... 65
Tabel 6.6: Maximale waarden 50cc....................................................................................................... 66
Tabel 6.7: Maximale waarden 60cc....................................................................................................... 67
Tabel 6.8: Drukvallen en maxima bij overdreven omstandigheden (GM) ............................................ 68
Tabel 6.9: Drukvallen en maxima bij overdreven omstandigheden (COA) .......................................... 68
Grafieken
Grafiek 5.1: P-V curve kalibratie .......................................................................................................... 38
Grafiek 6.1: Vergelijking A i.f.v. P (GM)........................................................................................... 51
Grafiek 6.2: Vergelijking ∆A i.f.v. P (COA) ........................................................................................ 52
Grafiek 6.3: Vergelijking ∆A i.f.v. P tussen beide modellen ................................................................ 52
Grafiek 6.4: Drukgolven 40cc (GM) ..................................................................................................... 54
Grafiek 6.5: Snelheidsgolven 40cc (GM) .............................................................................................. 54
Grafiek 6.6: Intensiteit 40cc ongefilterd (GM)...................................................................................... 55
Grafiek 6.7: Intensiteit 40cc gefilterd (GM).......................................................................................... 55
Grafiek 6.8: Drukgolven 50cc (GM) ..................................................................................................... 56
Grafiek 6.9: Snelheidsgolven 50cc (GM) .............................................................................................. 56
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 80
Grafiek 6.10: Intensiteit 50cc ongefilterd (GM).................................................................................... 57
Grafiek 6.11: Intensiteit 50cc gefilterd (GM) ........................................................................................ 57
Grafiek 6.12: Drukgolven 60cc (GM) ................................................................................................... 58
Grafiek 6.13: Snelheidsgolven 60cc (GM) ............................................................................................ 58
Grafiek 6.14: Intensiteit 60cc ongefilterd (GM) .................................................................................... 59
Grafiek 6.15: Intensiteit 60cc gefilterd (GM) ........................................................................................ 59
Grafiek 6.16: Drukgolven 40cc (COA) ................................................................................................. 60
Grafiek 6.17: Snelheidsgolven 40cc (COA) .......................................................................................... 61
Grafiek 6.18: Intensiteit 40cc gefilterd (COA) ...................................................................................... 61
Grafiek 6.19: Drukgolven 50cc (COA) ................................................................................................. 62
Grafiek 6.20: Snelheidsgolven 50cc (COA) .......................................................................................... 62
Grafiek 6.21: Intensiteit 50cc gefilterd (COA) ...................................................................................... 63
Grafiek 6.22: Drukgolven 60cc (COA) ................................................................................................. 63
Grafiek 6.23: Snelheidsgolven 60cc (COA) .......................................................................................... 64
Grafiek 6.24: Intensiteit 60cc gefilterd (COA) ...................................................................................... 64
Grafiek 6.25: Drukgolvenvergelijking 40cc .......................................................................................... 65
Grafiek 6.26: Snelheidgolvenvergelijking 40cc .................................................................................... 65
Grafiek 6.27: Drukgolvenvergelijking 50cc .......................................................................................... 66
Grafiek 6.28: Snelheidgolvenvergelijking 50cc .................................................................................... 66
Grafiek 6.29: Drukgolvenvergelijking 60cc .......................................................................................... 67
Grafiek 6.30: Snelheidgolvenvergelijking 60cc .................................................................................... 67
Grafiek 7.1: Proximaal drukverloop (bron: Taelman, 2014) ................................................................. 69
Grafiek 7.2: Links, Gemiddelde drukval – Rechts, Maximale drukval (bron: Taelman,2014) ............. 70
Grafiek 7.3: Invloed van een lokale vernauwing en stijvere zone op de golven (bron: Taelman, 2014)
............................................................................................................................................................... 71
Grafiek 7.4: Bepaling golven a.d.h.v. intensiteit (GM 60cc) ................................................................ 74
Grafiek 7.5: Bepaling golven a.d.h.v. intensiteit (COA 60cc) .............................................................. 75
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 81
Referentielijst


Baeck, K., Lopes, P. & Verschueren, P. (2012). Material characterization of
HeartPrint models and comparison with arterial tissue properties. Geraadpleegd op 19
september 2013 via http://biomedical.materialise.com/white-papers
Biglino, G., Verschueren, P., Zegels, R., Taylor, AM. & Schievano, S. (2013). Rapid
prototyping compliant arterial phantoms for in-vitro studies and device testing.
Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance, volume 15, issue 2

Cardon, L. (2013). Prototyping and product design syllabus . Universiteit Gent,
Departement Industriële Wetenschappen

Coarctatio Aortae geraadpleegd op 14 januari 2014 via
http://www.hartenvaatgroep.nl/medische-informatie/hartziekten/aangeborenhartafwijking/coarctatio-aortae.html

Coogan, J.S., Pak Chan, F., Taylor, C.A. & Feinstein, J.A. (2011). Computational
fluid dynamic simulations of aortic coarctation comparing the effects of surgical- and
stent-based treatments on aortic compliance and ventricular workload. Catheterization
and Cardiovascular Interventions, volume 77, issue 5, pp. 680-691

Ductus arteriosus geraadpleegd op 14 januari 2014 via
http://nl.wikipedia.org/wiki/Ductus_arteriosus

Echografie geraadpleegd op 9 augustus 2014 via
http://nl.wikipedia.org/wiki/Echografie

Hemodynamics: hydraulic filters, flow and blood pressure geraadpleegd op 15 januari
2014 via
http://college.holycross.edu/faculty/kprestwi/physiology/phys_class_notes/Phys_Lect
5_ Circulation/Phys_Lect5_Circulation_PDF/Phys06_06_Arteries&CardiacWork.pdf

Jenkins, N.P. & Ward, C. (1999). Coarctation of the aorta: natural history and
outcome after surgical treatment. QJM, volume 92, issue 7, pp. 365-371

Keshavarz-Motamed, Z. (2011). Flow dynamics in human aorta with coexisting
models of bicuspid aortic stenosis and coarctation of the aorta Thesis. Concordia
University, Departement Mechanical and Industrial Engineering

McGloughlin, T.M., Corbett, T.J., Doyle, B.J., Callanan, A. & Walsh, M.T. (2010).
Engineering silicone rubbers for in vitro studie: creating AAA models and ILT
analogues with physiological properties. Journal of Biomechanical Engineering,
volume 132, issue 1

Parker, K.H. (2009). An introduction to wave intensity analysis. Medical &
Biological Engineering & Computing, volume 47, issue 2, pp.175-188
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 82

Rekstrookje geraadpleegd op 9 augustus 2014 via
http://nl.wikipedia.org/wiki/Rekstrookje

Segers, P. (1997). Biomechanische modellering van het arterieel system voor de nietinvasieve bepaling van de arteriole compliantie [proefschrift]. Universiteit Gent,
Faculteit Toegepaste Wetenschappen

Taelman, L. (2014). Simulatie van vloeistof-structuurinteractie bij (herstelde) aorta
coarctatie [proefschrift]. Universiteit Gent, Faculteit Ingenieurswetenschappen en
Architectuur

Taelman, L., Bols, J.,Degroote, J., Muthurangu, V., Panzer, J., Swillens, A.,
Vierendeels, J. & Segers, P. (2012). Predicting the functional impact of residual
aortic coarctation lesions using fluid-structure interaction simulations.

Tanné, D., Bertrand, E., Kadem, L., Pibarot, P. & Rieu, R. (2010). Assessment of left
heart and pulmonary circulation flow dynamics by a new pulsed mock circulatory
system. Experiments in Fluids, volume 48, issue 5, pp. 837-850

Verhaaren, H., De Mey, S., Coomans, I., Segers, P., De Wolf, D., Matthys, D. &
Verdonck, P. (2001). Fixed region of nondistensibility after coarctation repair: In
vitro validation of its influence on doppler peak velocities. Journal of the American
Society of Echocardiography
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 83
Bijlage I
Experimentele Studie van (Herstelde) Aorta Coarctatie
Pagina 84

Figurenlijst (74 kB, 10 januari 2013)

Presentatie J.G. Grandjean, Complicaties na hartchirurgie

1. 1. A s 2. z Blauwe Sluis Aan de Noor steiger

Download het kamerstuk(PDF)

Nieuwsbrief COA 2014 06

artikel 51 sluispolder oost mrt2015 - Maassluis

Opgaven

6 Gemeenschappelijk met de x-as

vto 2014 – antwoorden voorronde

Antwoord op schriftelijke vraag - H Pelle (PvdA)