Development of an experimental protocol for the in vitro assessment of coronary perfusion after valve-in-valve interventions

INTRODUCTION The objective of this thesis was to study in-vitro the incidence of geometrical parameters of the aortic root on the coronary perfusion in Valve-in-Valve (VinV) interventions. In order to do that it was necessary to: i) develop a CAD physiological-like aortic root model, capable of housing surgical and transcatheter aortic valves; ii) realize the material model using a 3D printer; iii) integrate it in a systemic mock circulation loop and in a Coronary Impedance Simulator (CIS) previously developed; iv) run tests and acquire data on transvalvular pressure drop, regurgitation volume, effective orifice area and left/right coronary flow; v) analyze them and compare them to the clinical literature. To replicate a broad spectrum of clinical scenarios, six models with different critical geometries were realized and studied. MATERIALS AND METHODS Aortic valves Three different sizes (19, 21 and 23) of TrifectaTM, a surgical aortic valve bioprosthesis (SAVB) with externally mounted leaflets, were tested. VinV intervention was performed deploying a CoreValveTM EvolutTM transcatheter aortic valve (TAV) size 23 in SAVBs sized 19 and 21. CoreValveTM size 26 was tested in SAVB sized 23. Aortic root model design The model design had to meet the following requirements: physiological-like aortic root geometry, suitable SAVBs and TAVs housing, hydraulic seal and systemic mock circulation loop and CIS integrability. Physiological-like aortic root geometry The anatomical dimensions of our interest (Figure I) to study the risk of coronary obstruction were: the sinotubular junction diameter (STJD), the coronary ostia height (COH), and the sinus of Valsalva height and diameter (SOVH and SOVD). The mathematical relationships between these parameters and the aortic annulus diameter (AD) were taken from the study by Reul et al. [20] Starting from the available SAVBs AD (19, 21, 23), six different sets of parameters (Table I) were used to replicate a medium and a small geometry of the aortic root per AD. Suitable SAVBs and TAVs housing In order to place easily the SAVB in the right position of the aortic root, the model was divided into two components at the annulus level (Figure II). The upper component corresponds to the SOV and to the ascending aorta, while the lower part to the left ventricle outflow tract (LVOT). The ascending aorta and LVOT were designed as cylinders whose total height allowed the housing of the TAV stent. At the interface between the two components, a cylindrical housing dimensioned according to the sewing ring diameter of the SAVBs was realized. Below it, a marker ring was printed in a different material in order to facilitate the correct positioning of the TAV at the recommended depth of implantation. [18] Hydraulic seal Both the upper and the lower components were provided with a flange in order to connect them and to close the model, once inserted the valves. To guarantee the hydraulic seal a silicon disk was placed in between the two parts and the entire model was externally coated with an epoxide resin. Systemic mock circulation loop and CIS integrability In order to connect the AR model with the mock loop a cylindrical connection was realized both on the ventricular side and on the aortic side. Nearby these connections, two holes were realized in order to house two luer locks connectors as pressure ports to the transducers. For the integration with the CIS cylindrical conduits simulating coronary arteries inlets were realized on the left and right sinuses. Mock loop set-up The mock loop used (Figure III) was able to reproduce different hemodynamic conditions by changing the stroke volume, the heart rate and aortic pressure. On the ventricular side, the AR models were connected to a ventricular chamber, a closed chamber containing a fraction of the working fluid that is cyclically pressurized by a piston pump. The pulsatile pump is composed by a synchronous servo motor (MCS06C41, Lenze, Hameln, Germany) electrically controlled by a servo inverter (Servo 9322 EK, Lenze). [23] The ventricular chamber was in turn connected to a preload, a free surface reservoir that stood for the atrial compartment through a one-way service valve acting as the mitral valve. On the aortic side the AR models were connected to an afterload, modelled as a three-element Windkessel, that simulated the systemic hydraulic impedance. Downstream the afterload, the flow was directed back to the preload. Ventricular chamber The ventricular chamber was designed according to defined specific requirements on Fusion 360 and realized using a Ultimaker 3 3D printer. It consists of a main chamber and different connectors. The main chamber (Figure IV) is a hollow cube with three holes, one on the frontal face and the other two on the lateral ones, that allow the insertion of the preload connector and the afterload connector respectively. The coupling of the cubic chamber with the connectors was realized through cylindrical flanges housing within their thickness four bushings. The connection to the piston pump was realized through a hollow cylindrical flange raising directly from the top of the chamber. Both the preload connector and the afterload connector (Figure V) consist of a hollow cylinder to be inserted in the main chamber. To guarantee the hydraulic seal, a cylindrical housing for an O-Ring was made within their thickness. Inside the preload connector, a disk characterized by a radial pattern and equipped on its internal face with a flexible silicon disk was realized to simulate the mitral valve (Figure V). For both the connectors, the coupling with the chamber was obtained through a cylindrical flange, while the ones respectively with the preload and the afterload through conical extrusions ending in cylinders. To close the unused hole of the ventricular chamber, a cap provided with an O-Ring and with a cylindrical connection flange was drawn and realized (Figure V). Coronary Impedance Simulator The coronary arteries of the 3D-printed AR models were connected to a pre-existing CIS developed at Politecnico di Milano [23], whose conceptual scheme is shown in Figure VI. The system is able to simulate the right and left coronary circulation, each of them characterized by both a diastolic and a systolic branch with adjustable resistances. A custom software controls the switch between the branches by the use of pinch valves. The circuit of both right and left coronary circulation can be divided as follows: Inflow compartment: a tube connected to the aortic root coronary arteries. Delivery compartment: a tube ending in a bifurcated connector, which allows the fluid to split into the systolic and diastolic branches. Systolic/diastolic branches compartment two tubes (systolic/diastolic branches) whose resistance can be adjusted by the manual rotation of a screw. Pinch valve tubes compartment: two tubes inserted in a solenoid pinch valve S306-02 (SIRAI® Elettromeccanica, Italy), which alternatively blocks one tube and leaves the other pervious according to the cardiac phase. The pinch valve switching is driven by an electronic control circuit, whose algorithm is based on the piston pump velocity and the aortic flow signals. Outflow compartment: includes a bifurcated connector and a tube ending in an open-air reservoir. The fluid accumulating in the reservoir downstream the coronary circuit is then pushed back to the atrial reservoir by a peristaltic pump. The adjustable resistances were regulated in order to have a total resistance in each branch equal to the target value given by literature (Table II). [23] EXPERIMENTAL TESTS An ad hoc assembly protocol exploiting the thermoresponsive nature of the TAV stent was developed for the correct insertion of the TAV inside the aortic root model during both the steady state and pulsatile regime tests. Characterization in steady state For the preliminary characterization of the aortic root model two tests were performed with the experimental set-up shown in Figure VII. In Test 1 the flow rate was set from 5 l/min to 30 l/min with a step of 5 l/min. For each flow rate, pressure was measured upstream and downstream the valve to evaluate the transvalvular drop. In Test 2 the aortic pressure was set from 40 to 200 mmHg with a step of 40 mmHg. For each aortic pressure, the flow rate was measured to evaluate the valve backflow. The two tests were performed for each medium and small model, before and after the CoreValveTM valve deployment inside the TrifectaTM valve. Characterization in pulsatile regime Each aortic root model was tested before and after VinV procedure through the integration with the mock loop shown in Figure VIII. Physiological-like conditions were reproduced by setting: the stroke volume at 77 ml, the heart rate at 60 bpm, the mean systemic pressure at 100 mmHg, the systolic ejection time at 1/3 of the entire cardiac cycle, the adjustable resistances of coronary branches at the physiological target values. The acquired output parameters are: ventricular pressure, aortic pressure, aortic flow rate, left/right coronary flow rate. The following parameters have been evaluated: mean systolic transvalvular pressure drop, total, closing and leakage regurgitation volume, effective orifice area (EOA), mean left and right systolic/diastolic coronary flow rate. Sensors were placed as shown in Figure VIII and data were acquired using an analog-digital converter with a LabView interface. Table III shows all the combinations of SAVB and TAV tested per each aortic root size. Each test was performed three times, repeating the assembly procedure every time, in order to evaluate the statistical reliability of the results. Statistical analysis A paired t-test ( = 0,05) between pre and post VinV conditions in the same model was performed for each parameter; moreover, to assess a possible influence of the aortic root geometry on coronary perfusion, for left and right coronary flow a two-way ANOVA analysis ( = 0,05) was done setting as factors S/M geometry and Pre/Post VinV. Statistical analysis was performed using Prism 9.0.2 (GraphPad Software, San Diego, CA, USA). RESULTS AND DISCUSSION Tests in steady state regime Test 1: Transvalvular pressure drop The comparison between the different sizes of the AR medium model has been reported in Figure IX. Figure IX shows an increase in the pressure drop as the model size decreases both before and after VinV, due to a decrease in the model dimensions and in the valve orifice area. For this last reason it always increases after VinV procedure as well. Test 2: Backflow The comparison between the different sizes of the AR medium model has been reported in Figure X. As shown in Figure X, before VinV backflow reaches very low rates even at high aortic pressures in every size of the model, meaning a correct dimensioning of the SAV housing. After VinV backflow always increases. CoreValveTM EvolutTM 23 shows lower backflow rates when combined with TrifectaTM 21 rather than TrifectaTM 19 because of a better expansion of the TAV stent inside the model. The results of Test 1 and Test 2 have shown that the SAV and TAV behave in a comparable manner to that found in literature once inserted in the AR model. This evidence allowed to consider the developed model reliable and proceed with the tests in pulsatile regime. Tests in pulsatile regime Transvalvular pressure drop As shown in Figure XI, transvalvular pressure drop decreases as the valve size increases; moreover, it always significantly increases after VinV. The smaller dimensions of the S models imply a major constriction of the TAV stent and consequently higher ∆P after VinV rather than in the M models. Regurgitation volume Figure XII shows always a significant increase in regurgitation volume after VinV. CoreValveTM EvolutTM 23 shows a lower regurgitation volume when combined with Trifecta 21 rather than with Trifecta 19 because of a better expansion of its stent and a better coaptation of its leaflets. Despite the high values of regurgitation volume obtained both in medium and small models, it always remains within the range of the device success. Effective Orifice Area EOA (Figure XIII) always increases as the valve size increases and significantly decreases after VinV. Left and right coronary flow Figure XIV shows how mean LCF and RCF are not significantly affected by VinV procedure, as further demonstrated by the paired t-test performed. The same trend was found in the mean systolic and diastolic LCF and RCF. Despite some significative changes in coronary flow have emerged from the ANOVA analysis performed between the M and S models, they cannot be considered clinically relevant due to their modest degree. CONCLUSIONS In summary, the SAVs and TAVs used in the aortic root model developed have shown a coherent behavior with what was found in literature, in terms of transvalvular pressure drop, regurgitation volume, effective orifice area and coronary flow curves. This suggests that the model was correctly dimensioned for the surgical and transcatheter aortic valves used and for the integration with the pre existing systemic mock loop and CIS, thus demonstrating its reliability for the in vitro testing of VinV procedure. Concerning the coronary perfusion, the aortic root geometries replicated have not shown a significant incidence on VinV procedure outcomes, meaning that there was no physical interaction between the TAV stent, SAV dislodged leaflets and the coronary ostia. These results are encouraging from a clinical point of view, since they prove the safety of an already affirmed procedure which is becoming more and more established nowadays. LIMITATIONS AND FUTURE DEVELOPMENTS The current study presents the following limitations: only one SAV and one TAV of each size were available for the execution of all tests and their repetitive use may have led to damages and changes in their behavior; despite its acceptability, regurgitation volume reaches high values after the TAV deployment; this volume could be probably reduced by redimensioning the upper component, increasing the diameter of the ascending aorta in order to let the TAV expand completely. Being the transcatheter approaches a promising alternative to surgery, it could be interesting to use the model to study different combinations of SAVs and TAVs and their performance in different physiological conditions as under physical effort, since the target patients of these interventions will be younger and younger. Moreover, the model could be used to simulate TAV-in-TAV interventions, which consists in the deployment of a TAV inside a previously implanted TAV. The risk of coronary obstruction is thought to be higher in this procedure, which is still not common in the clinical practice but could represent the new standard for the aortic valve pathologies.

INTRODUZIONE Il lavoro presentato in questo elaborato si pone l’obiettivo di studiare in vitro come la geometria della radice aortica possa incidere sulla perfusione coronarica in seguito ad interventi Valve-in-Valve (VinV). Per fare ciò, è stato necessario: i) sviluppare un modello CAD compatibile con una radice aortica nativa, in grado di alloggiare valvole biologiche chirurgiche e transcatetere; ii) realizzare il modello fisico tramite stampa 3D; iii) integrarlo in un mock loop di circolazione sistemica e con un simulatore di impedenza coronarica (SIC) precedentemente sviluppati; iv) testare il modello per acquisire dati su caduta di pressione a cavallo della valvola, volume di rigurgito, area effettiva dell’orifizio e portata coronarica sinistra e destra; v) analizzare i risultati e confrontarli con la letteratura clinica. Al fine di replicare un ampio spettro di scenari clinici sono stati realizzati e studiati sei modelli caratterizzati da geometrie differenti e critiche. MATERIALI E METODI Valvole aortiche In questo studio sono state analizzate tre taglie differenti (19, 21 e 23) di valvola aortica biologica chirurgica (SAVB) TrifectaTM (foglietti montati esternamente). L’intervento di VinV è stato simulato posizionando una valvola aortica transcatetere (TAV) CoreValveTM EvolutTM (autoespandibile) taglia 23 nelle SAVB di taglia 19 e 21. Nella SAVB taglia 23 è stato studiato il comportamento della CoreValveTM taglia 26. Design del modello di radice aortica Il design del modello ha tenuto conto dei seguenti requisiti: geometria compatibile con una radice aortica nativa, alloggio adeguato per le SAVBs e TAVs utilizzate, tenuta idraulica, integrabilità con il mock loop di circolazione sistemica e il SIC a disposizione. Geometria compatibile con la radice aortica nativa Le dimensioni anatomiche di nostro interesse (Figura I) per studiare il rischio di ostruzione coronarica sono state: diametro della giunzione senotubulare (STJD), altezza degli ostia coronarici (COH) e altezza e diametro dei seni di Valsalva (SOVH e SOVD). Le relazioni matematiche tra questi parametri e il diametro dell’annulus aortico (AD) sono state estrapolate dallo studio di Reul et al. [20] A partire dagli AD delle SAVBs disponibili (19, 21, 23), sei diversi set di parametri (Tabella I) sono stati utilizzati per replicare una geometria media e piccola di radice aortica per ciascun AD. Alloggio adeguato per le SAVBs e TAVs Per inserire facilmente la SAVB nella posizione corretta il modello è stato diviso in due parti a livello dell’annulus (Figura II). Il componente superiore corrisponde ai SOV e all’aorta ascendente, mentre il componente inferiore al tratto di efflusso del ventricolo sinistro (LVOT). L’aorta ascendente e LVOT sono stati costruiti come due cilindri la cui altezza totale permettesse di alloggiare la TAV nella sua intera altezza. Nel componente inferiore è stato ricavato un alloggio cilindrico dimensionato come l’anello di sutura delle SAVBs. Al di sotto di questo alloggio è stato realizzato un anello marker di un materiale differente in modo tale da facilitare il corretto posizionamento della TAV alla profondità di impianto ottimale. [18] Tenuta idraulica Sia il componente superiore che quello inferiore sono stati dotati di una flangia di connessione che permettesse la chiusura del modello una volta inserite le valvole. Per garantire la tenuta idraulica è stato posizionato un disco di silicone tra i due componenti e l’intero modello è stato ricoperto esternamente con una resina epossidica. Integrabilità con il mock loop di circolazione sistemica e il SIC Per il collegamento con il mock loop sono stati aggiunti due cilindri di connessione sia nel componente superiore del modello sia in quello inferiore. In prossimità di tali connessioni sono stati realizzati due fori per il posizionamento di due connettori luer lock collegati ai trasduttori come porte di pressione. Per l’integrazione con il SIC sul seno destro e sinistro sono stati estrusi due condotti cilindrici per riprodurre le arterie coronarie. Set-up del mock loop Il mock loop utilizzato (Figura III) è in grado di riprodurre differenti condizioni emodinamiche andando a variare parametri quali il volume di eiezione, la frequenza cardiaca e la pressione aortica. Dal lato ventricolare i modelli di radice aortica sono stati collegati ad una camera chiusa (camera ventricolare) contenente una parte del fluido di lavoro, ciclicamente messo in pressione da una pompa a pistone. Tale pompa pulsatile è composta da un servomotore sincrono controllato elettricamente da un servo inverter. La camera ventricolare è stata a sua volta collegata ad un precarico, un reservoir a pelo libero che replica il compartimento atriale attraverso una valvola di servizio unidirezionale che simula il funzionamento della valvola mitrale. Dal lato aortico i modelli sono stati collegati ad un post carico, modellato come un Windkessel a tre elementi, che simula l’impedenza sistemica. A valle del post carico il fluido è stato ridiretto al precarico. Camera ventricolare La camera ventricolare è stata progettata su Fusion 360 secondo specifici requisiti ed è stata realizzata utilizzando una stampante 3D Ultimaker 3. Si compone di una camera principale e diversi connettori. La camera principale (Figura IV) consiste in un cubo cavo avente tre fori, uno sulla faccia frontale e gli altri due su quelle laterali, che consentono rispettivamente l’inserimento dei connettori del precarico e del post carico. L’accoppiamento della camera cubica coi connettori è stato ottenuto attraverso delle flange cilindriche all’interno del cui spessore è stata ricavata la sede per quattro boccole. La connessione con la pompa a pistone è stata ottenuta attraverso una flangia cilindrica cava estrusa direttamente dalla faccia superiore della camera. Entrambi i connettori del precarico e del post carico (Figura V) presentano un cilindro cavo da inserire nella camera principale. All’interno dello spessore di tali cilindri sono stati realizzati degli alloggi cilindrici per degli O-Ring in modo tale da garantire la tenuta idraulica. All’interno del connettore del precarico è stato realizzato un disco caratterizzato da un motivo a raggiera, sulla cui faccia interna è stato fissato al centro un disco flessibile di silicone per simulare il funzionamento della valvola mitrale (Figura V). L’accoppiamento di entrambi i connettori con la camera è stato ottenuto tramite una flangia cilindrica. La connessione con il precarico e il post carico è stata invece ottenuta tramite un’estrusione conica terminante in un cilindro di dimensioni compatibili con quelle dei tubi di collegamento. Il foro inutilizzato della camera ventricolare è stato chiuso con un tappo disegnato appositamente provvisto di un O-Ring e di una flangia cilindrica di connessione (Figura V). Simulatore di impedenza coronarica Le arterie coronarie del modello di radice aortica sono state collegate ad un SIC precedentemente sviluppato presso il Politecnico di Milano [23] e schematicamente rappresentato in Figura VI. Il sistema è in grado di simulare la circolazione coronarica destra e sinistra, suddividendo entrambe in un ramo sistolico ed uno diastolico, caratterizzati da resistenze regolabili. L’alternarsi del flusso tra i rami sistolico e diastolico è governato da elettrovalvole a loro volta controllate da un software customizzato. Il circuito che simula la circolazione coronarica destra e sinistra può essere suddiviso nei seguenti compartimenti: Ingresso: tubo connesso alle arterie coronarie del modello. Delivery: tubo terminante in una biforcazione, che permette al fluido di lavoro di dividersi nei rami sistolico e diastolico. Rami sistolico e diastolico: due tubi (rami sistolico e diastolico) la cui resistenza può essere regolata attraverso la rotazione manuale di una vite apposita. Tubi dell’elettrovalvola: due tubi inseriti in una elettrovalvola S306-02 (SIRAI® Elettromeccanica, Italia), che alternativamente blocca un tubo, lasciando l’altro pervio in sicrono con le fasi del ciclo cardiaco. Il funzionamento dell’elettrovalvola è governato da un circuito di controllo, il cui algoritmo si basa sui segnali di velocità della pompa a pistone e di portata aortica. Uscita: comprende un connettore che convoglia il flusso dei due rami in un unico tubo che sfocia in un reservoir a pelo libero. Il fluido di lavoro che si accumula nel reservoir posto a valle del circuito di impedenza coronarica viene ridiretto al reservoir atriale da una pompa peristaltica. Le resistenze dei rami sistolico e diastolico sono state regolate in modo tale da avere una resistenza totale in ciascun ramo pari al valore target riportato in letteratura (Tabella II). [23] TEST SPERIMENTALI Per il corretto inserimento della TAV all’interno del modello di radice aortica è stato delineato un protocollo di assemblaggio ad hoc che sfrutta la proprietà di memoria termica dello stent della TAV. Tale protocollo è stato utilizzato sia per eseguire i test in regime stazionario che quelli in regime pulsatile. Caratterizzazione in regime stazionario Per la caratterizzazione preliminare dei modelli di radice aortica sono stati eseguiti due tipi di test utilizzando il set-up sperimentale mostrato in Figura VII. Nel Test 1 è stata imposta una portata costante che variava da 5 l/min a 30 l/min, con step incrementali di 5 l/min. La pressione è stata misurata a monte e a valle della valvola in corrispondenza di ciascun valore di portata imposta, in modo tale da valutare la caduta di pressione a cavallo della valvola. Nel Test 2 è stata imposta una pressione aortica costante che variava da 40 mmHg a 200 mmHg, con incrementi di 40 mmHg. La portata nel circuito è stata misurata per ogni pressione aortica imposta, così da valutare il flusso retrogrado a valvola teoricamente chiusa. Entrambi i test sono stati eseguiti per ciascun modello, piccolo e medio, prima e dopo il posizionamento della TAV CoreValveTM all’interno della SAVB TrifectaTM. Caratterizzazione in regime pulsatile Ogni modello di radice aortica è stato testato prima e dopo la simulazione della procedura di VinV attraverso la sua integrazione con il mock loop mostrato in Figura VIII. Durante i test sono state riprodotte le seguenti condizioni simil-fisiologiche: volume di eiezione pari a 77 ml, frequenza cardiaca pari a 60 bpm, pressione sistemica media pari a 100 mmHg, tempo di eiezione sistolica pari 1/3 dell’intero ciclo cardiaco, resistenze dei rami del SIC pari ai valori fisiologici target. I parametri acquisiti in uscita al sistema sono: pressione ventricolare, pressione aortica, portata aortica, portata coronarica destra e sinistra. A partire da questi, sono stati ricavati e valutati i seguenti parametri: caduta di pressione sistolica media a cavallo della valvola, volume di rigurgito totale, di chiusura e di perdita, area effettiva dell’orifizio (EOA), portata coronarica sistolica/ diastolica media, sinistra e destra. I vari sensori sono stati posizionati come mostrato in Figura VIII e i dati sono stati acquisiti tramite un convertitore analogico-digitale con interfaccia LabView. La Tabella III mostra le combinazioni di SAVB e TAV testate per ogni modello di radice aortica. Tutti i test sono stati eseguiti tre volte, ripetendo ogni volta la procedura di montaggio del modello, al fine di valutare l’affidabilità statistica dei risultati. Analisi statistica Per valutare l’incidenza della procedura di VinV sui parametri valutati, per ognuno di essi è stato eseguito un t-test accoppiato ( = 0,05), confrontando le condizioni pre e post VinV nello stesso modello. Inoltre, per valutare l’eventuale influenza della geometria della radice aortica sulla perfusione coronarica, è stato eseguito un ANOVA test ( = 0,05) sulla portata coronarica destra e sinistra imponendo come fattori la geometria S/M e la condizione Pre/Post VinV. L’analisi statistica è stata eseguita utilizzando Prism 9.0.2 (GraphPad Software, San Diego, CA, USA). RISULTATI E DISCUSSIONE Test in regime stazionario Test 1: Caduta di pressione In Figura IX è riportato l’andamento della caduta di pressione nei tre modelli medi di radice aortica al variare della portata imposta. Dalla Figura IX si evince come la caduta di pressione a cavallo della valvola aumenti al diminuire della taglia del modello, sia prima che dopo il VinV, a causa di una diminuzione delle dimensioni del modello e dell’area dell’orifizio della valvola. Sempre per quest’ultimo motivo il ∆P aumenta in tutti i casi dopo la procedura di VinV. Test 2: Flusso retrogrado L’andamento del backflow nei tre modelli medi di radice aortica al variare della pressione imposta è riportato in Figura X. Come mostra la Figura X, prima del VinV il backflow rimane limitato a valori molto bassi anche in corrispondenza di pressioni elevate, a dimostrazione di un corretto dimensionamento dell’alloggio della SAV; dopo il VinV invece tende sempre ad aumentare. La CoreValveTM EvolutTM 23 è caratterizzata da backflow minori quando inserita nella TrifectaTM 21 piuttosto che nella TrifectaTM 19 in virtù di una migliore espansione del suo stent nella SAV e nella radice. Dai risultati del Test 1 e Test 2 emerge come all’interno del modello sia la SAV che la TAV si comportino in accordo con quanto riscontrato in letteratura. Ciò ha permesso di poter considerare il modello affidabile e procedere quindi con i test in regime pulsatile. Test in regime pulsatile Caduta di pressione a cavallo della valvola Come mostrato in Figura XI, la caduta di pressione diminuisce all’aumentare delle dimensioni del modello. Inoltre, aumenta sempre significativamente dopo la procedura di VinV. Le minori dimensioni dei modelli S implicano una maggior costrizione dello stent della TAV al loro interno che si traduce in ∆P maggiori post VinV. Volume di rigurgito Dalla Figura XII si evince un aumento sempre significativo del volume di rigurgito post VinV. La CoreValveTM EvolutTM 23 è caratterizzata da minore rigurgito quando inserita nella TrifectaTM 21 piuttosto che nella TrifectaTM 19 in virtù di una migliore espansione del suo stent e una migliore coaptazione dei suoi foglietti. Nonostante il volume di rigurgito riscontrato nei modelli M e S raggiuga valori elevati post VinV, questi rimangono sempre all’interno del range definito di successo per la TAV. Area Effettiva dell’Orifizio L’Area Effettiva dell’Orifizio (Figura XIII) aumenta sempre all’aumentare della taglia della valvola e diminuisce significativamente post VinV. Portata coronarica destra e sinistra La Figura XIV mostra come LCF e RCF medi non siano influenzati dalla procedura di VinV, come comprovato dal t-test eseguito. Lo stesso andamento è stato riscontrato per LCF e RCF medio sistolico e diastolico. Nonostante dall’ANOVA test siano emerse alcune differenze significative nelle portate coronariche tra i modelli S e M, queste non sono state considerate clinicamente rilevanti data la loro modesta entità. CONCLUSIONI In conclusione, le SAV e le TAV utilizzate nel modello di radice aortica sviluppato hanno mostrato un comportamento coerente con quanto trovato in letteratura, in termini di caduta di pressione, volume di rigurgito, area effettiva dell’orifizio e curve di portata coronarica. Questo risultato denota che il modello è stato correttamente dimensionato per le valvole aortiche studiate e per la sua integrazione con i circuiti di impedenza sistemica e coronarica utilizzati, dimostrandone l’affidabilità per lo studio in vitro della procedura di VinV e delle sue conseguenze. Per quanto riguarda la perfusione coronarica, non è stata trovata alcuna incidenza significativa della geometria della radice aortica sull’esito degli interventi di VinV, dimostrando che non vi è una diretta interazione fisica tra lo stent della TAV, i foglietti dislocati della SAV e gli ostia coronarici. Questo risultato è incoraggiante dal punto di vista clinico in quanto riprova la sicurezza di una procedura ormai affermata che sta prendendo sempre più piede nella pratica clinica odierna. LIMITI DELLO STUDIO E SVILUPPI FUTURI Lo studio presenta i seguenti limiti: avendo a disposizione solo una SAV e una TAV per ogni taglia, l’uso ripetuto può averne causato un danneggiamento e una conseguente variazione nel comportamento; nonostante la sua accettabilità, il volume di rigurgito raggiunge valori elevati in seguito al posizionamento della TAV; questo potrebbe essere ridotto ridimensionando il componente superiore del modello, aumentando quindi il diametro dell’aorta ascendente per permettere la completa espansione dello stent della TAV. Dato che gli approcci transcatetere rappresentano una valida alternativa alla tradizionale chirurgia, potrebbe essere interessante utilizzare il modello per studiare diverse combinazioni di SAV e TAV e valutarne la performance in condizioni fisiologiche diverse da quelle a riposo (e.g.: sotto sforzo), dal momento che quest’intervento sarà indirizzato ad una popolazione sempre più giovane. Inoltre, il modello potrebbe essere utilizzato per simulare interventi di TAV-in-TAV, che consistono nel posizionamento di una TAV all’interno di un’altra TAV precedentemente impiantata. Si ritiene infatti potenzialmente maggiore il rischio di ostruzione coronarica connesso a questa procedura, che non è ancora così comune nella pratica clinica ma che potrebbe aspirare a diventare il nuovo standard nel trattamento delle patologie della valvola aortica.