Passive Leistungsbewertung und Validierung einer Visko-Laufradpumpe zur subpulmonalen Fontan-Kreislaufunterstützung

Jun 19, 2023

Scientific Reports Band 13, Artikelnummer: 12668 (2023) Diesen Artikel zitieren

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Details zu den Metriken

Patienten mit Defekten einzelner Herzkammern, die sich dem Fontan-Eingriff unterziehen, erleiden schließlich ein Fontan-Versagen. Derzeit werden langfristige kavopulmonale Unterstützungsgeräte mit Rotationspumpentechnologie als subpulmonale Energiequelle zur Vorbeugung und Behandlung von Fontan-Versagen entwickelt. Ein geringer hydraulischer Widerstand ist eine wichtige Sicherheitsanforderung im Falle eines Pumpenausfalls (0 U/min), da ein geringfügiger kavopulmonaler Druckabfall von 2 mmHg die Hämodynamik des Patienten beeinträchtigen kann. Ziel dieser Studie ist es daher, die passive Leistung einer Visco-Impellerpumpe (VIP), die wir für Fontan-Patienten entwickeln, zu bewerten und Strömungssimulationen anhand von In-vitro-Daten zu validieren. Zwei unterschiedliche Klingenhöhen (1,09 mm vs. 1,62 mm) und ein leeres Gehäusemodell wurden unter Verwendung einer simulierten Kreislaufschleife (MCL) mit einem Herzzeitvolumen von 3 bis 11 l/min getestet. Dreidimensionale Strömungssimulationen wurden durchgeführt und mit MCL-Daten verglichen. In-silico- und MCL-Ergebnisse zeigten einen Druckabfall von < 2 mmHg bei einem Herzzeitvolumen von 7 l/min für beide Blatthöhen. Es gab eine gute Übereinstimmung zwischen Simulations- und MCL-Ergebnissen für den Druckverlust (mittlere Differenz − 0,23 mmHg 95 % KI [0,24–0,71]). Im Vergleich zum leeren Gehäusemodell waren der Bereich mit geringer Wandschubspannung und der Oszillationsscherindex auf der Pumpenoberfläche niedrig, und die mittleren Auswaschzeiten lagen innerhalb von 2 s. Diese Studie zeigte die geringe Widerstandscharakteristik aktueller VIP-Designs im ausgefallenen Zustand, die im Vergleich zu einem leeren Gehäusemodell bei normalem Herzzeitvolumen bei Fontan-Patienten zu einem klinisch akzeptablen minimalen Druckverlust ohne längere Auswaschzeit führt.

Das Fontan-Verfahren ist die dritte und letzte Stufe des typischen palliativen chirurgischen Ablaufs für Kinder, die mit Herzfehlern einer einzigen Herzkammer geboren wurden. Beim Fontan-Verfahren wird die Vena cava inferior (IVC) über ein extrakardiales expandiertes Polytetrafluorethylen (ePTFE)-Transplantat oder eine intraatriale laterale Tunnelblende zur Pulmonalarterie (PA) geleitet. Der systemische venöse Rückfluss wird vollständig zum PA umgeleitet und bildet nach Abschluss von Fontan eine totale kavopulmonale Verbindung (TCPC). Trotz der stark reduzierten Frühtodrate nach dem Fontan-Eingriff bleiben die langfristige Morbidität und Mortalität ein Problem. Dies ist hauptsächlich auf Ineffizienzen zurückzuführen, die einem univentrikulären Fontan-Kreislauf innewohnen, dem ein funktionsfähiger subpulmonaler Ventrikel fehlt und der daher zu einem nicht pulsierenden und nicht energieverstärkten Fluss zur Lunge führt. Jüngste Studien haben gezeigt, dass Fontan-Versagen und Spätkomplikationen für 30 von 40 Todesfällen verantwortlich sind, wobei die Abwesenheit von Fontan-Spätkomplikationen nach 5 bzw. 20 Jahren nur bei 53 % bzw. 31 % liegt1. Die 30-Jahres-Gesamtüberlebensrate nach Fontan-Reparatur beträgt für eine Kohorte mit 1052 Patienten in einem einzigen Zentrum nur 43 %2.

Die Fontan-Physiologie führt im Vergleich zu einer normalen biventrikulären Physiologie zu einer nahezu normalen Sauerstoffsättigung auf Kosten eines erhöhten systemischen Venendrucks, einer relativen pulmonalen arteriellen Hypotonie und einer verringerten Herzleistung. Diese Faktoren bilden die Grundlage des sogenannten „Fontan-Paradoxons“. Chronischer und fortschreitender Anstieg des systemischen Venendrucks, Leber-, Darm- und Lymphstörungen, subnormales Herzzeitvolumen sowie erhöhter Lungenkapillardruck und systemischer Gefäßwiderstand tragen alle zur syndromalen Konstellation der Fontan-assoziierten Erkrankung bei3. Interessanterweise bleibt jedoch bei einem großen Teil der Patienten mit versagender Fontan-Physiologie die ventrikuläre systolische Funktion erhalten4. Dies deutet darauf hin, dass das Fontan-Versagen nicht sekundär zum Ausfall der primären Pumpe ist, sondern eher sekundär zum chronischen Vorlastmangel, der postuliert zu pathologischem ventrikulärem Umbau und diastolischer Dysfunktion führt, die zum Fortschreiten des späten Fontan-Versagens beitragen3,5. Mit anderen Worten handelt es sich bei einem Fontan-Versagen nicht um ein Versagen des einzelnen Ventrikels an sich, sondern um ein Versagen bei der Füllung des Ventrikels. Vor diesem Hintergrund postulierten wir, dass das „Fontan-Paradoxon“ umgekehrt werden kann, indem ein mechanisches kavopulmonales Unterstützungsgerät hinzugefügt wird, das in der Lage ist, einen subpulmonalen Druckanstieg von 5–7 mmHg von der Hohlvene zu den PAs zu erzeugen, sodass der systemische Venendruck gesenkt werden kann reduziert, ohne den Lungenfluss und die systemische ventrikuläre Vorlast zu verringern, um einen normalen 2-Ventrikel-Kreislauf zu emulieren. Beispielsweise könnte bei Fontan-Patienten eine wünschenswerte Bedingung für einen durch die Pumpe verursachten Anstieg des Druckkopfes um 7 mmHg zu einer Reduzierung um 2–3 mmHg auf der Kavalseite und einem Anstieg um 4–5 mmHg auf der PA-Seite führen, vorausgesetzt, dass dies der Fall ist Der Druck in der Vena caval entspricht dem PA-Druck vor der VIP-Unterstützung.6,7,8.

Obwohl ventrikuläre Unterstützungsgeräte (VADs) bei versagenden Fontan-Patienten als Brücke zur Herztransplantation eingesetzt wurden9,10,11, sind bestehende mechanische Kreislaufunterstützungsgeräte hauptsächlich für den systemischen Hochdruckkreislauf konzipiert und für den Einsatz im Fontan-System schlecht geeignet Zirkulation, die nur einen geringen Druckanstieg erfordert. Es ist jedoch von entscheidender Bedeutung, die langfristige Durchgängigkeit des Fontan-Kreislaufs im Falle eines Pumpenausfalls sicherzustellen. Rodefeld et al.12 schlugen ein Design einer Visco-Impellerpumpe (VIP) vor, das von der Visco-Pumpe von Karman inspiriert war und eine Strömungsverstärkung in vier Richtungen mit einer einzigen Pumpe ermöglicht. Mehrere Gruppen haben daraufhin einen Konzeptnachweis für ähnliche Fontan-Pumpen vorgelegt, die auf ummantelten Laufradkonstruktionen basieren13,14. Darüber hinaus wurden Axialpumpenkonstruktionen zur Unterstützung der Fontan-Zirkulation entwickelt6,15,16,17,18.

Unser Team verfeinert das VIP-Design weiter im Hinblick auf das Ziel der klinischen Übersetzung. Die Pumpe nutzt eine Außenläufermotorkonfiguration, bei der eine äußere bikonische rotierende Komponente aus Permanentmagneten und 4 hydraulischen Flügeln auf jeder Seite besteht, wobei die stationären Motorwicklungen zentral angeordnet sind. Die Pumpe ist durch sechs Streben gesichert, die an ein Titangehäuse geschweißt sind und in der Mitte des kavopulmonalen Übergangs aufgehängt sind, so dass der Blutfluss vom SVC und IVC durch den offenen Raum zwischen der Gehäusewand und den äußeren bikonischen Rotoren fließt und kontinuierlich verstärkt wird. Ein dünner Sekundärströmungsweg sorgt dafür, dass ein Teil der Strömung für die Schmierung des Lagers und die Wärmeableitung sorgt. Die Verbindung der Pumpe mit den nativen Gefäßen erfolgt über ePTFE-Transplantate. Vorläufige Daten zeigen, dass ein Pumpenprototyp eine Druckhöhe von bis zu 14 mmHg bei 5600 Umdrehungen pro Minute (U/min) ohne messbaren Gradienten zum passiven Fontan-Fluss bei 0 U/min erreichen kann8.

Das Erfordernis einer langfristigen Durchgängigkeit des Fontan-Kreislaufs im Falle eines Pumpenausfalls stellt eine konstruktive Herausforderung dar, da ein Kompromiss zwischen konkurrierenden Zielen für aktiven und passiven Durchfluss gefunden werden muss. Einerseits soll das Gerät den gewünschten Druckhöhenanstieg bei größtmöglicher Effizienz ermöglichen; Andererseits sollte es einen minimalen Innenwiderstand für ein breites Leistungsspektrum über verschiedene Stoffwechselzustände hinweg bieten, eine geringe Ansaug- und Kavitationsneigung aufweisen und vor allem den Fontan-Kreislauf im Falle eines Rotationsausfalls nicht behindern. Beachten Sie, dass ein geringfügiger Druckabfall von 2 mmHg im passiven Fluss von Fontan die Lungennachlast und das Herzzeitvolumen beeinträchtigen kann, was einen Eingriff erforderlich macht19. In früheren Arbeiten haben wir das Surrogate Management Framework (SMF) angewendet, um die palliativen Operationen bei Defekten einzelner Ventrikel zu optimieren20,21,22,23. Bevor jedoch eine Designoptimierung für VIPs durchgeführt werden kann, ist es notwendig, unsere Basissimulationen anhand von In-vitro-Versuchsdaten unter passiven Strömungsbedingungen zu validieren. Ziel dieser Studie ist es daher, den durch numerische Strömungsmechanik (CFD) vorhergesagten Druckgradienten über die Pumpe bei 0 U/min mit experimentellen Messungen in einem simulierten Kreislauf (MCL) für einen weiten Bereich von Strömungsbedingungen zu vergleichen und die passiven Strömungsbedingungen zu charakterisieren hämodynamische Leistung aktueller VIP-Designs. Die aktive hämodynamische Leistung unter rotierenden Bedingungen wird in einer separaten Studie24 dargestellt.

Das MCL ist eine In-vitro-Testplattform bestehend aus hydraulischen und mechanischen Komponenten zur Simulation der Blutzirkulation unter gesunden und pathologischen Bedingungen. Bisher wurden MCLs ausgiebig zur Charakterisierung der Hämodynamik bei angeborenen Herzerkrankungen und VADs25,26,27,28,29,30 verwendet. Der VIP wurde in einem transparenten Pumpengehäuse mit zwei Einlässen und zwei Auslässen installiert, die mit den Rohren verbunden waren, die die Venae cavae bzw. die PAs darstellen (Abb. 1a, b). Um den Einfluss der Geometrie zu testen, wurden zwei Laufraddesigns und ein Rohgehäusemodell verglichen (Abb. 1c–e). Das Basisdesign enthielt Klingen mit einer Höhe von 1,09 mm, während im modifizierten Design die Klingenhöhe auf 1,62 mm erhöht wurde und Kantenverrundungen zum Glätten scharfer Kanten verwendet wurden. Das Laufrad und die Rotornabenoberfläche wurden von Pro Jet 700HD (3D Systems, Rock Hill, SC, USA) unter Verwendung eines durchscheinenden, polycarbonatähnlichen Materials (Accura ClearVue) mit einer glatten und glänzenden Oberfläche 3D-gedruckt und am Rotor montiert. Der Drucker ist in der Lage, Merkmale bis zu einer Größe von 0,05 mm zu reproduzieren. Zur Kontrolle hatte das Rohgehäusemodell die identische Geometrie, außer dass darin keine Pumpe und keine Streben vorhanden waren.

MCL-Layout und VIP-Prototypdesign. (a) MCL-Testabschnitt. Für den Katheterzugang werden an den Ein- und Auslässen des Testabschnitts mehrere Y- und T-förmige Schlauchanschlüsse verwendet. Der Innendurchmesser für Zu- und Abflussschläuche beträgt 1,91 cm. (b) Ein Diagramm des Schein-Kreislaufsystems. Physikalisch konzentrierte Parametermodelle sind mit der Pumpe gekoppelt und bilden einen geschlossenen Kreislauf, in dem R, C und L jeweils Widerstände, Kondensatoren und Induktoren darstellen und Q und P volumetrische Durchflussraten bzw. Drücke darstellen. MAP mittlerer arterieller Druck, SAP-einzelner atrialer Druck, th throakischer, ll linker Lungenflügel, rl rechter Lungenflügel, lld linker Lungenflügel distal, rld rechter Lungenflügel distal, ha Leberarterie, hv Lebervene und ao Aorta. (c) Das VIP-Gehäuse, das das Laufrad enthält, ersetzt den kreuzförmigen TCPC. (d) Das grundlegende VIP-Design verwendet 4 Laufräder mit einer Höhe von 1,09 mm für jeden Einlass. (e) Das modifizierte Design erhöht die Klingenhöhe auf 1,62 mm mit Kantenverrundungen. Die Abmessungen sind in mm angegeben.

In den stromaufwärts und stromabwärts gelegenen Abschnitten des Testabschnitts wurden fünf Blöcke physikalischer Lumped-Parameter-Modelle (LPMs) verwendet, um die Durchblutung im Unterkörper, Oberkörper, den Splanchnikusorganen und zwei Lungen zu modellieren (Abb. 1b). Die Widerstandselemente im MCL wurden durch einstellbare Kugelhähne und Laminarströmungselemente implementiert, in denen Bündel kleiner elastischer Schläuche mit Durchmessern von 0,75 bis 3 mm zusammengepackt waren. Die systemischen Compliance-Elemente in MCL wurden durch „Windkessel“ implementiert, bei denen es sich um Zylinder (D = 102 mm) handelt, die bestimmte Volumina eingeschlossener Luft enthalten28. Die beiden pulmonalen Compliance-Elemente nutzen das hydrostatische Prinzip und verfügen jeweils über eine bestimmte freie Oberfläche in einem vertikalen Prisma, um einen Druck proportional zum gespeicherten Volumen zu erzeugen.

In dieser Studie wurden zwei computergesteuerte Zahnradpumpen verwendet, um den Ober- und Unterkörperfluss und damit den SVC- und IVC-Fluss unabhängig voneinander anzutreiben, mit einem Aufteilungsverhältnis von 60/40 (IVC/SVC). Die MCL ist in der Lage, einen programmierten, zeitlich variierenden Fluss zu erzeugen. In dieser Studie wurde jedoch ein stetiger Fluss für 5 Herzzeitvolumen (CO)-Werte von 3,0, 5,0, 7,0, 9,0 und 11,0 l/min erzeugt. Der Vorhofdruck von 7,5 mmHg wurde durch einen konstanten Druckbehälter aufrechterhalten. Als Blutanalogflüssigkeit wird ein Glycerin/Wasser-Gemisch mit einem Gewichtsverhältnis von 40/60 (Massenverhältnis) mit einer Dichte von 1,06 g/cm\(^3\) und einer Viskosität von 0,035 Poise verwendet. Die Änderungen der Flüssigkeitstemperatur lagen innerhalb von 1 \(^\circ\)C. Basierend auf einem Durchmesser von 1,91 cm für den Zuflussschlauch und den IVC-Fluss betrug die Reynolds-Zahl 674, 1015, 1433, 1839 und 2250 für CO = 3,0, 5,0, 7,0, 9,0 bzw. 11,0 l/min. Die Lungenimpedanznetzwerke führten dazu, dass die RPA- und LPA-Ausflussdrücke entsprechend 6,0 ​​+ 0,74 \(\times) CO bzw. 6,0 + 0,77 \(\times) CO variierten. Die Einbeziehung zeitbasierter Elemente unter nominellen stationären Strömungsbedingungen kann einen Mechanismus zur Beobachtung jeglicher Strömungsinstabilität oder -stöße im Zusammenhang mit der Pumpe und ihren Wechselwirkungen mit der Zirkulation bieten. Während der Experimente wurde jedoch keine solche Aktivität beobachtet. Vier mit Flüssigkeit gefüllte Druckkatheter wurden 4 cm von der Mitte des Pumpengehäuses entfernt platziert. Die Volumenströme wurden mit Ultraschall-Durchflusssensoren gemessen, die vor und nach jedem Einlass bzw. Auslass installiert waren. Zur Datenerfassung wurde ein hauseigenes Labview-Programm verwendet. Druck- und Durchflusssignale wurden vor der Probenahme mit Filtern 4. bzw. 1. Ordnung gefiltert. Druck- und Flussdrifts wurden bei oder unter 0,1 mmHg bzw. 0,01 l/min mit 95-prozentiger Sicherheit während der ersten und letzten All-Stop-Messungen gehalten.

Der Testabschnitt und die angrenzenden Rohre wurden mit SolidWorks 2019 (Dassault Systèmes SolidWorks Corporation, Waltham, MA, USA) erstellt. Die Volumendatei wurde mithilfe der MeshSim-Softwarebibliothek (Simmetrix Inc., Clifton, NY, USA) in lineare tetraedrische Elemente diskretisiert. Die allgemeine isotrope Maschenweite und die Maschenweite der Schlauchoberfläche wurden auf 0,2 bzw. 0,09 cm eingestellt. Um die komplexe Geometrie der Pumpe darzustellen, wurde die Oberflächenmaschenweite für Laufräder und Streben auf 0,03 cm bzw. 0,06 cm reduziert. Um die Auflösung in Wandnähe zu verbessern, haben wir ein Grenzschichtnetz verwendet, bei dem die Netzgröße an der n-ten innersten Schicht auf \(\frac{1}{2^n} h\) reduziert wird, wobei h der allgemeine Wert ist isotrope Maschenweite. Um den Rechenaufwand zu reduzieren, wurde n für den zentralen Testabschnitt und die peripheren Schläuche auf 3 bzw. 1 festgelegt. Das resultierende Netz besteht aus 7,9 bzw. 3 Millionen Tetraederelementen für ein Modell mit einem VIP- bzw. einem Rohgehäusemodell. Das mittlere Tetraeder-Seitenverhältnis, der minimale Diederwinkel und die Form des Basis-VIP-Modells betragen 2,14, 39,55 bzw. 0,69. Eine Netzempfindlichkeitsstudie wurde durchgeführt, indem der Druckverlust bei der höchsten Herzleistung für das Basis-VIP-Design bei vergröberten und verfeinerten Netzen verglichen wurde. Die Unterschiede im Druckverlust lagen innerhalb von 3 %. Weitere Einzelheiten finden Sie in den ergänzenden Materialien.

Zur Simulation der Strömungstests wurde der stabilisierte Finite-Elemente-Navier-Stokes-Löser svSolver verwendet, der über das SimVascular-Projekt (https://simvaskuläre.github.io/)31,32,33 als Open Source verfügbar ist. Der Quellcode für den Strömungslöser ist auf Github verfügbar (https://github.com/SimVascular/svSolver). Die schwache Form für eine inkompressible Newtonsche Strömung mit rutschfesten starren Wänden lautet wie folgt: Finden Sie \(\left\{ \varvec{v}, p\right\} \in S\) für jedes \(\left\{ \varvec {w}, q \right\} \in W\) so dass

wobei \(\varvec{v}\) und p jeweils Geschwindigkeit und Druck im Versuchslösungsraum S sind, \(\varvec{w}\) und q jeweils Gewichtungsfunktionen für die Impuls- und Kontinuitätsgleichungen im Gewichtungsraum W sind, \(\varvec{f}\) und \(\varvec{\tau }\) sind Körperkraft bzw. viskoser Spannungstensor, \(\Omega\) repräsentiert den Flüssigkeitsbereich und \(\Gamma _h\) repräsentiert Neumann Grenzen mit an Schiffsaustrittsflächen vorgeschriebenen Zugkräften \(\varvec{h}\). Beachten Sie, dass Gl. (1) wurde erweitert, um restbasierte Stabilisierungsterme34,35 in den Löser aufzunehmen, um die Instabilität aufgrund der advektionsdominierten Strömung und der Interpolation von Geschwindigkeit und Druck gleicher Ordnung zu überwinden. Zur Zeitintegration wurde eine verallgemeinerte \(\alpha\)-Methode zweiter Ordnung und zur Lösung der nichtlinearen Gleichung im Korrekturschritt36 eine Newton-Raphson-Methode verwendet. Darüber hinaus wurden im Solver Techniken zur Stabilisierung des Auslassrückflusses37 und zur widerstandsbasierten Vorkonditionierung38,39 eingesetzt.

Wir haben die im MCL-Test gemessenen Durchflussraten vorgegeben, indem wir parabolische Geschwindigkeitsprofile an den Einlässen vorgegeben haben. An den Auslässen verwendeten wir eine Widerstandsrandbedingung40, bei der die Traktion \(\varvec{h}\) in Gl. (1) hängt mit dem stromabwärtigen Widerstand R und dem Abfluss Q zusammen durch \(\varvec{h}= -RQ \varvec{n} =-R\int _{\Gamma _h} \varvec{u} \cdot \varvec{n } d \Gamma \varvec{n}\). Die Widerstandswerte für die RPA- und LPA-Auslässe wurden mit 204,51 und 222,49 dyn \(\cdot\) s/cm\(^5\) gewählt, um die gemessene Strömungsaufteilung (R52/L48) und PA-Drücke für das Blindgehäuse zu erreichen Modell bei CO = 11 L/min und für andere Fälle unverändert beibehalten.

Simulationen stationärer Strömung wurden für 5 s mit einem Zeitschritt von 0,001 s durchgeführt. Statusdateien wurden alle 0,02 s gespeichert. Ein Python-Skript mit dem Modul paraview.simple wurde erstellt, um die Druckdaten auf Schnittebenen in 4 cm Entfernung vom Ursprung von \(t=2\) s bis \(t=5\) s zur Berechnung zu extrahieren und zu mitteln. Das Thromboserisiko wird anhand gemeinsamer scherspannungsbasierter Endpunkte bewertet. Eine niedrige Wandscherspannung (WSS) und ein geringer Oszillationsscherindex (OSI) sind mit einer Strömungsrezirkulation verbunden, die das Thromboserisiko erhöht. Die zeitlich gemittelte Wandschubspannung (TAWSS) und der OSI sind wie folgt definiert:

wobei \(\varvec{n}\) der Einheitsnormalenvektor und \(\varvec{\sigma }\) der Spannungstensor ist. Regionen mit TAWSS < 5 dyn/cm\(^2\) werden empirisch als Regionen mit niedrigem WSS definiert, basierend auf früheren Studien41,42,43.

Um die Bereiche der Strömungsstauung zu charakterisieren, platzierten wir einen 3,5 \(\times\) 3,5 \(\times\) 3,5 cm großen Würfel aus virtuellem Farbstoff mit gleichmäßiger Konzentration in der Mitte der Pumpe und quantifizierten die erforderliche Zeit, bis der Farbstoff vorhanden war ausgewaschen. In ähnlicher Weise wurde ein stabilisierter Finite-Elemente-Löser eingesetzt, um die folgende schwache Form der Advektions-Diffusions-Gleichung zu lösen44.

Finden Sie \(\phi \in S\) für jedes \(q \in W\), so dass

wobei \(\phi\) ein Skalarfeld ist, das die Farbstoffkonzentration darstellt, \(\varvec{v}\) das Geschwindigkeitsfeld ist, das durch die Lösung von Gl. (1), \(\kappa\) und \(\kappa _{DC}\)sind der Diffusionskoeffizient und der die Diskontinuität erfassende Diffusionskoeffizient, \(\tau _m\) ist der Stabilisierungsparameter und \(\mathcal {L }\) ist der Advektions-Diffusionsoperator \(\mathcal {L}:=\frac{\partial \phi }{\partial t}+ \varvec{v} \cdot \nabla \phi - \nabla \cdot \kappa \nabla \phi\).

Das anfängliche Skalarfeld \(\phi (\varvec{x})\) wurde im interessierenden Bereich auf 1 und anderswo auf 0 gesetzt. Der Grenzwert an den Einlässen wurde auf 0 gesetzt. Die Auswaschzeit \(T(\varvec{x})\) ist definiert als die minimale Zeit, die benötigt wird, damit \(\phi\) auf 1 % seines Maximalwerts abnimmt Das:

Dabei ist \(t_{max}\) der Zeitpunkt, zu dem \(\phi\) vom Maximalwert abzufallen beginnt, und \(t_{1\%}\) der Zeitpunkt, zu dem \(\phi\) 1 % erreicht. seines Maximalwerts bei \(\varvec{x}\).

Abbildung 2a–c zeigt die Unterschiede im Druckverlust zwischen CFD und MCL bei 3, 5, 7, 9 und 11 l/min. Der größte Unterschied zu den experimentellen Daten (− 0,8 mmHg) wurde beim 1,62-mm-Modell bei der höchsten Flussrate von 11 l/min festgestellt. Experimentelle Daten zeigen, dass der Unterschied im Druckverlust aufgrund der Änderungen der Schaufelhöhe (1,09 mm gegenüber 1,62 mm) bis zu 1,1 mmHg bei 11 l/min betrug, während Simulationen unter denselben Bedingungen einen Unterschied von 0,5 mmHg vorhersagten. Im Vergleich zum Modell mit leerem Gehäuse beträgt der erhöhte Druckverlust aufgrund des Vorhandenseins eines ausgefallenen VIP höchstens 0,7 mmHg bei CO = 7 l/min. Abbildung 2d vergleicht außerdem den In-vitro-Druckverlust bei 0 U/min zwischen den VIPs und zwei ummantelten Pumpen, die von Graneger et al.14,45 und Cysyk et al.13 vorgeschlagen wurden. Im Vergleich zum in der vorliegenden Studie verwendeten VIP steigt der Druckverlust einer ausgefallenen Mantelpumpe mit zunehmendem Durchfluss deutlich an.

Druckabfälle über (a) einem leeren Gehäuse und einer statischen Pumpe mit (b) 1,09-mm-Blättern und (c) 1,62-mm-Blättern unter 5 Herzzeitvolumenwerten, gemessen durch Simulationen und MCS. In (d) werden In-vitro-Druckverlustdaten für 0 U/min zwischen der vorliegenden Studie und früheren Studien von Escher et al.45 und Cysyk et al.13 verglichen, in denen zwei ummantelte Fontan-Pumpen untersucht wurden. Die gestrichelte Linie bei 2 mmHg stellt den mittleren Druckgradienten für Patienten dar, die sich einer Katheterintervention aufgrund einer Fontan-Leitungsobstruktion unterziehen46,47.

Die Unterschiede zwischen Simulations- und MCL-Daten nahmen mit steigendem Herzzeitvolumen zu (Abb. 3). Insgesamt gab es eine gute Übereinstimmung und Korrelation zwischen Simulations- und MCL-Ergebnissen, obwohl Simulationen den Druckabfall im Vergleich zu MCL tendenziell etwas unterschätzten.

Bland-Altman-Diagramme (a) und Korrelationsdiagramme (b) für Simulations- und MCS-abgeleitete Druckabfalldaten.

Der durch die Pumpe und das Gehäuse verursachte Leistungsverlust wurde mit den Werten verglichen, die in früheren Fontan-Simulationsstudien48,49,50,51,52 gemeldet wurden. Die statische Pumpe führte zu einem ähnlichen oder geringeren Leistungsverlust im Vergleich zu herkömmlichen und Y-förmigen Fontan-Modellen (ergänzende Abbildung S3).

Repräsentative Geschwindigkeitsfelder in drei Modellen sind in Abb. 4 dargestellt. Im Blindgehäuse ist eine Rezirkulationszone sichtbar. Das Vorhandensein eines statischen VIP eliminiert diese Rezirkulationszone und erhöht die Strömungsgeschwindigkeit, obwohl lokale Strömungsablösungen bestehen bleiben und in der Nähe der Rotorblätter und des Äquators, wo die oberen und unteren Rotoren verbunden sind, sichtbar sind. Die Verwendung von Kantenverrundungen bei der 1,62-mm-Ausführung reduziert die Strömungsablösungszone hinter den Schaufeln im Vergleich zur 1,09-mm-Ausführung ohne Verrundungen. In der Nähe des sekundären Strömungseingangs unterhalb der Streben gibt es Strömungsbewegungen nach außen und innen.

Mittlere Geschwindigkeitsgröße und Vektoren, projiziert auf zwei zentrale Schnittebenen bei 7 l/min.

Abbildung 5 zeigt die TAWSS-Verteilung für die Pumpenoberfläche. Die mittleren TAWSS-Werte und die Bereiche mit niedrigem TAWSS (< 5 dyn/cm\(^2\)) für verschiedene Teile der Pumpe sind in Abb. 6 dargestellt. Das Modell mit leerem Gehäuse führte zu einem niedrigeren WSS-Wert und einem vergrößerten Bereich von geringer WSS auf der Gehäuseoberfläche im Vergleich zu den Modellen mit VIP im Inneren (Ergänzende Abb. S4). Im Vergleich zu einem herkömmlichen extrakardialen Fontan-Transplantat (D = 20 mm)48 gibt es beim leeren Gehäusemodell eine größere Kammer an der Verbindungsstelle (Dmax = 34 mm), was zu einer stärkeren Flussrezirkulation führt. Aufgrund einer verringerten Querschnittsfläche für den Strömungsdurchgang war der mittlere TAWSS für beide VIPs größer als der des Modells mit leerem Gehäuse und nahm mit zunehmender Schaufelhöhe zu. Da der Durchfluss im sekundären Strömungspfad bei 0 U/min weniger als 1 % des gesamten Zuflusses ausmachte, wird dort ein niedrigerer WSS-Wert erwartet.

Zeitgemittelte Wandschubspannungsverteilung (TAWSS) auf Rotor, Strebe und sekundären Strömungsoberflächen für ein 1,09-mm-Blattdesign und ein abgerundetes 1,62-mm-Blattdesign.

(a) Mittlere Wandschubspannung (WSS) und (b) Flächenanteil niedriger WSS \(\le\) 5 dyn/cm\(^2\) für Gehäuse, Rotor, Strebe und innere Sekundärströmungsoberflächen.

Der OSI auf den Rotor- und Strebenoberflächen war für CO \(\le\) 5 L/min nahezu Null. Die Größe des Bereichs mit einem OSI ungleich Null nahm mit zunehmendem CO aufgrund der Strömungsablösung an den Rotorblättern und Streben zu (ergänzende Abbildung S5). Im Gegensatz dazu war der Fluss im Sekundärpfad unabhängig vom Herzzeitvolumen nahezu unidirektional.

Abbildung 7 zeigt die Farbstoffkonzentration bei \(T=\) 0,04, 0,16, 0,64 s für einen 3,5 \(\times\) 3,5 \(\times\) 3,5 cm großen Würfel virtueller Farbstoffe, der zunächst in der Mitte der Pumpe freigesetzt wird CO = 3 l/min. Restfarbstoffe sind nur bei den VIP-Modellen in der Nähe der Wand oder im sekundären Strömungsweg sichtbar, während das Modell mit leerem Gehäuse nach 0,64 Sekunden immer noch eine große Menge Farbstoffe in der Mitte aufweist (Abb. 7). Bei erhöhtem Herzzeitvolumen konzentriert sich der größte Teil des Farbstoffs nach 0,64 s nur bei den VIP-Modellen im sekundären Strömungsweg, während beim leeren Gehäusemodell restlicher Farbstoff in der Nähe der Gehäusewand sichtbar bleibt (ergänzende Abbildung S6). Abbildung 8 zeigt die mittlere Auswaschzeit im interessierenden Bereich unter allen Strömungsbedingungen. Wir haben festgestellt, dass das Auswaschen der Farbstoffe im Modell mit leerem Gehäuse länger dauerte als in den VIP-Modellen, bei denen sich Bereiche mit hoher Auswaschzeit nur im Sekundärpfad und an den Verbindungsstellen befanden.

Farbstoffkonzentration bei \(T=\) 0,04, 0,16, 0,64 s für ein leeres Gehäuse, 1,09-mm-Klingen und 1,62-mm-Klingen bei CO = 3 l/min. Virtuelle Farbstoffe mit \(\phi =1\) wurden in der Mitte der Pumpe bei \(T=0\) platziert und mit der Strömung gefördert.

Mittlere Auswaschzeit für zunächst in der Pumpe freigesetzte Farbstoffe unter verschiedenen Strömungsbedingungen.

Im Gegensatz zu den bestehenden mechanischen Kreislaufgeräten, die parallel zum natürlichen Kreislauf angeordnet sind, wird der VIP dauerhaft in Reihe im venösen Segment des menschlichen Kreislaufs mit dem niedrigsten Druck implantiert. Ein minimales Risiko einer Flussbehinderung im Falle eines mechanischen Versagens ist eine wichtige Sicherheitsanforderung, da die Reihenschaltung eine vollständige Abhängigkeit des Kreislaufs vom Fluss durch das Gerät schafft. Neu im Design einer Blutpumpe muss eine Pumpe, die für die Fontan-Kreislaufunterstützung vorgesehen ist, daher gleichermaßen optimiert werden, um die erforderliche Fontan-Kreislaufunterstützung zu maximieren und gleichzeitig ein Verstopfungspotenzial sowohl im Funktionszustand (rotierend) als auch im ausgefallenen Zustand (nicht rotierend) zu vermeiden. Das Gleichgewicht zwischen der Anforderung einer optimalen Pumpenfunktion (hydraulischer Wirkungsgrad, Druckanstieg, geringer Leistungsbedarf) und der Notwendigkeit eines minimalen Risikos in einem ausgefallenen Zustand (passive Durchflussoptimierung, Thrombogenitätsrisikominderung) sind konkurrierende Ziele, die diametral entgegengesetzt sind und eine einzigartige Herausforderung darstellen . Patienten mit Fontan-Kreislauf überleben Jahrzehnte nach dem Fontan-Eingriff. Aktuelle rotierende Blutpumpentechnologien sind zwar für die Zieltherapie zugelassen, ihre Einsatzdauer ist jedoch auf 5–10 Jahre begrenzt. Daher ist die Herausforderung, ein fehlertolerantes Design mit geringem Pumpenwiderstand zu haben, das im funktionellen Zustand eine angemessene Unterstützung bietet, von entscheidender Bedeutung, um die kavopulmonale Unterstützung sicher in die klinische Praxis zu übertragen.

In dieser Studie haben wir den durch die Simulation vorhergesagten Druckverlust für zwei VIP-Prototypen und ein leeres Gehäusemodell unter passiven Strömungsbedingungen (dh eine nicht rotierende oder „ausgefallene“ Pumpe bei 0 U/min) anhand von MCL-Testdaten validiert. Insgesamt gab es eine hervorragende Übereinstimmung für die Herzzeitwerte von 3, 5 und 7 l/min. Die Unterschiede zwischen Simulationen und MCL stiegen bei hohen Herzleistungen von 9 und 11 L/min aufgrund erhöhter Flussstörungen auf bis zu 0,8 mmHg. Trotz stabiler Zuflussbedingungen wurde das Strömungsfeld mit zunehmendem Herzzeitvolumen instabil, da durch die Wechselwirkungen zwischen Strömung und inneren Strukturen, einschließlich Pumpenschaufeln, Nabenoberfläche und Streben, Strömungsablösung und Wirbelablösung erzeugt wurden. Zu den Faktoren, die möglicherweise zu etwas höheren Abweichungen bei höheren Herzzeitvolumenwerten beigetragen haben, zählen die Platzierung des Katheters und geometrische Abweichungen zwischen Pumpe/Schlauch und diskretisierten Rechenbereichen.

Auch wenn diese Druckgradienten auf den ersten Blick trivial erscheinen mögen, könnte eine Verengung und Obstruktion des Fontan-Wegs schädlich sein, selbst wenn kein messbarer Druckgradient vorhanden ist. Es wurde kein strenger klinischer Grenzwert für die Behandlung der Fontan-Obstruktion festgelegt, da die mit dem Eingriff verbundenen Vorteile und Risiken für jeden Patienten sorgfältig abgewogen werden müssen. Es wurde berichtet, dass der mittlere Druckgradient vor dem Stenting bei Fontan-Patienten, die sich einer Katheterintervention wegen Fontan-Obstruktion unterzogen, 2 mmHg betrug46,47. Sowohl MCL als auch numerische Modellierung bestätigten ein Design mit geringem Widerstand. Der mittlere Druckgradient bei CO = 7 l/min für die gestoppten VIPs, die in dieser Studie getestet wurden, liegt unter 2 mmHg. Der erhöhte Druckverlust bei hohem Herzzeitvolumen weist auf eine ungünstige Hämodynamik hin, die durch einen gestoppten VIP unter Belastungsbedingungen verursacht wird. Es ist bekannt, dass der Druckverlust über die Stenose hinweg mit zunehmendem Fluss nichtlinear wird53. Frühere Studien deuteten darauf hin, dass der nichtlineare Anstieg des Leistungsverlusts im Fontan-Kreislauf unter simulierten Belastungsbedingungen zur Belastungsunverträglichkeit bei Fontan-Patienten beitragen könnte50,54,55. Obwohl der Trend zunimmt, bleibt der Leistungsverlust bei einem gestoppten VIP mit dem typischer Fontan-Schaltkreise während des Trainings vergleichbar (ergänzende Abbildung S3). Unsere Konstruktionsabsicht besteht darin, dass das bikonische Design bei 0 U/min den SVC- und IVC-Fluss aufteilt, ohne den Widerstand wesentlich zu erhöhen. Dieser Versagensmodus ist vergleichbar mit früheren Modifikationen des passiven Flusses von Fontan wie den OptiFlo- und Y-Graft-Designs48,49,56,57,58. Im Gegensatz dazu haben ummantelte Fontan-Pumpen, die von anderen vorgeschlagen wurden, einen klinisch unhaltbaren Gradienten von 13 mmHg bei einer Durchflussrate von 7 l/min45 und 18 mmHg bei einer Durchflussrate von 4 l/min13 gemeldet. Fontan-Kreislaufgradienten in diesem Bereich wären klinisch destabilisierend und würden wahrscheinlich einen chirurgischen Notfalleingriff zur Rettung erforderlich machen. Aus sicherheitstechnischer Sicht glauben wir, dass ein geringer intrinsischer hydraulischer Widerstand für eine langfristige Fontan-Pumpe unerlässlich ist. Mit anderen Worten: Ein Fontan-Patient sollte niemals auf den Pumpenfluss oder darauf angewiesen sein, dass die Pumpe zum Überleben betriebsbereit bleibt. Unter Berücksichtigung des erhöhten Druckverlusts während des Trainings sollten zukünftige Studien die physiologischen Reaktionen auf einen zuvor ausgefallenen VIP modellieren, der bei leichter Belastung nicht entfernt wurde, oder auf einen plötzlich gestoppten VIP bei hoher Stoffwechselaktivität.

Das Design eines langfristigen kavopulmonalen Unterstützungsgeräts unterliegt einzigartigen objektiven Funktionen und Einschränkungen, die miteinander in Konflikt stehen können. Es muss sorgfältig darüber nachgedacht werden, dass die Betonung verschiedener Aspekte der Pumpenleistung zu diametral entgegengesetzten Richtungen im VIP-Design führen kann. Mit zunehmender geometrischer Komplexität müssen wir die Beziehungen zwischen Designparametern und interessierenden Größen besser verstehen. Designverfeinerungen könnten durch den Einsatz von Sensitivitätsanalysen und Formoptimierungstechniken in zukünftigen Studien besser fundiert werden20,23,59,60,61,62.

Neben einem geringen hydraulischen Widerstand spielen auch Thromboserisiken eine Rolle für die langfristige passive Sicherheit von VIPs. Trotz des Mangels an genauen und zuverlässigen Modellen zur Vorhersage der Thrombosebildung wurden drei auf Scherspannung basierende Endpunkte verwendet, um die Strömungsstauung in der interessierenden Region zu charakterisieren. Bereiche mit niedrigem WSS in den VIP-Modellen wurden lokalisiert und zeigten im Vergleich zum Modell mit leerem Gehäuse trotz einer größeren Blutkontaktfläche in der Pumpe einen kleineren Flächenanteil mit niedrigem WSS. Im Vergleich zum 1,09-mm-Design kann der erhöhte mittlere WSS auf der Rotoroberfläche (+ 27 % bei 7 l/min) und der verringerte niedrige WSS-Flächenanteil (– 3 % bei 7 l/min) auf die Verwendung von Kanten zurückgeführt werden Filets, die trotz eines größeren Druckabfalls im 1,62-mm-Design die Strömungsablösung verbesserten. Insgesamt lag der mittlere TAWSS bei den VIPs im physiologischen Bereich43 und vergleichbar mit dem mittleren TAWSS beim extrakardialen Fontan-Transplantat48,57,58 für CO = 3 und 5 l/min.

Ebenso stimmten die Ergebnisse der Farbstoffauswaschzeit mit den scherbasierten Endpunkten überein. Der Farbstoff im sekundären Flussweg wurde bei 3 l/min eingefangen, es dauerte mehr als 5 s, bis er ausgewaschen wurde, und machte den sekundären Flussweg anfällig für Blutgerinnsel, wenn die Pumpe angehalten wurde. Es ist jedoch unwahrscheinlich, dass die passive Leistung durch einen verstopften sekundären Flussweg beeinträchtigt wird, da < 1 % des venösen Rückflusses durch den sekundären Flussweg verläuft. Weitere Bereiche mit Strömungsstau bei niedrigem Herzzeitvolumen umfassen die Verbindung zwischen Gehäuse und Auslässen sowie die Basis der konischen Rotornabenoberfläche, was darauf hindeutet, dass eine lokale Formänderung vorgenommen werden könnte, um die Strömungstrennung und -rezirkulation zu verbessern. Insgesamt ergaben unsere Simulationsergebnisse keine bedenklichen Ersatzwerte für das Thrombosepotenzial.

Eine wesentliche Einschränkung dieser Studie ist die Verwendung konstanter Zuflussbedingungen. Obwohl sich mit zunehmendem Herzzeitvolumen instabile Wirbelablösungen und Fluktuationen entwickelten, unterscheidet sich das momentane Strömungsfeld weiterhin vom natürlichen Zustand mit atmungsabhängiger pulsierender Strömung. Für zeitlich gemittelte Größen wie Druckabfälle und TAWSS erwarten wir ähnliche Trends bei den drei in dieser Studie getesteten Modellen unter pulsierenden Strömungsbedingungen. Der erhöhte Druckabfall, der beim Spitzeninspirationsfluss auftreten würde, würde wahrscheinlich den Ergebnissen unter höheren stationären Flussbedingungen (9 und 11 l/min) ähneln.

Die passive Leistung des VIP in einem patientenspezifischen Modell wurde in dieser Studie nicht bewertet. Im Gegensatz zum Testabschnitt, in dem kreisförmige Rohre auf derselben Ebene angeordnet waren, gibt es eine große Variation bei patientenspezifischen PAs. In zukünftigen Studien werden patientenspezifische Modelle in Verbindung mit einem Netzwerk mit geschlossenen Parametern63,64,65 untersucht.

Darüber hinaus wurde die Flussaufteilung für IVC/SVC auf 60/40 festgelegt und die symmetrische Lungenflussverteilung wurde in dieser Studie nur berücksichtigt. Frühere Studien zeigten, dass der IVC-Flussanteil mit dem Alter und der Körperoberfläche korreliert66,67 und eine einseitige pulmonale arteriovenöse Fehlbildung zu einer verzerrten Lungenflussverteilung führen kann41. Daher sollten die Auswirkungen von Unsicherheiten bei der Aufteilung von Zufluss und Abfluss auf die aktive und passive Leistung der Pumpe untersucht werden, um in zukünftigen Studien jüngere Patienten und Patienten mit ungewöhnlichen Flussbedingungen zu berücksichtigen.

Ein Schwellenwert zur Beurteilung eines niedrigen WSS wurde nicht validiert und die Thromboserisiken wurden im Vergleich zum leeren Gehäusemodell verglichen. Es ist bekannt, dass ein übergroßes extrakardiales Fontan-Transplantat trotz geringerem hydraulischen Widerstand anfällig für Thrombosen ist68. Das Modell mit leerem Gehäuse und einer gewölbten Kammer an der Fontan-Verbindung schafft zusätzlichen Raum für Durchmischung und Rezirkulation, ähnlich einem übergroßen Transplantat. Diese Ergebnisse müssen jedoch im Vergleich zu zukünftigen In-vitro-Thrombosestudien validiert werden, und darüber hinaus werden zukünftige hypothetische Studien über die Auswirkungen von Blutgerinnseln, die virtuell auf der Pumpenoberfläche hinzugefügt werden, dabei helfen, den Leistungsbereich zu ermitteln.

Es wird angenommen, dass es sich bei der Flüssigkeit um eine Newtonsche Flüssigkeit handelt. Obwohl dies im Allgemeinen eine gültige Näherung für die Strömung in großen Gefäßen mit hohen Scherraten ist69, können nicht-Newtonsche Effekte im Zusammenhang mit der Thrombogenese bei der Strömungsrezirkulation, bei der die Scherraten niedrig sind, wichtig werden. Vorhersagen für die Orte, an denen sich Thromben entwickeln, werden anhand künftiger In-vitro- und Tier-In-vivo-Studien validiert.

Im Gegensatz zu den naiven Gefäßen sind die Transplantatabschnitte für die Venae cavae und PAs sowohl in MCL- als auch in Strömungssimulationen nicht dehnbar. Zukünftige Studien mit realistischen anatomischen Modellen könnten den Einfluss variabler Materialeigenschaften untersuchen. Zuvor haben Long et al.70 gezeigt, dass die Wandbewegungen die Wandschubspannung trotz geringer Auswirkung von FSI auf den Druckverlust und die Leberflussverteilung erheblich verändern können.

Sowohl MCL- als auch Simulationsergebnisse zeigten, dass das neueste VIP-Design im Vergleich zu anderen Fontan-VADs unter den meisten Strömungsbedingungen bei Fontan-Patienten deutlich geringere Druckabfälle bei 0 U/min verursachte. Wir beobachteten eine gute Übereinstimmung zwischen Simulationen und MCL-Ergebnissen. Die niedrige WSS-Fläche und die Farbstoffauswaschzeit waren bei den Pumpen mit beiden Flügelhöhen kleiner als bei einem Modell mit leerem Gehäuse. Bei einem Anstieg des Druckgradienten um \(\le\) 0,5 mmHg bei 0 U/min für CO = 3–7 l/min und größeren hydraulischen Förderhöhen unter Arbeitsbedingungen wird die 1,62-mm-Ausführung mit Kantenverrundungen der 1,09-mm-Ausführung vorgezogen. Diese Erkenntnisse werden als Grundlage für zukünftige Designoptimierungen dienen, um die passiven Sicherheitsmerkmale von kavopulmonalen Unterstützungsgeräten langfristig zu verbessern.

Die im Rahmen der aktuellen Studie generierten Daten sind auf begründete Anfrage beim jeweiligen Autor erhältlich. Der Quellcode für den Strömungslöser ist auf Github verfügbar (https://github.com/SimVascular/svSolver).

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Die Autoren möchten Artem Ivashchenko, Michael Neary und Dr. Edward Bennett für die Weitergabe ihrer CAD-Dateien und ihres Fachwissens danken. Diese Studie wurde durch einen NIH R01 Grant (5R01HL150346-02) unterstützt. Simulationen wurden auf dem Expanse-Cluster im San Diego Supercomputer Center im Rahmen der Zuteilung TG-CTS130034 durchgeführt, die vom Extreme Science and Engineering Discovery Environment (XSEDE) bereitgestellt wird und durch die Fördernummer ACI-154856271 der National Science Foundation unterstützt wird. Die Autoren danken Simmetrix Inc. für die Bereitstellung akademischer Lizenzen für die MeshSim-Softwarebibliothek.

Abteilung für Pädiatrie (Kardiologie), Stanford University, Stanford, CA, USA

Weiguang Yang und Alison L. Marsden

Fakultäten für Maschinenbau, Clemson University, Clemson, SC, USA

Timothy A. Conover und Richard S. Figliola

Abteilung für Bioingenieurwesen, University of Louisville, Louisville, KY, USA

Guruprasad A. Giridharan

Abteilung für Bioingenieurwesen, Stanford University, Stanford, CA, USA

Alison L. Marsden

Abteilung für Herz-Thorax-Chirurgie, Abteilung für Chirurgie, Indiana University School of Medicine, Indianapolis, IN, USA

Mark D. Rodefeld

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WY führte Simulationen durch und erstellte das Manuskript. TC, RF und GG führten die MCL-Studie durch. AM, RF und MR konzipierten die Studie und überwachten alle Aspekte der Arbeit. Alle Autoren analysierten und interpretierten die Ergebnisse und redigierten das Manuskript.

Korrespondenz mit Weiguang Yang.

Dr. Rodefeld offenbart das Patent US 9.827.357 für ein kavopulmonales Viskose-Laufradunterstützungsgerät und -verfahren. Dr. Giridharan bietet Beratungen für NuPulseCV an. Seine Beratungstätigkeit steht in keinem Zusammenhang mit der Unterstützung von Fontan. Die übrigen Autoren haben keine Interessenkonflikte zu melden.

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Nachdrucke und Genehmigungen

Yang, W., Conover, TA, Figliola, RS et al. Passive Leistungsbewertung und Validierung einer Visko-Laufradpumpe zur subpulmonalen Fontan-Kreislaufunterstützung. Sci Rep 13, 12668 (2023). https://doi.org/10.1038/s41598-023-38559-y

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Eingegangen: 14. Februar 2023

Angenommen: 11. Juli 2023

Veröffentlicht: 04. August 2023

DOI: https://doi.org/10.1038/s41598-023-38559-y

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