Summary
Der er blevet fornyet interesse i at udvikle polymer ventiler. Her er målsætningen at demonstrere muligheden for at ændre en kommerciel puls duplikator til at rumme tri-folder geometrier og definere en protokol til at præsentere polymer ventil hydrodynamiske data i forhold til indfødte og proteser ventil data indsamlet i henhold næsten identiske betingelser.
Abstract
Begrænsninger af tiden tilgængelige kunstige hjerteklapper, xenotransplantater og homografts har bedt en nylig genopblussen af udviklingen inden for tri-folder polymer ventil proteser. Men identifikation af en protokol for indledende vurdering af polymer ventil hydrodynamisk funktionalitet er altafgørende i de tidlige faser af designprocessen. Traditionelle in vitro puls duplicator systemer er ikke konfigureret til at rumme fleksible tri-folder materialer, desuden behovsvurdering af polymer ventil funktionalitet skal foretages i en relativ kontekst til indfødte og kunstige hjerteklapper under identiske testbetingelser, så variation i målingerne fra forskellige instrumenter kan undgås. Derfor har vi gennemført hydrodynamisk vurdering af i) nativ (n = 4, middeldiameter, D = 20 mm), ii) bi-folder mekanisk (n = 2, D = 23 mm) og iii) polymeren ventiler (n = 5, D = 22 mm) ved brug af en kommercielt tilgængelig puls duplikator systemet (ViVitro LabsInc, Victoria, BC), som blev ændret for at imødekomme tri-folder ventil geometrier. Tri-brochure silikone ventiler udviklet på University of Florida omfattede polymer ventil gruppen. En blanding i forholdet 35:65 glycerin til vand blev anvendt til at efterligne blod fysiske egenskaber. Øjeblikkelige strømningshastighed blev målt ved grænsefladen af den venstre ventrikel og aorta enheder, mens trykket blev registreret ved ventrikulære og aorta positioner. Bi-brochure og indfødte ventil data fra litteraturen blev brugt til at validere flow og trykmålinger. Følgende hydrodynamiske målinger blev rapporteret: fremløb trykfald aortaroden spændingsværdi fremad flow, aorta lukning, lækage og regurgitant volumen, transaortic lukning, lækage, og den samlede energitab. Repræsentative resultater viste, at hydrodynamiske målinger fra de tre ventil grupper kan med held opnås ved at inkorporere en specialbygget samling i en kommercielt tilgængelig puls duplikator system, og subsequently, objektivt forhold til at give indsigt i funktionelle aspekter af polymer ventil design.
Introduction
Hjerteklapsygdom ofte skyldes degenerative ventil forkalkning 1, gigtfeber 2, endocarditis 3,4 eller medfødte misdannelser. Når ventil opstår skader, der forårsager stenose og / eller gylp ventil prolaps og ikke kan kirurgisk repareret, er det native ventil sædvanligvis erstattet af en protese ventil. Aktuelt tilgængelige muligheder omfatter mekaniske ventiler (bur-kugleventiler, vippe disk ventiler osv.), Homotransplantat og bioprotetiske ventiler (svine-og kvæg ventiler). Mekaniske ventiler er ofte anbefales til yngre patienter baseret på deres holdbarhed, men patienten er forpligtet til at forblive på antikoagulationsbehandling at forhindre trombotiske komplikationer 5.. Homotransplantat og biologiske protetiske ventiler har været effektive valg at undgå blod tyndere terapi, men disse ventiler har forhøjet risiko for fibrose, forkalkning, degenerering og immunogene komplikationer, der fører til ventil fiasko 6. Tissue-manipuleret ventiler bliver undersøgt som en ny teknologi 7-9, men der er stadig meget at blive afdækket. Alternative holdbare, biokompatible, protetiske ventiler er nødvendige for at forbedre livskvaliteten for de hjerteklap sygdom. Igen kunne dette ventil design erstatte bioprotesen anvendes i transkateter ventil teknologi, med transkateter tilgange viser potentialet for at omdanne behandling af udvalgte patienter med hjerteklapsygdom 10.
Som anført af de nuværende standarder, bør en succesfuld hjerteklap erstatning have følgende egenskaber: "1) giver mulighed for fremløb med acceptabel lille gennemsnitlig trykforskel drop, 2) forhindrer retrograd flow med acceptabel lille opstød, 3) modstår embolisering, 4) modstår hæmolyse, 5) modstår trombedannelse, 6) er biokompatible, 7) er kompatibel med in vivo diagnostiske teknikker 8) kan leveres og implanteres i måletbefolkning 9) forbliver fastsættes en gang placeret, 10) har en acceptabel støjniveau, 11) har reproducerbar funktion 12) fastholder sin funktionalitet til en rimelig levetid, i overensstemmelse med dens generiske klasse, 13) opretholder sin funktionalitet og sterilitet til en rimelig hylde livet inden implantation. "11.. Nogle af manglerne ved eksisterende ventil proteser potentielt kan overvindes ved en polymer ventil. Biokompatible polymerer er blevet anset topkandidater baseret på biostabilitet, anti-hydrolyse, anti-oxidation, og fordelagtige mekaniske egenskaber såsom høj styrke og viskoelasticitet. kan navnlig elastomere polymerer giver væsentlig deformation ligner native ventil dynamik. Elastomerer kan skræddersys til at efterligne blødt væv egenskaber, og de kan være de eneste kunstige materialer til rådighed, som er bio-tolerante og som kan modstå koblede, in vivo, væske-induceret, bøjnings-og trækspændinger endnu, flytte på en måde der ligner sund,native ventil bevægelse. Desuden kan elastomerer masseproduceres i forskellige størrelser, der er gemt med lethed, forventes at være omkostningseffektive apparater og kan være strukturelt forstærket med fiberforstærkning.
Begrebet brugen af polymer materialer til at samle en tri-folder ventilen er ikke nyt og har været genstand for en række forskningsundersøgelser gennem de sidste 50 år 12, der er blevet opgivet i høj grad på grund af begrænset ventil holdbarhed. Men med fremkomsten af nye fremstillings metoder 13,14, styrkelse af polymer materialer 15,16 og potentielt problemfri integration af polymer ventil erstatninger med transkateter ventil teknologi, har der for nylig været en fornyet interesse og aktivitet i udviklingen af polymer ventiler som en potentielt levedygtigt alternativ til i øjeblikket tilgængelige kommercielle ventiler. I det lys, er en protokol, der muliggør afprøvning af disse ventiler til at vurdere hydrodynamiske funktionalitet det første skridti evalueringsprocessen endnu ikke kommercielt tilgængelige pulssimulator systemer generelt ikke udstyret til at rumme tri-folder ventil design og indeholder en ringformet afstand for at indsætte kommercielt tilgængelige hjerteklapper (f.eks vippe disken, bi-brochure mekaniske hjerteklapper). For det andet polymer ventiler er en ny teknologi, hvis hydrodynamik kan kun vurderes i en relativ sammenhæng. Selvom native hjerteklap tryk og flow data er tilgængelige, er det vigtigt at foretage afprøvning af native aorta svin ventiler, som er biologisk ligner humane ventiler med samme pulserende simulator, der anvendes til at vurdere de polymere ventilerne, således at redegøre for måleforskelle der kan være afhængig af systemet. Derfor er målet med denne undersøgelse var at påvise, hvordan en kommercielt tilgængelig pulssimulator kan udstyres med en anordning til at rumme tri-folder ventil konstruktioner og systematisk at evaluere polymer ventil hydrodynamiske målinger i en relativ context i forhold til mekaniske og indfødte svin hjerteklap modstykker. I vores tilfælde, som tidligere roman tri-folder siliconepolymersammensætninger ventiler udviklet på University of Florida 13 omfattede polymer ventil gruppen.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
1.. Forberedelse
- Designe og fabrikere en forsamling til at rumme en tri-folder ventil geometri. Dette vil som minimum indeholde en ventil holder til sutur-i ventilen foldere og en tube til at huse ventilholderen og omkringliggende tilbehør til at fastgøre samlingen på pulsen duplikator system. I vores tilfælde, udnyttede vi en kommercielt tilgængelig puls duplikator system til rådighed fra ViVitro Labs Inc. (Victoria, BC). Valve holder design samt før og efter montage konfigurationer er afbildet i figur 1..
- Hele løkken skal primes før brug. Dette involverer to trin: i) rensning af hele løkken systemet med sæbe og vand, herunder udskiftning af nedbrudte rør før brug og ii) kalibrering af instrumenter der er tilsluttet sløjfen, nemlig pumpen bruges, flow sonden, og tryktransducerne (generelt målt ved atrieflimren, aorta og ventrikulær placeringer). Kalibrering kan initially udføres med 1% saltvandsopløsning og bør gentages før brug af blod-analog glycerin opløsning.
2.. Native Aortaklapareal Dissection
- Få 4 friske svinehjerter med aorta intakt fra en USDA godkendt slagteri (Institutional Animal Care og brug Udvalg (IACUC) godkendelse kan være påkrævet). I vores tilfælde, var vores dissektion protokol godkendt af IACUC på Florida International University (Protocol Godkendelse Nummer: 11-020). Skyl hjerte med demineraliseret vand, og placer den i en beholder fyldt med 1% antimykotiske / antibiotikum og sterilt phosphatbufret saltvand (PBS)-opløsning og transport på is til den hydrodynamiske testlaboratorium.
- Placer hjerter i en dissekere gryde og forsigtigt fjerne hjertesækken. Placer hjerte sådan, at ventrale side vender mod dig. Efterse og identificere de fire kamre i hjertet og find aortabuen på intakte aorta.
- Adskil hjerte i two halvdele ved at skære på tværs horisontalt på ca 0,75 i under annulus, dvs overgangen mellem aorta og venstre hjertekammer. Forsigtigt isolere intakte aorta stadig fastgjort til venstre ventrikel væv segment.
- Undersøg aortaklappen placeret i aortaroden, regionen mellem den opadgående aorta og den nedre ringformede, sikre, at der ikke er nogen skader eller tegn på forkalkning.
- Split aorta i ~ 1 ovenfor ringvolumenet og adskille den venstre ventrikel vævssegment under annulus at isolere aortaklappen (figur 2a).
3.. Polymer og Native Valve suturing Process
- Placer hjerteklap i ventilen holder sådan, at bunden af hver ventil flugter med bunden af stillingsindehaver. Fastgør ventilen på plads i hvert indlæg midlertidigt med en papirclips, men vær forsigtig med ikke at beskadige Commissurerne eller cusps.
- Sæt suturen inål. Begynd suturering på bunden af ventilen holderen ved at føre nålen gennem det første hul, fra ydersiden til indersiden, således at nålen let kan trækkes fra bunden. I en looping mode, begynder suturering ventilen lodret op stillingerne af ventilen holder.
- Fremskridt med suturering (figur 2b) langs omkredsen af holderen og sikkert med ekstra sutur omkring spidserne af indehaveren stillinger. Papirclips (figur 2c) kan fjernes, når ventilen er helt fastgjort med suturer til 3-stillinger og ved omkredsen af ventilen holderen (fig. 2d og 2e).
4.. Hydrodynamisk Evaluation
Bemærk: Faktisk protokol vil variere afhængigt af specifik puls duplikator system, der anvendes. Alle oplysninger caontained heri brugte ViVitro Pulse duplikatorer sysytem (ViVitro Labs, Inc., Vancouver, BC).
- Bi-folder vaLVE
- Sæt puls puls duplikator system, til 70 slag / min.
- Vælg et flow bølgeform til at drive pumpen (i tilfælde af ViVitro systemet S35 bølgeform blev valgt til alle hydrodynamiske test). Den specifikke bølgeform anvendt i vore forsøg er illustreret af Lim et al. (2001) 17.
- Tænd forstærker og stempelpumpe. Varm op i 15 min.
- Placer bi-folder ventil (fig. 2f) i aorta position.
- Smøre vakuum fedt på alle vejkryds i den enhed, hvor lækager kan forekomme.
- Hæld glycerin / saltvand væske i den atrielle rum. Bemærk, at pulserende duplikator Systemet kører på 2 liter væske med: 35% / 0,7 L glycerol og 65% / 1,3 L af saltvandsopløsning. Saltopløsningen fremstilles ved hjælp af almindeligt salt godt opløst i deioniseret vand ved en koncentration på 9 mg / ml (vægt / volumen).
- Tænd flowtransduceren der er blevet placeret i aorta position.
- Kalibrer the pumpe.
- Fortsæt med flowtransduceren kalibrering efterfulgt af tryktransducere. Ligeledes til pumpen, skal du blot følge instruktionerne fra ViVitest software (ViVitro Labs Inc.) for hver flow og tryk under kalibrere fanen.
- Når kalibreringen er færdig, skal du starte pumpen ved lav rpm indtil væsken fylder aorta rum. Kontroller for lækager. Brug yderligere vakuum fedt hvis det er nødvendigt.
- Drej de to stop-haner (aorta-og ventrikulære transducere) til åben position.
- Øg rpm af pumpen indtil slagvolumen på 80 ml / beat.
- Tillade systemet til at køre i 10 min, indtil flow er stabiliseret. Flow stabilisering kan verificeres ved at observere flow og tryk kurver vises på skærmen. Lav til ingen variation mellem cyklusser er en god indikator for systemets stabilisering.
- I ViVitest softwaren vælge erhverve tilstand.
- Klik på indsamle 10 cykler.
- Fra analysere tilstanden cslikke på bordet og gemme filen. Også gemme et billede af bølgeformer bruge foto-snap indstilling i ViVitest.
- Indfødte og Polymer ventiler
- For polymer og dyrs ventiler, følge de samme trin 3.1.1 - 3.1.3 fra bi-folder ventil instruktioner.
- Placer ventilen holderen med sutureres ventil inde i glasrøret fra specialfremstillede forsamling. Sandwich glasset med den øverste og nederste stykker og sikre in-sted med laterale skruer og møtrikker.
- Sted samling mellem aorta kammeret og den oprindelige aortaklappen indehaver.
- Fortsæt med trin 3.1.5 - 3.1.16 fra bi-folder ventil instruktioner.
5.. Efterbehandling
- Flow og trykbølgeformer
- Gennemsnitlig indsamlede data for hver af de bølgeformer indsamlet, dvs aorta tryk (AP), ventrikulær tryk (VP), og flow rate (Q).
- For hver gruppe af ventil (polymer, svin ntiv aortaklappen og bi-folder), plotte den tilsvarende AP, VP og Q i forhold til tid på samme grund.
- For AP, oven normal, indfødte aortaklappen 18, og bi-folder protese ventil 19 parceller fra litteraturen til validering.
- Hydrodynamiske målinger
- For hver testet ventil, skal følgende hydrodynamiske målinger beregnes: a) Forward flow tryktab og maksimal transvalvular tryk (TVP), b) aorta geometriske middelværdi (RMS) fremad flow, c) aorta fremløb, lukning, lækage og total regurgitant volumen, d) ventil ende blænde areal (EOA), e) transaortic fremløb, lukning, lækage og den samlede energitab.
- Fremløb trykfald beregnes fra TVP aflæsninger og kan kategoriseres i 3 tidsintervaller, P: interval, der starter og slutter med 0 TVP, F: interval med fremløb og H: interval startende med 0 TVP og slutter med 0 flow. Maximum TVP er maximum trykgradient registreres over ventilen fra aorta og ventrikulære trykmålinger.
- RMS frem strømningshastighed (Q rms) er en nyttig parameter til at kvantificere størrelsen af fremløb sats som følger:
Hvor n er det samlede antal tidspunkter indsamles, »Q i 'er den øjeblikkelige flowmåling indsamles for" jeg ". - Aorta fremad, lukning og lækage mængder er beregnet baseret på følgende tidsintervaller, Forward: Begyndelsen af fremløb gennem ventilen (t o), til slutningen af fremløb (t 1) Lukning: fra t 1 indtil instans ventil lukning (t 2) Lækage: fra t 2 indtil slutningen af hjertecyklussen (t 3). Samlet regurgitant volumen er simpelthen summen af closing og lækage mængder.
- Den EOA baseret på blod egenskaber kan beregnes for de 3 intervaller, P, F og H fra middelværdien TVP i hver af disse perioder som 20:
- Energitab er defineret som følger 21:
- For hver testet ventil, skal følgende hydrodynamiske målinger beregnes: a) Forward flow tryktab og maksimal transvalvular tryk (TVP), b) aorta geometriske middelværdi (RMS) fremad flow, c) aorta fremløb, lukning, lækage og total regurgitant volumen, d) ventil ende blænde areal (EOA), e) transaortic fremløb, lukning, lækage og den samlede energitab.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
Repræsentative flow og tryk bølgeformer er vist i figurerne 3, 4 og 5. De parceller blev i gennemsnit over prøvens størrelse af ventiler testet for hver gruppe, hvilket var, n = 5, 4 og 2 ventiler til polymer, indfødte svin og bi-folder grupperne. De hydrodynamiske målinger og standard fejl af middelværdien for disse stikprøvestørrelser er præsenteret i tabel 1..
Figur 1. (A) Skematisk af ViVitro puls duplikator system, der viser de primære komponenter, der gennemfører en Windkessel model for fysiologisk relevante strømme (figur præsenteres her med tilladelse fra ViVitro Systems, Inc, BC, Canada). (B) Hurtig prototype ventilholderen konfiguration til at suturere og fastgør silikone eller indfødte svin ventiler i-plads. (C) Modification af ViVitro pulsatil loop til at rumme tri-folder ventil konstruktioner. Klik her for at se større figur .
Figur 2. (A) Native svin ventil. (B) Ovenfra af polymer ventil foldere. (C) Side visning af polymer ventilen efter suturering og sikring på stedet inden for ventil-holder. (D) Saint Jude bi-folder mekanisk ventil. Klik her for at se større figur .
Figur 3. Mean øjeblikkelige strømningshastigheder de 3 testede ventiler (n = 5, 4 og 2 ventiler til polymer, indfødte svin en d bi-folder, henholdsvis). Flowhastighed blev målt under anvendelse af en elektromagnetisk flowmåler tilsluttet en noninvasiv flowsonde placeret ved grænsefladen placering af hjertekamrene og aorta kamre (se figur 1a). Klik her for at se større figur .
Figur 4.. Mean øjeblikkelige ventrikel pres af de 3 testede ventiler (n = 5, 4 og 2 ventiler for polymer, indfødte svine-og bi-folder, henholdsvis). Ventrikeltrykket blev målt i ventriklen kammer ved hjælp af en mikro-spids tryktransducer. Overlejret litteratur ventrikulære tryk værdier for indfødte og bi-folder ventiler (diameter: 29 mm) blev opnået fra 18 og 19 hhv.fig4large.jpg "target =" _blank "> Klik her for at se større figur.
Figur 5. Mean øjeblikkelige aorta pres af de 3 testede ventiler (n = 5, 4 og 2 ventiler for polymer, indfødte svine-og bi-folder, henholdsvis). Aorta trykket blev målt lige nedstrøms fra aortaklappen position ved hjælp af et mikro-spids tryktransducer. Overlejret litteratur aorta tryk litteratur værdier for indfødte og bi-folder (diameter: 29 mm) ventiler blev indhentet fra 18. og 19., hhv. Klik her for at se større figur .
| Bi-folder (n = 2) | (Polymer n = 5) | Svin (n = 4) | ||||
| Data Beskrivelse | Mean | SEM | Mean | SEM | Mean | SEM |
| Aorta Orifice Samarbejdsområde [P] (cm 2) | 3.143 | 2,697 | 2.920 | 1.306 | 2.516 | 1,258 |
| Aorta åbningsareal [F] (cm 2) | 7.940 | 1.286 | 4.613 | 2.063 | 3.975 | 1.988 |
| Aorta åbningsareal [H] (cm 2) | 7,516 | 1,633 | 4.575 | 2.046 | 3,942 | 1.971 |
| Forward Flow Trykfald [P] (mmHg) | 17.000 | 0.054 | 22,284 | 12,007 | 40,795 | 11.670 |
| 0,410 | 0,210 | 30,424 | 9.235 | 29,766 | 9,733 | |
| Forward Flow Trykfald [H] (mmHg) | 26,520 | 0,120 | 50,790 | 4.230 | 5.610 | 4.970 |
| Trans-Aorta Maks. tryk (mmHg) | 15.850 | 12.400 | 60,930 | 20,470 | 75.250 | 17,470 |
| Aorta RMS Forward Flow Rate [P] (ml / sek) | 88,280 | 11.110 | 162,120 | 24,970 | 189,080 | 32,610 |
| Aorta RMS Forward Flow Rate [F] (ml / sek) | 193,570 | 3.820 | 204,560 | 6.680 | 177,310 | 2.630 |
| Aorta RMS Forward Flow Rate [H] (ml / sek) | 197,790 | 0.630 | 174,760 | 11.530 | 182,680 | 3.160 |
| Aorta Forward Volumen (ml) | 68,180 | 6.430 | 55,390 | 3.660 | 64.200 | 1.750 |
| Aorta Lukning Volume (ml) | 62.260 | 0,860 | 32.990 | 9,820 | 45,260 | 11.990 |
| Aorta Lækage Volumen (ml) | 60,140 | 3.470 | 33,090 | 9.220 | 56,130 | 11.260 |
| Samlet regurgitant Volumen (ml) | 122,400 | 4.320 | 66,080 | 17.200 | 101,390 | 23.160 |
| TransAortic Forward Flow Energy Loss (mJ) | 80,321 | 4,65 | 115,287 | 17,354 | 184,325 | 12,354 |
| TransAortic Lukning Energy Loss (mJ) | 25,231 | 0.589 | 29.52 | 6,872 | 12,354 | 4.874 |
| TransAortic Lækage Energy Loss (mJ) | 87,219 | 13,242 | 84.02 | 12,205 | 97,029 | 25,047 |
| TransAortic Total Energy Loss (mJ) | 192,771 | 23.51 | 228,827 | 47,254 | 293,708 | 36,483 |
Tabel 1.. Mean og Standard på middelværdien (SEM) Hydrodynamiske målinger beregnet for hjertet testede ventiler (n = 5, 4 og 2 ventiler til polymer, indfødte svine-og bi-folder, henholdsvis). Følgende intervaller skal fremhæves: P: interval, der starter og slutter med 0 TVP, F: interval med fremløb og H: interval startende med 0 TVP og slutter med 0 flow. Middeldråbediametre af ventilerne var som følger: Polymer ventil (n = 5): 22 mm; Native porcin ventil (n = 4): 20 mm b.i-folder (n = 2): 23 mm. Små stikprøver for bi-folder ventil skyldtes begrænsede prøver til rådighed til forskning brug af de to bi-brochure testede ventiler blev tidligere doneret til Biomedical Engineering Department på Florida International University af Saint Jude Medical (Saint Paul, MN).
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
I denne undersøgelse har vi vist nytten af at ændre en kommercielt tilgængelig pulserende duplikator enhed til at rumme tri-folder ventil geometrier, således at hydrodynamiske afprøvning af polymer og native porcine ventiler kan udføres. Specifikt i vores tilfælde var systemet ændret en ViVitro venstre hjerte og systemisk simulator-system (figur 1a) styres via ViViTest dataopsamlingssystem (ViVitro Systems, Inc, Victoria, BC, Canada). Men systemet er ikke ulig flere in vitro, pulserende flow sløjfer som alle anvender en to-komponent Windkessel model at efterligne flow og tryk bølgeformer af relevans for den menneskelige cirkulation 22-25. Disse tokomponent Windkessel systemer består typisk af en pulserende pumpe, en compliance kammer, der efterligner udspilingsevne af arterierne, og en perifer modstand regulator, der kan anvendes til at regulere vaskulær modstand. Den ligning, der beskriver den to-component Windkessel model er: 
hvor C er overensstemmelse, R modstand, Q (t) er den volumetriske strømningshastighed som en funktion af tid og P er det arterielle tryk (dvs. enten i lungepulsåren eller aorta). I denne sammenhæng mener vi, at en lignende ændring kan gøres for at imødekomme tri-indlægsseddel ventiler i andre pulserende simulatorer så godt. Specifikt i vores tilfælde, hus til en tri-folder ventil struktur i aortaklappen placering, en forsamling primært af akryl plast (plexiglas) beklædning, der indeholdt en hurtig prototype ventil holder og sutureres tri-folder ventil (figur 1b og 1c) kan være nemt integreres og fjernes fra det primære ViVitro system. Hydrodynamisk testen blev efterfølgende udført i lighed med andre undersøgelser udført af Baldwin et al. 26.og Wang et al. 25. Øjeblikkelig strømningshastighed blev målt ved hjælp af et elektromagnetisk flowmåler (figur 3). Real-time måling af trykket blev registreret ved ventrikulære og conduit placering ved hjælp microtip transducere på et sæt puls på 70 slag / min (figur 4 og 5). Afprøvningen væske var en blod-analog væske omfattende deioniseret vand til glycerol i en 65% til 35% ratio og 9 g / l NaCl, efterligner blodets viskositet (~ 3,3 cP).
Vi oprindeligt testet en mekanisk bi-folder ventil og de opnåede gennemsnitlige trykbølgedata former blev sammenlignet med litteraturværdier 19. Nogle ventrikel pres variabilitet blev observeret muligvis som følge af forskellige pumpe mekanismer til at køre flydende flow samt geometri og specifikke indstillinger af forskellige puls duplikator systemer såsom størrelsen af den ventrikulære kammer specifik ventil efterligne mitralklappen placering, puls valgt, Fysiologiske flow bølgeform valgt osv. På den anden side blev aorta bølgeformer fundet at være meget ens, og systemet uafhængigt. Denne øvelse blev gentaget for indfødte svin ventiler og igen blev større variation i ventrikel tryk observeret når man sammenligner vores resultater til litteraturen 18. Men det er vigtigt at bemærke, at i vores system, øjeblikkelige strømningshastigheder samt både ventrikulære og aorta pres var ens uanset ventil, der blev testet, dvs polymer og indfødte med montage eller bi-folder uden samling. Denne øvelse er vigtigt at udføre, fordi man er nødt til at sikre, at ændringer af duplikator system med en forsamling ikke væsentligt ændrer lokale flow og / eller trykforhold. For det andet viser disse resultater, at som et middel til systemvalidering som minimum sammenlignelige aorta tryk skal afledes tværs puls duplicator platforme eller ventilen, der testes. Fortolkningen afde hydrodynamiske variabler selv er et spørgsmål om individuelle polymer ventil design detaljerne. Standarder såsom ISO (International Organization for Standardization) 5840 anvendt i evalueringen af hjerteklaplidelser proteser kan tjene som en guide til at vurdere forskellige parametre i forbindelse med polymer ventil geometri, fremstilling og materialeegenskaber. Disse parametre kan optimeres yderligere, og hydrodynamiske test efterfølgende revideres for at sikre, at de nødvendige standarder for FDA indsendelse er opfyldt.
For eksempel foreslås i vores polymer ventiler sammenlignelige energitab og lavere regurgitant mængder versus nativ og bi-folder ventiler acceptable arbejdsbelastninger på den venstre ventrikel 21 og effektiv ventil lukning (tabel 1). Men de afsluttende dynamik resulterede i en relativt højere polymer ventil maks. TVP gradient (versus bi-indlægsseddel ventiler), som i vores tilfælde, berettiger yderligere mekanisk vurdering af silikone materiale bliver osed at fabrikere ventilerne for at sikre, at den højere stress ikke forårsager indlægsseddel brud, og at en tilstrækkelig sikkerhedsfaktor kan sættes på plads. Sammenfattende har vi vist, at en samling, der består af en boligenhed, glasrør og en ventil holder kan fremstilles til at rumme tri-brochure-strukturer, såsom polymer ventiler, der kan brydes, i-stillingen. Sammenlignende flow og tryk bølgeformer tværs nativ, proteser og polymer ventiler, der er ved at blive udviklet skal indhentes. Sekund, trykbølgeformer skal valideres med litteraturværdier. En begrænsning i vores tilgang er, at ventrikulær waveforms er puls duplikator system, specifikke og er tilbøjelige til at vise forskelle, men aorta trykbølgeformer skal være sammenlignelige på tværs af platforme eller ventil bliver testet hvis der er tilstrækkelig ventil funktionalitet eksisterer. En fremtidig retning af dette arbejde er for yderligere at optimere polymer ventil materiale, fremstillingsprocessen og geometri. Hydrodynamics tests Will gentages derefter under identiske betingelser, så at afgøre, om funktionelle forbedringer kvantitativt overholdes ved at sammenligne de nuværende og tidligere hydrodynamiske beregnede målinger.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Disclosures
Forfatterne har ikke noget at afsløre.
Acknowledgments
Et frø tilskud fra University of Florida - College of Medicine er taknemmeligt anerkendt. Graduate studier (Manuel Salinas), blev støttet gennem et mindretal muligheder i biomedicinske forskningsprogrammer - forskningsinitiativ til videnskabelig forbedring (MBRS-RISE) stipendium: NIH / NIGMS R25 GM061347. Finansiel støtte fra Wallace H. Coulter Foundation gennem Florida International University er Biomedical Engineering Department også taknemmeligt anerkendt. Endelig forfatterne takke følgende elever for deres bistand i forskellige stadier af den eksperimentelle proces: Kamau Pier, Malachi Suttle, Kendall Armstrong og Abraham Alfonso.
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| Pump | ViVitro Labs | http://vivitrolabs.com/products/superpump/ | |
| Flow Meter and Probe | Carolina Medical | Model 501D | http://www.carolinamedicalelectronics.com/documents/FM501.pdf |
| Pressure Transducer | ViVitro Labs | HCM018 | |
| ViVitro Pressure Measuring Assembly | ViVitro Labs | 6186 | |
| Valve holder | WB Engineering | Designed by Florida International University. Manufactured by WB Engineering | |
| Pulse Duplicator | ViVitro Labs | PD2010 | http://vivitrolabs.com/wp-content/uploads/Pulse-Duplicator-Accessories1.pdf |
| Pulse Duplicator Data Acquisition and Control System, including ViViTest Software | ViVitro Labs | PDA2010 | http://vivitrolabs.com/products/software-daq |
| Porcine Hearts and Native Aortic Valves | Mary's Ranch Inc | ||
| Bi-leaflet Mechanical Valves | Saint Jude Medical | http://www.sjm.com/ | |
| High Vacuum Grease | Dow Corning Corporation | http://www1.dowcorning.com/DataFiles/090007b281afed0e.pdf | |
| Glycerin | McMaster-Carr | 3190K293 | 99% Natural 5 gal |
| Phosphate Buffered Saline (PBS) | Fisher Scientific | MT21031CV | 100 ml/heart |
| Antimycotic/Antibiotic Solution | Fisher Scientific | SV3007901 | 1 ml in 100 ml of PBS/heart; 20 ml for ViVitro System |
| NaCl | Sigma-Aldrich | S3014-500G | 9 g/L of deionized water |
| Deionized Water | EMD Millipore Chemicals | Millipore Deionized Purification System. 1.3 L for ViVitro System, 200 ml for heart valve dissection process |
References
- Rajamannan, N. M., et al. Calcific aortic valve disease: not simply a degenerative process: A review and agenda for research from the National Heart and Lung and Blood Institute Aortic Stenosis Working Group. Executive summary: Calcific aortic valve disease-2011 update. Circulation. 124, 1783-1791 (2011).
- Marijon, E., Mirabel, M., Celermajer, D. S., Jouven, X.
- Karaci, A. R., et al. Surgical treatment of infective valve endocarditis in children with congenital heart disease. J. Card. Surg. 27, 93-98 (2012).
- Knirsch, W., Nadal, D. Infective endocarditis in congenital heart disease. Eur. J. Pediatr. 170, 1111-1127 (2011).
- Korossis, S. A., Fisher, J., Ingham, E. Cardiac valve replacement: a bioengineering approach. Biomed. Mater. Eng. 10, 83-124 (2000).
- Ghanbari, H., et al. Polymeric heart valves: new materials, emerging hopes. Trends Biotechnol. 27, 359-367 (2009).
- Mol, A., Smits, A. I., Bouten, C. V., Baaijens, F. P. Tissue engineering of heart valves: advances and current challenges. Expert Rev. Med. Devices. 6, 259-275 (2009).
- Ramaswamy, S., et al. The role of organ level conditioning on the promotion of engineered heart valve tissue development in using mesenchymal stem cells. Biomaterials. 31, 1114-1125 (2010).
- Sacks, M. S., Schoen, F. J., Mayer, J. E. Bioengineering challenges for heart valve tissue engineering. Annu. Rev. Biomed. Eng. 11, 289-313 (2009).
- Zamorano, J. L., et al. EAE/ASE recommendations for the use of echocardiography in new transcatheter interventions for valvular heart disease. J. Am. Soc. Echocardiogr. 24, 937-965 (2011).
- ANSI/AAMI/ISO. Cardiovascular Implants - Cardiac Valve Prostheses. Assoc. Adv. Med. Instrum. 71, (2005).
- Gallocher, S. L. Durability Assessment of Polymer Trileaflet Heart Valves PhD thesis. , Florida International University. Available from: FIU Electronic Theses and Dissertations 313 (2007).
- Blood Cell Adhesion on Polymeric Heart Valves. Carroll, R., Boggs, T., Yamaguchi, H., Al-Mously, F., DeGroff, C., Tran-Son-Tay, R. UF Pediatrics Science Days Conference, March 7-9, Gainesville, FL, , (2012).
- Hydrodynamic Evaluation of a Novel Tri-Leaflet Silicone Heart Valve Prosthesis. Pierre, K. K., Salinas, M., Carroll, R., Landaburo, K., Yamaguchi, H., DeGroff, C., Al-Mousily, F., Bleiweis, M., Ramaswamy, S. Biomedical Engineering Society, Annual Fall Meeting, Oct. 24-27, Atlanta, GA, , (2012).
- Cacciola, G., Peters, G. W., Schreurs, P. J. A three-dimensional mechanical analysis of a stentless fibre-reinforced aortic valve prosthesis. J. Biomech. 33, 521-530 (2000).
- De Hart, J., Cacciola, G., Schreurs, P. J., Peters, G. W. A three-dimensional analysis of a fibre-reinforced aortic valve prosthesis. J. Biomech. 31, 629-638 (1998).
- Lim, W. L., Chew, Y. T., Chew, T. C., Low, H. T. Pulsatile flow studies of a porcine bioprosthetic aortic valve in vitro: PIV measurements and shear-induced blood damage. J. Biomech. 34, 1417-1427 (2001).
- Gutierrez, C., Blanchard, D. G. Diastolic heart failure: challenges of diagnosis and treatment. Am. Fam. Physician. 69, 2609-2616 (2004).
- Shi, Y., Yeo, T. J., Zhao, Y., Hwang, N. H. Particle image velocimetry study of pulsatile flow in bi-leaflet mechanical heart valves with image compensation method. J. Biol. Phys. 32, 531-551 (2006).
- Chandran, K. B., Yoganathan, A. P., Rittgers, S. E. Biofluid Mechanics: The Human Circulation. , 1st edn, CRC Press, Taylor & Francis Group. 277-314 (2007).
- Akins, C. W., Travis, B., Yoganathan, A. P. Energy loss for evaluating heart valve performance. J. Thorac. Cardiovasc. Surg. 136, 820-833 (2008).
- Fung, Y. C. Biomechanics: Circulation. , 2nd ed, Springer. (1997).
- Keener, J., Sneyd, J. Mathematical Physiology, II: Systems Physiology. , 2nd ed, Springer. (1998).
- Quick, C. M., Berger, D. S., Noordergraaf, A.
- Wang, Q., Jaramillo, F., Kato, Y., Pinchuk, L., Schoephoerster, R. T. Hydrodynamic Evaluation of a Minimally Invasive Heart Valve in an Isolated Aortic Root Using a Modified In Vitro Model. J. Med. Devices. 3, 011002.1-011002.6 (2009).
- Baldwin, J. T., Campbell, A., Luck, C., Ogilvie, W., Sauter, J. Fluid dynamics of the CarboMedics kinetic bileaflet prosthetic heart valve. Eur. J. Cardiothorac. Surg. 11, 287-292 (1997).
