Summary
Il ya eu un regain d'intérêt dans le développement de valves polymères. Ici, les objectifs sont de démontrer la faisabilité de la modification d'un duplicateur d'impulsion commerciale pour accueillir géométries tri-leaflet et de définir un protocole de présenter des données hydrodynamiques de soupape polymères par rapport aux données de valve native et prothétique recueillies dans des conditions quasi-identiques.
Abstract
Limitations de valves prothétiques actuellement disponibles, les xénogreffes, et homogreffes ont suscité une résurgence récente des développements dans le domaine de la vanne à trois dépliant polymère prothèses. Cependant, l'identification d'un protocole pour l'évaluation initiale de la fonctionnalité hydrodynamique de la vanne polymère est primordiale durant les premières étapes du processus de conception. Traditionnelle dans les systèmes de duplication impulsions in vitro ne sont pas configurés pour utiliser des matériaux tri-feuillets flexibles, en outre, l'évaluation de la fonctionnalité de valve polymère doit être faite dans un contexte par rapport aux valves cardiaques natives et prothétiques dans des conditions d'essai identiques de sorte que la variabilité des mesures de différents instruments peuvent être évités. En conséquence, nous avons effectué une évaluation hydrodynamique i) natif (n = 4, diamètre moyen, D = 20 mm), ii) bi-feuillet mécanique (n = 2, D = 23 mm) et iii) les vannes polymère (n = 5, D = 22 mm) via l'utilisation d'un système de duplication d'impulsion disponible dans le commerce (ViVitro LabsInc, Victoria, C.-B.) qui a été modifié pour tenir compte des géométries de valve à trois folioles. Valves en silicone Tri-dépliant développés à l'Université de Floride composent le groupe de vannes polymère. Un mélange dans un rapport de 35:65 glycérine à de l'eau a été utilisé pour reproduire les propriétés physiques du sang. Débit instantané a été mesurée à l'interface du ventricule gauche et l'aorte alors que les unités de pression a été enregistré au niveau des positions ventriculaires et aortiques. Données de valve native de la littérature Bi-dépliant et a permis de valider l'écoulement et de la pression. Les paramètres hydrodynamiques suivants ont été rapportés: chute de pression d'écoulement vers l'avant, la racine de l'aorte taux carré avant de débit, fermeture aortique, la fuite et le volume de régurgitation, fermeture transaortique, les fuites et les pertes d'énergie totale moyenne. Résultats de la représentante a indiqué que les paramètres hydrodynamiques des trois groupes de vannes pourraient être obtenus avec succès en incorporant un montage sur-mesure dans un système de duplication d'impulsion disponible dans le commerce et subsequently, par rapport objectivement pour donner un aperçu sur les aspects fonctionnels de la conception polymère valve.
Introduction
valvulopathie cardiaque est souvent due à dégénérative calcification de la valve 1, la fièvre rhumatismale 2, endocardite 3,4 ou malformations congénitales. Lorsque des dommages de valve se produit, provoquant une sténose et / ou régurgitation prolapsus de la valve et ne peut être chirurgicalement réparé la valve native est généralement remplacé par une prothèse valvulaire. Actuellement options disponibles incluent les valves mécaniques (vannes cage sphérique, vannes de disque pendulaires, etc.), Homogreffes et bioprothèses (porcine et bovine vannes). Les valves mécaniques sont souvent recommandés pour les patients plus jeunes en fonction de leur durabilité, mais le patient doit rester sous traitement anticoagulant pour prévenir les complications thrombotiques 5. Prothèses valvulaires homogreffes et biologiques ont été des choix efficaces pour éviter sang thérapie plus mince, mais ces valves présentent un risque élevé pour la fibrose, la calcification, la dégénérescence et les complications immunogènes menant à la défaillance de la vanne 6. Valves de l'ingénierie tissulaire sont à l'étude comme une technologie émergente 7-9, mais il reste encore beaucoup à découvrir. , Vannes alternatifs durables, biocompatibles prothèses sont nécessaires pour améliorer la qualité de vie des patients atteints de maladies des valves cardiaques. Encore une fois, cette conception de la valve pourrait remplacer la bioprothèse utilisés dans la technologie de valve percutanée, avec des approches de cathétérisme montrant le potentiel pour transformer le traitement des patients sélectionnés atteints de la maladie de la valvule cardiaque 10.
Comme indiqué par les normes actuelles, un succès remplacement de valve cardiaque devrait avoir les caractéristiques de performance suivantes: «1) permet d'avancer débit avec suffisamment faible chute de différence moyenne de pression; 2) empêche l'écoulement rétrograde avec suffisamment faible régurgitation; 3) résiste embolisation; 4) résiste hémolyse; 5) résiste à la formation de thrombus; 6) est biocompatible; 7) est compatible avec des techniques de diagnostic in vivo, 8) est livrable et implantable dans le corps ciblepopulation; 9) reste fixée une fois placé, 10) a un niveau de bruit acceptable; 11) a une fonction reproductible; 12) conserve sa fonctionnalité pour une durée de vie raisonnable, conformément à sa classe générique; 13) maintient sa fonctionnalité et sa stérilité pour une durée raisonnable la vie avant l'implantation. "11. Certaines des lacunes de prothèses valvulaires existants peuvent potentiellement être surmontés par une vanne polymère. polymères biocompatibles ont été considérés comme les meilleurs candidats sur la base biostabilité, anti-hydrolyse, anti-oxydation et des propriétés mécaniques intéressantes telles que haute résistance et visco-élasticité. En particulier, les polymères élastomères peuvent prévoir la déformation du matériau ressemblant à la dynamique de valve native. élastomères peut être adapté pour imiter les propriétés des tissus mous, et ils peuvent être les seuls matériaux artificiels disponibles qui sont bio-tolérants et capables de résister aux couplé, in vivo, les contraintes induites par le fluide, la flexion et à la traction, pour l'instant, se déplacent d'une manière ressemblant à la santé,mouvement de la valve native. En outre, les élastomères peut être produit en masse dans une variété de tailles, stockées en toute simplicité, devraient être des dispositifs rentables et peuvent être structurellement augmenté avec renfort fibreux.
Le concept de l'utilisation de matériaux polymères à monter une vanne à trois dépliant n'est pas nouvelle et a fait l'objet de plusieurs enquêtes de recherche au cours des 50 dernières années 12, qui ont été abandonnés en grande partie en raison de la longévité de la vanne limitée. Cependant, avec l'avènement de nouvelles méthodes de fabrication 13,14, le renforcement des matériaux polymères 15,16 et l'intégration transparente de polymère potentiellement remplacer des soupapes avec la technologie de valve percutanée, il ya eu récemment un regain d'intérêt et d'activité dans le développement de valves polymère comme potentiellement alternative viable aux valves commerciales actuellement disponibles. Dans cette optique, un protocole pour permettre l'essai de ces vannes pour évaluer la fonctionnalité hydrodynamique est la première étapedans le processus d'évaluation; encore les systèmes de simulateurs d'impulsions disponibles dans le commerce ne sont généralement pas équipés pour accueillir des modèles de vannes à trois folioles et contiennent un espace annulaire d'insérer des valves cardiaques disponibles dans le commerce (par exemple, les valves cardiaques mécaniques bi-feuillet disque d'inclinaison). Deuxièmement, les vannes de polymère sont une technologie émergente dont l'hydrodynamique ne peut être évaluée dans un contexte relatif. Même si les données de flux et de pression de la valve cardiaque native est disponible, il est important d'effectuer des tests de valves porcines de l'aorte indigènes, qui sont biologiquement similaire à soupapes humains, en utilisant le même simulateur pulsatile qui est utilisé pour évaluer les vannes polymère de manière à tenir compte des différences de mesure qui peuvent être dépendant du système. Ainsi, l'objectif de cette étude était de démontrer comment un simulateur d'impulsion disponible dans le commerce peut être équipé d'un ensemble pour accueillir des constructions de vannes à trois folioles et d'évaluer systématiquement polymères paramètres hydrodynamiques de soupape dans un cont rapportposte par rapport à leurs homologues de valve cardiaque mécanique et porcines indigènes. Dans notre cas, les vannes de polymère de silicone tri-feuillet nouvelles précédemment développé à l'Université de la Floride 13 composé le groupe de vannes polymère.
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Protocol
1. Préparation
- Concevoir et fabriquer un assemblage pour accueillir une géométrie de valve tri-feuillet. Ce sera au minimum inclure un support de soupape de suture dans les feuillets de la valve et un tube pour loger le support de la vanne et les accessoires environnants pour fixer l'ensemble sur le système duplicateur impulsion. Dans notre cas, nous avons utilisé un système de duplication d'impulsion disponible commercialement disponible auprès ViVitro Labs Inc. (Victoria, BC). conception de support de la vanne ainsi que des configurations pré et post-assemblage sont représentés sur la figure 1.
- La boucle entière devra être amorcée avant l'utilisation. Ceci s'effectue en deux étapes: i) le nettoyage de l'ensemble du système en boucle en utilisant une solution de savon et de l'eau, y compris le remplacement de tout tube dégradées avant l'utilisation et ii) l'étalonnage des appareils raccordés à la boucle, à savoir la pompe en cours d'utilisation, la sonde d'écoulement, et les transducteurs de pression (généralement mesurée à des emplacements auriculaire, l'aorte et ventricule). Le calibrage peut initialisationially être effectuée en utilisant une solution saline à 1% et doit être répétée avant d'utiliser la solution de glycérine sang-analogique.
2. Valve dissection aortique native
- Obtenir 4 coeurs de porc frais avec l'aorte intacte d'un abattoir agréé USDA (protection des animaux et du Comité institutionnel utilisation (IACUC) l'approbation peut être nécessaire). Dans notre cas, notre protocole de dissection a été approuvé par le IACUC à la Florida International University (Protocole Numéro d'agrément: 11-020). Rincer le cœur avec de l'eau déminéralisée et le placer dans un récipient rempli avec le 1% de phosphate antimycosique / antibiotique et stérile (PBS) et le transport saline tamponnée sur la glace au laboratoire d'essais hydrodynamiques.
- Placez cœurs dans une casserole dissection et retirer délicatement le péricarde. Placez le cœur de telle sorte que la face ventrale est face à vous. Inspecter visuellement et identifier les quatre cavités du cœur et de localiser l'arche aortique sur l'aorte intacte.
- Séparer le cœur en two moitiés en coupant à travers à peu près horizontalement en dessous de 0,75 dans l'espace annulaire, c'est à dire la jonction entre l'aorte et le ventricule gauche. Isoler soigneusement l'aorte intacte encore attaché au segment de tissu ventriculaire gauche.
- Examinez la valve aortique situé dans la racine de l'aorte, la région entre l'aorte ascendante et l'anneau inférieur, en s'assurant qu'il n'y ait aucun dommage ni aucun signe de calcification.
- Fractionner l'aorte à ~ 1 ci-dessus dans l'espace annulaire et séparer le segment de tissu ventriculaire gauche au-dessous de l'espace annulaire afin d'isoler la valve aortique (figure 2a).
3. Processus de suture valve native polymère et
- Placer la valvule cardiaque à l'intérieur du support de soupape de telle sorte que la base de chaque vanne s'aligne avec la base du support après. Fixez le robinet en place à chaque poste temporaire avec un trombone, mais attention à ne pas endommager les commissures ou les points de rebroussement.
- Insérez le fil de suture dans leaiguille. Commencer suture au fond du support de soupape faisant passer l'aiguille à travers le premier trou, de l'extérieur vers l'intérieur telle que l'aiguille peut facilement être retirée de la partie inférieure. Dans un mode de bouclage, commencer à suture de la valve en place verticalement les poteaux de la retenue de la soupape.
- Progrès avec suture (Figure 2b) le long de la circonférence de la porte et sûr suture supplémentaire autour des pointes des postes de titulaires. trombones (figure 2c) peuvent être retirés lorsque la vanne est complètement fixée à l'aide de fils de suture des trois postes et à la circonférence du porte-clapet (figures 2d et 2e).
4. Evaluation hydrodynamique
Note: protocole réel variera selon le système de duplication d'impulsion spécifique utilisé. Toutes les informations caontained utilisé ici le ViVitro Pulse Duplicator Sysytem (ViVitro Labs, Inc., Vancouver, BC).
- VA Bi-dépliantsustentent
- Réglez la fréquence cardiaque du système duplicateur impulsion à 70 battements / min.
- Sélectionner une forme d'onde de débit pour entraîner la pompe (dans le cas du système de la forme d'onde ViVitro S35 a été choisi pour tous les essais hydrodynamiques). La forme d'onde spécifique utilisé dans nos expériences est illustrée par 17 Lim et al. (2001).
- Allumez l'amplificateur et la pompe à piston. Echauffez-vous pendant 15 min.
- Vanne bi-feuillet place (Figure 2f) en position aortique.
- graisse à vide de diffamation sur toutes les jonctions de l'appareil où des fuites pourraient se produire.
- Verser la glycérine / liquide salin dans le compartiment auriculaire. Notez que le système duplicateur pulsatile fonctionne sur 2 L de liquide: 35% / 0,7 L glycérine et 65% / 1,3 L de solution saline. La solution saline est préparée en utilisant du sel ordinaire bien dissous dans de l'eau déionisée à une concentration de 9 mg / ml (poids / volume).
- Allumer le transducteur de débit qui a été placé en position aortique.
- Calibrer ee pompe.
- Procéder à l'étalonnage du transducteur d'écoulement suivi par les transducteurs de pression. De même à la pompe, il suffit de suivre les instructions données par le logiciel ViVitest (ViVitro Labs Inc.) pour chaque débit et la pression sous l'onglet calibrer.
- Une fois le calibrage terminé, démarrer la pompe à vitesse lente jusqu'à ce que le fluide remplit le compartiment de l'aorte. Vérifier les fuites. Utilisez de la graisse à vide supplémentaire si nécessaire.
- Tournez les deux robinets d'arrêt (aortique et transducteurs ventriculaires) en position ouverte.
- Augmenter la vitesse de rotation de la pompe jusqu'à ce que le volume d'éjection systolique atteint 80 ml / battement.
- Permettre au système de fonctionner pendant 10 min jusqu'à ce que le flux s'est stabilisé. la stabilisation du débit peut être vérifiée en observant le débit et la pression signaux affichés à l'écran. Faible ou nulle variation entre les cycles est un bon indicateur de stabilisation du système.
- Dans le logiciel ViVitest sélectionner le mode acquérir.
- Cliquez sur collecter 10 cycles.
- A partir du mode analyser, clécher sur la table et enregistrez le fichier. Également enregistrer une image de la forme d'onde en utilisant l'option photo-snap dans ViVitest.
- Valves natives et Polymer
- Pour les vannes polymères et animale, suivez les mêmes étapes 3.1.1 - 3.1.3 des instructions de la vanne bi-feuillet.
- Placer le support de soupape à la soupape suturée à l'intérieur du tube de verre à partir de l'assemblage sur mesure. Sandwich le tube avec les pièces supérieure et inférieure et sécurisées en place avec des vis et des écrous latéraux.
- Ensemble de place entre la chambre de l'aorte et le porte-original de la valve aortique.
- Passez aux étapes 3.1.5 - 3.1.16 des instructions de la vanne bi-feuillet.
5. Post-traitement
- Débit et courbes de pression
- Moyen des données collectées pour chacun des signaux collectés, c'est à dire la pression aortique (AP), la pression ventriculaire (VP), et le débit (Q).
- Pour chaque groupe de valve (polymère, porcine nvalve aortique ative et bi-feuillet), l'intrigue de l'AP correspondant, vice-président et Q par rapport à des relations de temps sur la même parcelle.
- Pour l'AP, superposer valve normale, natif aortique 18 et bi-feuillet valve prothétique 19 parcelles de la littérature à des fins de validation.
- Paramètres hydrodynamiques
- Pour chaque vanne testée, les paramètres hydrodynamiques suivants doivent être calculés: a) chute de l'écoulement de pression et transvalvulaire maximale (TVP), b) la racine de l'aorte carré taux (RMS) d'écoulement normal, c) aortique écoulement vers l'avant, de clôture, de fuite signifie et le volume régurgitant tout, d) zone de soupape de fin d'orifice (EOA), e) transaortique écoulement vers l'avant, fermeture, les fuites et les pertes d'énergie totales.
- Avant la chute de pression d'écoulement est calculée à partir des lectures TVP et peuvent être classés en 3 intervalles de temps p: intervalle qui commence et se termine avec 0 TVP, F: intervalle avec écoulement vers l'avant et H: intervalle en commençant par 0 TVP et se terminant par 0 flux. TVP maximale est la MAgradient de pression ximum enregistré dans la vanne de l'aorte et de la pression ventriculaire.
- Le taux d'écoulement avant RMS (Q rms) fournit une mesure utile pour quantifier l'ampleur du débit en avant comme suit:
Où «n» est le nombre total de points de temps recueillis, «Q i» est la mesure de débit instantané recueillies afin 'i'. - Volumes aortique avant, fermeture et les fuites sont calculées sur la base des intervalles de temps suivants, à terme: début de l'écoulement vers l'avant à travers la soupape (t o), à la fin de l'écoulement vers l'avant (t 1); clôture: à partir de t 1 jusqu'à l'instance fermeture de soupape (T 2); fuite: à partir de t 2 jusqu'à la fin du cycle cardiaque (t 3). Le volume total de régurgitation est simplement la somme des ClosING et les volumes de fuite.
- L'EOA basé sur les propriétés du sang peut être calculée pour les intervalles de 3, P, F et H de la TVP moyenne au cours de chacune de ces périodes comme 20:
- Les pertes d'énergie sont définies comme suit 21:
- Pour chaque vanne testée, les paramètres hydrodynamiques suivants doivent être calculés: a) chute de l'écoulement de pression et transvalvulaire maximale (TVP), b) la racine de l'aorte carré taux (RMS) d'écoulement normal, c) aortique écoulement vers l'avant, de clôture, de fuite signifie et le volume régurgitant tout, d) zone de soupape de fin d'orifice (EOA), e) transaortique écoulement vers l'avant, fermeture, les fuites et les pertes d'énergie totales.
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Representative Results
flux de représentant et courbes de pression sont présentés dans les figures 3, 4 et 5. Les parcelles ont été moyennées sur la taille de l'échantillon de vannes testées pour chaque groupe, ce qui était, n = 5, 4 et 2 soupapes de polymère, porcine indigène et groupes bi-feuillet, respectivement. Les paramètres hydrodynamiques moyennes et l'erreur standard de la moyenne de ces échantillons sont présentés dans le tableau 1.
Figure 1. (A) Schéma du système duplicateur impulsion ViVitro montrant les principaux composants qui mettent en œuvre un modèle Windkessel pour physiologiquement flux concernés (chiffre présenté ici avec la permission de ViVitro Systems, Inc, BC, Canada). (B) la configuration du support de soupape prototype rapide de suture et sécuriser silicone ou valves porcines indigènes en place. (C) Modification du pulsatile boucle ViVitro pour accueillir des constructions de vannes à trois folioles. Cliquez ici pour agrandir la figure .
Figure 2. (A) valve de porc indigène. (B) Vue de dessus de feuillets de la valve polymères. (C) Vue de côté de la vanne polymère après suture et la sécurisation en place dans les porte-valve. (D) Jude valve mécanique bi-Saint dépliant. Cliquez ici pour agrandir la figure .
Figure 3. Moyenne des débits instantanés des 3 vannes testées (n = 5, 4 et 2 soupapes pour polymère, porcine originaire d'un d bi-feuillet, respectivement). Débit a été mesurée à l'aide d'un débitmètre électromagnétique relié à une sonde de débit non invasif placé à l'endroit de l'interface des chambres de ventricule et aortique (figure 1a). Cliquez ici pour agrandir la figure .
Figure 4. Moyenne pression ventriculaire instantanée des 3 vannes testées (n = 5, 4 et 2 valves pour le polymère, porcine native et bi-feuillet, respectivement). la pression ventriculaire est mesurée dans la chambre de ventricule à l'aide d'un transducteur de pression micro-pointe. Valeurs de la pression ventriculaire de la littérature superposées pour valves natives et bi-feuillet (Diamètre: 29 mm) ont été obtenus à partir de 18 et 19, respectivement.fig4large.jpg "target =" _blank "> Cliquez ici pour agrandir la figure.
Figure 5. Moyenne pression aortique instantanée des 3 vannes testées (n = 5, 4 et 2 valves pour le polymère, porcine native et bi-feuillet, respectivement). la pression aortique est mesurée juste en aval de la position de la valve aortique en utilisant un transducteur de pression micro-pointe. Valeurs indigènes et bi-feuillet (Diamètre: 29 mm) superposées littérature pression aortique littérature vannes ont été obtenus à partir de 18 et 19, respectivement. Cliquez ici pour agrandir la figure .
| Bi-leaflet (n = 2) | (Polymère n = 5) | Porcine (n = 4) | ||||
| Description des données | Signifier | SEM | Signifier | SEM | Signifier | SEM |
| Aortique Orifice Area [P] (cm 2) | 3.143 | 2.697 | 2.920 | 1.306 | 2.516 | 1.258 |
| Aortique Orifice Area [F] (cm 2) | 7.940 | 1.286 | 4.613 | 2.063 | 3.975 | 1.988 |
| Aortique Orifice Area [H] (cm 2) | 7.516 | 1.633 | 4.575 | 2.046 | 3.942 | 1.971 |
| Forward débit chute de pression [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 Débit Pressure Drop [H] (mmHg) | 26.520 | 0.120 | 50.790 | 4.230 | 5.610 | 4.970 |
| Trans-pression aortique Max (mmHg) | 15.850 | 12.400 | 60,930 | 20.470 | 75.250 | 17.470 |
| Aortique RMS Forward Débit [P] (ml / sec) | 88,280 | 11.110 | 162,120 | 24.970 | 189.080 | 32.610 |
| Aortique RMS Forward Débit [F] (ml / sec) | 193,570 | 3.820 | 204,560 | 6.680 | 177,310 | 2.630 |
| Aortique RMS Forward Débit [H] (ml / sec) | 197,790 | 0.630 | 174,760 | 11.530 | 182,680 | 3.160 |
| Aortique avant Volume (ml) | 68,180 | 6.430 | 55.390 | 3.660 | 64.200 | 1.750 |
| Aortique Volume de clôture (ml) | 62.260 | 0.860 | 32.990 | 9.820 | 45,260 | 11.990 |
| Aortique volume de fuite (ml) | 60.140 | 3.470 | 33.090 | 9.220 | 56,130 | 11.260 |
| Volume de régurgitation total (ml) | 122.400 | 4.320 | 66.080 | 17.200 | 101,390 | 23.160 |
| Transaortique avant la perte de l'énergie de flux (MJ) | 80,321 | 4,65 | 115,287 | 17.354 | 184,325 | 12.354 |
| Transaortique clôture perte d'énergie (MJ) | 25.231 | 0.589 | 29.52 | 6.872 | 12.354 | 4.874 |
| Transaortique perte d'énergie de fuite (MJ) | 87,219 | 13.242 | 84.02 | 12.205 | 97,029 | 25,047 |
| Transaortique perte totale d'énergie (MJ) | 192,771 | 23.51 | 228,827 | 47.254 | 293,708 | 36,483 |
Tableau 1. Moyenne et l'erreur standard de la moyenne (SEM) des mesures de hydrodynamiques calculés pour les valves cardiaques testées (n = 5, 4 et 2 soupapes pour polymère, porcine native et bi-feuillet, respectivement). Les intervalles suivants sont à noter: P: intervalle qui commence et se termine avec 0 TVP, F: intervalle avec écoulement vers l'avant et H: intervalle en commençant par 0 TVP et se terminant par 0 flux. Les diamètres des soupapes ont été les suivants: soupape Polymer (n = 5): 22 mm; valve porcine native (n = 4): 20 mm; bi-leaflet (n = 2): 23 mm. Petite taille de l'échantillon pour vanne bi-feuillet était due à des échantillons limités disponibles pour la recherche, les deux valves bi-feuillet testés ont été précédemment remis au Département de génie biomédical à l'Université Internationale de Floride par Saint Jude Medical (Saint Paul, MN).
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Discussion
Dans cette étude, nous avons démontré l'utilité de la modification d'une unité de duplication pulsatile disponible dans le commerce pour accueillir des géométries de soupape tri-leaflet sorte que les essais hydrodynamique du polymère et de valves porcines indigènes peut être effectuée. Plus précisément, dans notre cas, le système modifié était un cœur gauche ViVitro et système de simulation systémique (Figure 1a), contrôlée par le système d'acquisition de données ViViTest (ViVitro Systems, Inc, Victoria, BC, Canada). Toutefois, le système n'est pas sans rappeler plusieurs in vitro, des boucles de flux pulsatile qui utilisent tous un modèle de Windkessel deux composants pour simuler l'écoulement et des formes d'onde de pression de la pertinence à la circulation humaine 22-25. Ces systèmes de Windkessel à deux composants sont généralement constitués d'une pompe à pulsations, une chambre de compliance qui imite la distensibilité des artères, et un dispositif de commande de la résistance périphérique qui peut être utilisé pour réguler la résistance vasculaire. L'équation qui décrit les deux-componemodèle Windkessel nt est: 
où C est la conformité de la résistance R, Q (t) est le débit volumétrique en fonction du temps et P est la pression artérielle (par exemple, soit dans l'artère pulmonaire ou l'aorte). Dans ce contexte, nous pensons qu'une modification similaire peut être faite pour accueillir les vannes à trois folioles dans d'autres simulateurs pulsatile ainsi. Plus précisément, dans notre cas, pour abriter une structure de clapet tri-dépliant à l'emplacement de la valve aortique, un assemblage principalement de plastique acrylique (plexiglas) enveloppe qui contenait un support de soupape de prototypage rapide et suturé tri-feuillet valve (figures 1b et 1c) pourrait être facilement intégrable et présente dans le système primaire ViVitro. Essais hydrodynamiques a ensuite été menée similaire à d'autres études réalisées par Baldwin et al 26.et Wang et al 25 débit instantané. été mesurée en utilisant un système de débitmètre électromagnétique (figure 3). Mesure en temps réel de la pression a été enregistré au ventriculaire et l'emplacement du conduit à l'aide des capteurs de micropointes à une fréquence cardiaque de jeu de 70 battements / min (figures 4 et 5). Le liquide d'essai est un liquide sanguin-analogique, comprenant de l'eau désionisée à la glycérine dans un rapport de 65% à 35% et 9 g / l de NaCl, imitant la viscosité du sang (~ 3,3 cP).
Nous avons d'abord testé une vanne bi-feuillet mécanique et les formes d'ondes de pression moyennes obtenues ont été comparées aux valeurs de la littérature 19. Une certaine variabilité de la pression ventriculaire a été observée peut-être en raison de différents mécanismes de la pompe en place pour conduire l'écoulement du fluide ainsi que la géométrie et les paramètres spécifiques des différents systèmes de duplication de légumineuses telles que la taille de la chambre ventriculaire, valve spécifique imitant l'emplacement de la valve mitrale, la fréquence cardiaque choisie, Le flux physiologique forme d'onde sélectionnée, etc. D'autre part, les formes d'onde aortique ont été jugés très similaire et indépendant du système. Cet exercice a été répété pour les valves porcines indigènes et encore, plus grande variabilité de la pression ventriculaire a été observée lorsque l'on compare nos résultats à la littérature 18. Cependant, il est important de noter que dans notre système, les débits instantanés ainsi que deux ventriculaires et aortiques pressions étaient similaires quel que soit le robinet qui a été testé, à savoir polymère et natif du montage ou bi-feuillet sans montage. Cet exercice est important d'effectuer, car il faut s'assurer que les modifications apportées au système de duplication avec une assemblée ne modifient pas considérablement les conditions de pression et de débit local et / ou régional. Deuxièmement, ces résultats indiquent que comme un moyen de validation du système, au minimum, la pression aortique comparables doivent être dérivé à travers les plates-formes de duplication impulsion ou la soupape à l'essai. L'interprétation desles variables hydrodynamiques eux-mêmes est une question de détails du plan de soupapes individuelles de polymère. Des normes telles que ISO (Organisation internationale de normalisation) 5840 utilisé dans l'évaluation des prothèses de valves cardiaques peuvent servir de guide pour évaluer les différents paramètres liés à la géométrie de la valve polymère, la fabrication et les propriétés des matériaux. Ces paramètres peuvent être optimisées et essais hydrodynamiques ensuite revisité afin de s'assurer que les normes nécessaires pour soumission à la FDA sont remplies.
Par exemple, dans les valves nos polymères, les pertes d'énergie comparables et volumes régurgitation inférieur par rapport native et valves bi-feuillet suggéré charges de travail acceptables sur le ventricule gauche 21 et la fermeture de la vanne efficace (tableau 1). Toutefois, la dynamique de fermeture a entraîné une valve polymère maximale TVP gradient relativement élevé (valves bi-feuillet contre), qui dans notre cas, garantit une évaluation plus poussée mécanique du matériau silicone-nous êtreed pour fabriquer des soupapes pour assurer que la tension plus élevée ne provoque pas une rupture de la valve, et en ce qu'un facteur de sécurité suffisant peut être mis en place. En conclusion, nous avons démontré que un ensemble constitué d'une unité d'habitation, tube de verre et un support de la vanne peut être fabriqué à accueillir des structures tri-leaflet, comme les soupapes polymère qui peut être suturée en place. Flux comparatif et formes d'onde de pression à travers native, les prothèses et les vannes polymères qui sont en cours d'élaboration doivent être obtenus. Deuxièmement, la courbes de pression doivent être validées avec les valeurs de la littérature. Une limitation de notre approche est que les formes d'onde ventriculaire sont système duplicateur impulsion spécifique et sont susceptibles de présenter des différences; formes d'onde de pression aortique mais devrait être comparable entre les plates-formes ou soupape à l'essai si la fonctionnalité de soupape suffisante existe. Une orientation future de ce travail est d'optimiser le matériau polymère de la vanne, les processus et la géométrie de fabrication. Hydrodynamique essais will ensuite renouvelée dans les mêmes conditions afin de déterminer si des améliorations fonctionnelles sont quantitativement observées en comparant les paramètres hydrodynamiques actuels et antérieurs calculés.
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Disclosures
Les auteurs n'ont rien à révéler.
Acknowledgments
Une subvention de démarrage de l'Université de Floride - College of Medicine est grandement appréciée. Études supérieures (Manuel Salinas) ont été soutenus par une des possibilités des minorités dans les programmes de recherche biomédicale - Initiative de recherche pour l'amélioration scientifique (MBRS-RISE) bourses: NIH / NIGMS R25 GM061347. Le soutien financier de la Fondation Wallace H. Coulter à travers Florida International University de, Département de génie biomédical est également appréciée. Enfin, les auteurs remercient les étudiants suivants pour leur aide au cours des différentes étapes du processus expérimental: Kamau Pier, Malachi Suttle, Kendall Armstrong et 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 |
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