Summary
Aortauppstötning är en aortaklaff hjärtsjukdom. Detta manuskript visar hur fyrdimensionell flödesmagnetisk resonanstomografi kan utvärdera aortauppstötningar med hjälp av in vitro-hjärtklaffar som efterliknar aortauppstötningar.
Abstract
Aortauppstötning (AR) avser bakåt blodflöde från aortan till vänster kammare (LV) under ventrikulär diastol. Den regurgitatstrålen som härrör från den komplexa formen kännetecknas av det tredimensionella flödet och höghastighetsgradienten, vilket ibland begränsar en noggrann mätning av den regurgitenta volymen med hjälp av 2D-ekokardiografi. Nyligen utvecklad fyrdimensionell flödesmagnetisk resonanstomografi (4D-flödes-MRT) möjliggör tredimensionella volymetriska flödesmätningar, som kan användas för att exakt kvantifiera mängden uppstötningar. Denna studie fokuserar på (i) magnetisk resonanskompatibel AR-modelltillverkning (dilatation, perforering och prolaps) och (ii) systematisk analys av prestanda för 4D-flödes-MRI i AR-kvantifiering. Resultaten indikerade att bildandet av de främre och bakåtriktade strålarna över tiden var mycket beroende av typerna av AR-ursprung. Mängden uppstötningsvolymförskjutning för modelltyperna var -7,04%, -33,21%, 6,75% och 37,04% jämfört med marksanningen (48 ml) volym mätt från pumpens slagvolym. Det största felet i uppstötningsfraktionen var cirka 12%. Dessa resultat indikerar att noggrant urval av bildparametrar krävs när absolut uppstötningsvolym är viktig. Den föreslagna in vitro-flödesfantomen kan enkelt modifieras för att simulera andra valvulärsjukdomar som aortastenos eller bicuspid aortaklaff (BAV) och kan användas som en standardplattform för att testa olika MR-sekvenser i framtiden.
Introduction
Aortauppstötning (AR) avser bakåtflödet från aortan till vänster kammare under den diastoliska fasen av ventrikeln. AR klassificeras vanligtvis i aortadilatation, koppar prolaps, koppar perforering, koppar indragning och andra1. Kronisk AR kan orsaka volymöverbelastning av LV främst på grund av hypertrofi och dilatation, och så småningom orsakar dess dekompensation2. Akut AR orsakas huvudsakligen av infektiös endokardit, aortadissektion och traumatisk bristning, vilket leder till hemodynamiska nödsituationer2.
Nuvarande kliniska standarder för AR-diagnos är huvudsakligen baserade på transthoracic echocardiography (TTE) eller transesofageal ekokardiografi (TEE)3. Trots fördelarna med realtidsavbildning och kort tentamenstid är ekkardiografins noggrannhet mycket operatörsberoende. Speciellt för den regurgitenta volymmätningen är direkt mätning av regurgitantvolymen begränsad eftersom regurgitantstrålen skiftar ut ur det tvådimensionella (2D) mätplanet på grund av aortaklaffens rörelse. Indirekt uppskattning med hjälp av PISA-metoder (Proximal iso-velocity surface area) används ofta, men antaganden som cirkulär öppningsområde begränsar ofta den exakta mätningen4.
Nya medicinska riktlinjer5 rekommenderar också hjärt-MR (CMR), särskilt för måttliga eller svåra AR-patienter för att kompensera för begränsningen av ekokardiografi genom att mäta LV: s massa och globala funktion. Strukturella parametrar som aortablad och LV-storlek och flödesparametrar som jetbredd, vena contracta bredd och uppstötningsvolym kan också övervägas fullständigt vid AR-diagnos6 . Aortauppstötningsvolymen uppskattad med LV: s globala funktion kan dock misslyckas särskilt för patienter med andra hjärtklaffulära sjukdomar eller shunt.
Alternativt har 4D-flödes-MR betraktats som en lovande teknik som direkt kan mäta den uppringande volymen med tidsupplöst hastighetsinformation inom volymen av intresse7. Ventilens rörelse enligt tiden kan enkelt spåras och kompenseras vid mätning av regurgitantflödesvolymen 8,9. Ett godtyckligt plan vinkelrätt mot regurgitantstrålen kan också placeras retrospektivt, vilket ökar noggrannheten i mätningen10. Men eftersom 4D-flödes-MRI i sig erhåller den spatiotemporalt genomsnittliga informationen, motiverar noggrannheten i denna teknik fortfarande validering genom att använda välkontrollerade in vitro-flödesexperiment.
Denna studie syftar till att (i) utveckla MR-kompatibel in vitro-experimentell plattform som kan reproducera de olika kliniska scenarierna för AR (dilatation, perforering och prolaps) och (ii) berika vår förståelse av 4D-flödes MR-prestanda vid kvantifiering av olika AR vid dessa AR-modeller. Dessutom genomfördes 3D hemodynamisk visualisering och kvantifiering baserad på 4D-flödes-MR enligt de olika kliniska scenarierna. Detta protokoll är inte begränsat till AR och kan utvidgas till andra typer av studier av valvulär sjukdom som kräver en serie in vitro-experiment och hemodynamisk kvantifiering.
Protocol
OBS: Protokollet består till stor del av tre steg: (1) modelltillverkning, (2) MR-skanning och parameterval och (3) dataanalys. Figur 1 är ett flödesschema som visar protokollets övergripande process.
1. Modelltillverkning
- Aorta rot modell
- Som visas i figur 2 bestämmer du parametervärdena för aortaroten, såsom ventilbasdiameter och sinusradie. För detta experiment var värdena DA = 32, 24 mm, DO = 26 mm, LB = 8, 84 mm, LA = 26 mm, rmin = 16, 64 mm, rmax = 21, 32 mm.
- Kör 3D-modelleringsprogramvaran genom att klicka på Sketch > Tools Sketch Tools > Sketch Picture.
OBS: Solidwork används för 3D-modellering i experimentet. - För att göra en sinusmodell, skissa cirklar som motsvarar rmax och rmin med cirkelverktyget. Rita en böjd linje av sinus med hjälp av den fria kurvfunktionen11, klicka på Loftverktyg och välj skissområdet för loft.
- Skissa ytterligare cirklar på toppen och botten av den aktuella modellen, klicka på Extrude Tool och välj cirklarna. Ställ in alternativen som 20 mm nedåt och 30 mm uppåt. Gör en hexahedronmodell i storlek 100 mm x 100 mm x 76 mm på samma sätt.
- Klicka på Kombinera verktyg från Infoga > funktioner > Kombinera. Välj Subtrahera i fastighetsförvaltaren. Välj hexahedronmodellen och sinusmodellen. Tillverka den slutliga designen som en akrylmodell med en 5-axlig CNC-maskin enligt tillverkarens instruktioner.
- Ventilram
- Kör 3D-modelleringsprogramvara och öppna en ny skiss. Rita en kvadrat av storlek 100 mm x 100 mm och en cirkel på 25 mm i mitten för ventilbasen, manuellt. Klicka på Extrude Tool och justera höjden på ventilbasen till 5 mm.
- Extrudera cirkeln med en höjd av 23,5 mm och en tjocklek av 3 mm tjock. Dela modellen i 12 enhetliga delar med Line Tool så att varje bit har 30 °. Välj tre stycken med 120 ° intervall och extrudera med en höjd av 16,5 mm för att göra tre pelare.
- Klicka på Filéverktyg och välj pelarna. Justera filéradien upptill och nedtill som 4 mm respektive 10 mm. Spara den i ett STL-filformat.
- 3D-printa ventilramen. Ställ in fyllnadstätheten på 100% och använd akrylnitrilbutadienstyren som fyllnadsmaterial. Se figur 3 för formen och måtten på aortaklafframen.
- Aortauppstötningsmodell med expanderad polytetrafluoretylen (ePTFE)
- Kör 3D-modelleringsprogramvaran och öppna en ny skiss. Rita en horisontell linje på 23,24 mm och en vertikal linje på 15 mm med hänvisning till figur 4A.
OBS: De geometriska parametrarna för ventilens bas, höjd och bipacksedelns frikantslängd valdes enligt en tidigare studie12. - Klicka på 3 Point Arc Tool från bågkommandohanteraren och ställ in två punkter i varje ände av den horisontella linjen och den sista punkten i slutet av den vertikala linjen. Extrudera skissen med en tjocklek av 5 mm. Exportera modellen med STL-filformat och 3D-skriva ut den.
- Överlappa ePTFE-membranet i två lager och rita tre bipacksedelsgränser med 2 mm mellanrum med hjälp av den tryckta bipacksedeln. Sutur längs de ritade linjerna och sidogränserna med 1 mm mellanrum med en polyamidsutur med en diameter av 0,1 mm. Suturera ePTFE-ventilen uppifrån och ner på ramen med 1 mm mellanrum.
- Skär membranets yttre sida och suturera det med varandra. Utför följande tre modifieringar för att få tre olika modeller.
- Dilatationsmodell: Minska förhållandet mellan de designade bipacksedelparametrarna till 90 %.
- Perforeringsmodell: Gör ett cirkulärt hål med en diameter på 2 mm med sax i mitten av en broschyr.
- Prolaps: Fixera ventilens två kommissarier vid ett hål med låg stolpehöjd.
OBS: Figur 4 visar material och tillverkningsmetod för ePTFE-ventil. Figur 5 visar egenskaperna hos varje AR-typ.
- Kör 3D-modelleringsprogramvaran och öppna en ny skiss. Rita en horisontell linje på 23,24 mm och en vertikal linje på 15 mm med hänvisning till figur 4A.
2. MR-skanning och parameterval
- Förbered det experimentella systemet som består av en AR-modell, aorta sinusmodell, en hjärtsimuleringspump och MR.
- Ställ in experimentmodellerna i MR-rummet och anslut pumpen, behållaren och modellerna med ett 25 mm (innerdiameter) silikonrör. Använd ett 10 cm långt buntband för att fästa anslutningsdelarna för att förhindra eventuellt läckage.
- Använd en motorstyrd kolvpump för att simulera aortablodflödesvågformerna för att generera en fysiologisk flödesvågform genom flödeskretssystemet. Använd vatten som arbetsvätska och fäst envägsventiler på inlopp och utlopp för att förhindra återflöde. Detaljer om flödespumpen finns i den tidigare studien23.
- Leta reda på modellen inom MRI: s synfält (FOV). Utför en scoutskanning för att observera fantombilder i koronala, axiella och sagittala vyer i MR-manöverkonsolmonitorn. Den här bilden används som en guide för att placera följande bildsekvenser.
- Leta reda på 2D-bildplanet i mitten av aortamodellen. Kör en variabel hastighetskodande parameter (VENC) 2D-faskontrastavbildning för att välja det lämpligaste VENC-värdet för 4D-flödes-MRI.
- Ställ in VENC på ett 10 % högre värde i 4D-flödes-MRI för att minimera möjlig hastighetsaliasing7. Ange önskad rumslig upplösning och tidsupplösning på MR-konsolen. Den rumsliga och tidsmässiga upplösningen för aortaflödet rekommenderas att vara 2-3 mm respektive 20-40 ms7. Tabell 2 visar PARAMETRARNA FÖR MR-skanning.
- Skaffa data för både med och utan flöde med hjälp av de tre typerna av AR-ventiler och utan ventil.
3. Dataanalys
- Sortering och korrigering av data
- Kopiera rådatafiler från skannern för att fortsätta med dataanalysen. Sortera dicom-filerna enligt rubriken som heter seriebeskrivning med hjälp av Dicom-sorteringsprogramvaran. Klicka på Sortera bilder i Dicom-sorteringsprogramvaran för att sortera treriktade fasbilder och storleksbilder i separata mappar.
- Ladda magnitudbilden i ITK-snap-programvaran. Klicka på Borsta i ITK-snäppet och måla fantomens inre vätskeområde manuellt med borstverktyget. Spara segmenterad bild.
- (Valfritt) Ladda båda fasbilddata som erhållits med flödet på och av med MATLAB. Subtrahera data med flödet av data utan flöde för att ta bort bakgrundsfel. Upprepa detta för varje riktning och hjärtcykel.
- Beräkna hastigheten för 5D-matrisfasdata (rad x kolumn x skiva x riktning x tid) med hjälp av en leverantörsspecifik pixel-till-hastighetsekvation. I allmänhet motsvarar pixelns maximala intensitet det valda VENC-värdet.
- Visualisering
- Ladda 5D-matrishastigheten från steg 3.1.4 i programvara för flödesvisualiseringsanalys.
OBS: Ingångshastighetsmatrisen kan variera beroende på analysprogramvaran. Ensight-användare bör följa Ensight Gold Case Format Guide13. - Klicka på Isosurface Part, ändra datatypen från isosurface till isovolume för 3D-analys genom att klicka på Isovolume-knappen . Dra hastighetsdata i variabelkommandohanteraren, lägg till den i isovolumen för att kontrollera modellens hastighetsfördelning.
- Klicka på Particle Trace Emitters Tool i huvudmenyn. Markera Avancerat alternativ för en mer exakt analys. Välj önskad visualisering, till exempel Streamlines eller Pathlines i skapandet.
- För det här experimentet anger du följande värde: Emit From Option = Part, Part ID = 2, No. av emittrar = 10000, riktning = +/-. Skapa och kontrollera resultaten över tid.
- Högerklicka på partikelspårningsmodellen och klicka på Färg efter. Välj hastighetskomponenten för att färga strömlinjeformen med hastigheten.
- Ladda 5D-matrishastigheten från steg 3.1.4 i programvara för flödesvisualiseringsanalys.
- Kvantifiering
- Ladda hastighetsdata (steg 3.1.4) och segmenterad bild (steg 3.1.2) på MATLAB. Ställ in hastigheten utanför segmenteringsregionen till noll. Detta kan enkelt utföras genom att elementärt multiplicera de segmenterade matrisdata och hastighetsmatrisdata.
- Kontrollera om hastighetsdata har fasinslagning med hjälp av Funktionen Imshow i MATLAB. Inversion av hastighetsriktningen indikerar fasförpackning.
- Skär det önskade planet för matrisdata. Summera alla hastighetsdata inom planet och multiplicera rumslig upplösning för att beräkna flödeshastigheten genom planet. Summera alla flödeshastigheter under hela hjärtcykeln och multiplicera den tidsmässiga upplösningen för att beräkna slagvolymen.
Representative Results
Tre representativa klasser av aortauppstötningsmodeller tillverkades, och ett fodral utan ventil tillverkades för jämförelse (figur 3). Dilatationsmodellen visade tydligt ofullständig stängning av ventilbroschyren på grund av de mindre broschyrerna. Ett hål punkterades på en av broschyrerna med sax för att efterlikna perforeringsmodellen. En broschyr av prolapsmodellen såg mindre ut än de andra två broschyrerna eftersom de två kommissarierna suturerades i en position lägre än den ursprungliga höjden. Det fanns inga signifikanta skillnader från toppvyn.
Med 3D-hastighetsinformationen som förvärvats över tiden med hjälp av 4D-flödes-MR visualiserades strömlinjeformningar av normala och uppstötningsstrålar under systole och diastole (Figur 6). Den främre strålen var rak i alla modeller utom perforeringsmodellen. I perforeringsmodellen inträffade en väggförspänd stråle under systolfasen. Den uppvigrande strålen visade en annan hastighet och form enligt AR-klassificeringen. Vid utan ventil inträffade ett totalt flöde framåt och bakåt. Den uppstötande strålen i dilatationsmodellen kom ut från mitten och tenderade att ändra riktning över tiden. Perforerings- och prolapsmodellens upprepningsstråle lutade sig mot väggen. Topphastigheten för den framåt- och upprepningsstrålen var 0,28 m/s, -0,29 m/s i modellen utan ventil, 2,03 m/s, -3,53 m/s i dilatationsmodellen, 2,52 m/s, -3,13 m/s i perforeringsmodellen och 2,76 m/s, -2,88 m/s i prolapsmodellen.
Figur 7 visar flödeshastigheten för varje ventil och de främre och uppstötande volymerna i ett 3D-plan bort från ventilbasen. Flödeshastigheterna visade olika vågformer och kvantiteter för varje modell. Mängden uppstötningsvolym var 51,38 ml, 63,94 ml, 44,76 ml och 30,22 ml för utan ventil-, dilatations-, perforerings- respektive prolapsmodeller. Förspänningen för utan ventil, dilatation, perforering och prolapsmodell var -7,04%, -33,21%, 6,75% respektive 37,04%, jämfört med marksanningen (48 ml) mätt från pumpens slagvolym. De positiva procentvärdena indikerar underskattning medan de negativa procentvärdena representerar överskattning. Uppstötningsfraktionsfelet var -7,78%, -6,00%, 0,33% och -11,18% för utan ventil, dilatation, perforering respektive prolapsmodell.
Bild 1: Arbetsflödesdiagram över protokollet. Detta experimentella protokoll består huvudsakligen av modelltillverkning, MR-skanning och dataanalys. I modelltillverkningssteget tillverkas den yttre aortarotmodellen och fyra olika typer av AR-modell (utan ventil, dilatation, prolaps och perforering). Under MR-skanningen utförs scoutavbildning följt av multi-VENC-skanning och 4D-flödes-MR. Dataanalysdelen innehåller datasortering, bildsegmentering, hastighetsberäkning, visualisering och kvantifiering. Klicka här för att se en större version av denna figur.
Figur 2: Schematisk och utformad akrylmodell av aortaroten (A) Geometrisk karakterisering och parametrar för aortarotgeometrin. (B) Aortarot 3D-modell i flerdimensionell vy. DA: diameter på sinotubular junction (STJ), DO: diameter på annulus, rmax: maximal sinusdiameter, rmin: minsta sinusdiameter, LA: sinushöjd, LB: höjd på STJ. Klicka här för att se en större version av denna figur.
Figur 3: Aortauppstötningsram och modell (A) Geometrisk information om aortaklafframen som används för att hålla bipacksedeln. Hål runt ramens kropp är där suturlinjen passerar. (B) Exempel på ePTFE-membransuturerad ventil. (C) En-face view av in vitro-modellerna : utan ventil, dilatation, perforering och prolaps som tillverkas i denna studie. Pilen indikerar den skadade cusp. Klicka här för att se en större version av denna figur.
Figur 4: Material- och tillverkningssteg i ePTFE-broschyren. (A) Med hjälp av 3D-tryckta broschyrer som vägledning tillverkas broschyrer med ePTFE-membran. (B) Rita, suturera, skära och fästa steg för ePTFE-ventilen. Klicka här för att se en större version av denna figur.
Figur 5: Tillverkningsmetoder för olika AR-modeller. (A) Dilatationsmodell, (B) perforeringsmodell och (C) prolapsmodell. Klicka här för att se en större version av denna figur.
Figur 6: Effektivisera visualiseringen enligt typen av aortauppstötningar. En strömlinjeformad visualisering vid systole (vänster om varje panel) och diastole (höger om varje panel) enligt aortauppstötningstyp. (A) Modell utan ventil (diastolen/systolbilden är densamma på grund av brist på ventil), (B) dilatation, (C) perforering och (D) prolaps. Systole- och diastoldata togs där inloppshastigheten är den högsta och den lägsta under hjärtcykeln. Klicka här för att se en större version av denna figur.
Figur 7: Flödeshastighet och slagvolym. Flödeshastighet och slagvolym för (A) modell utan ventil, (B) dilatation, (C) perforering och (D) prolaps. Flödeshastigheten och slagvolymen mäts vid planet (heldragna linjen) med tre diameter nedströms till ventilens ringform. De blå och röda färgerna indikerar de främre respektive återupplivande flödena. Klicka här för att se en större version av denna figur.
| Förhållande (Do= 26 mm) |
DA/Do | LA/Do | LB/Do | rmax/Do | rmin/Do |
| 1.24 | 1 | 0.34 | 0.82 | 0.64 |
Tabell 1. Geometriska parametrar för aortarotgeometrin som visas i figur 1.
| Tidsmässig upplösning | 0,025 ms/40 faser |
| Rumslig upplösning | 2 mm x 2 mm/0,5 pixlar per 1 mm |
| Matris | 96 x 160 x 26 pixlar |
| Skivans tjocklek | 2 mm |
| Ekotid | 2,54 ms |
| Kodningshastighet | 25-330 cm/s |
Tabell 2. 4D Flow MRI-sekvensparametrar in vitro.
Discussion
Fyrdimensionell flödes-MR har nyligen verifierats av olika ex vivo - och in vivo-studier som en applikation för klinisk rutinmässig användning14. Eftersom 4D-flödes-MRI erhåller 3D-hastighetsinformation över hela hjärtcykeln är en stark applikation en direkt kvantifiering av den valvulella regurgitantvolymen, vilken konventionell 2D Doppler-ekokardiografi inte kan kvantifiera15. In vitro-experiment med 4D Flow MRI kan ge 3D-flödeshastighet och relaterade hemodynamiska parametrar som kan användas för att undersöka förhållandet mellan hjärt-kärlsjukdom och hemodynamik. Trots sin lovande förmåga har dock inga systematiska studier på denna applikation rapporterats ännu. Detta beror möjligen på bristen på välkontrollerade in vitro-experiment som efterliknar upprepningen av tri-leaflet-ventilerna.
Den senaste utvecklingen inom in vitro-studier har gett mer exakta och realistiska experimentella metoder för att få tillgång till pre- och postvalvulär hemodynamik16,17. Tillsammans med en optisk bildbaserad partikelbildsslöjacimetri (PIV) var noggrann mätning och kvantifiering av flödet runt ventilen möjlig i tidigare in vitro-studier 18. Exakta 3D-flödesfält, särskilt för det postvalvulala flödet, begränsades dock på grund av den ogenomskinliga modellen och brytningen. Å andra sidan var 3D-hastighetsmätningar med MR också begränsade, eftersom metallkomponenter inte kan användas19,20.
Därför introduceras i denna studie ett protokoll för att bygga en flödesexperimentell plattform som är MR-kompatibel och mycket modifierbar för att reproducera olika kliniska scenarier av valvulärsjukdomar. ePTFE-membranet används för att efterlikna tricuspidventilen utan metallkomponenter eftersom det har använts i stor utsträckning som ventil- och vaskulärt transplantatmaterial på grund av dess höga draghållfasthet och kemiska beständighet 17,21,22. Baserat på ePTFE-filmer har tre olika ursprung för AR reproducerats (dilatation, perforering och prolaps) samt en modell utan ventil för jämförelse. Nästa viktiga steg i detta flödesexperimentella protokoll är MR-avbildning och kvantifiering. En motorstyrd kolvpump som kan simulera aortablodflödesvågformerna används för att generera en fysiologisk flödesvågform genom flödeskretssystemet. Detaljer om flödespumpen finns i den tidigare studien23. Eftersom denna studie också syftar till att validera noggrannheten i 4D-flödes-MRI i flödeskvantifiering, väljs alla bildparametrar utifrån den tidigare studien som sammanfattar de parametrar som kan användas i den kliniska rutinen24. Eftersom MR-systemet innehåller inneboende fel på grund av brister som virvelströmmar och magnetfältets olinjäritet25 tillämpas bakgrundskorrigeringsstrategin före den faktiska datakvantifieringen enligt beskrivningen i steg 3.1.3.
Den handgjorda aortauppstötningsmodellen som föreslogs i denna studie visade liknande hemodynamiska egenskaper hos regurgitantstråle enligt modellklassificering som tidigare studier rapporterade26,27. Den slutna formen var symmetrisk och en rak stråle inträffade i mitten av ventilen i dilatationsmodellen. En bakre riktad excentrisk stråle visas på grund av cuspskador i perforeringsmodellen. Partiell prolaps av ventilen visar en stråle vars riktning böjdes från den skyldige koppen på grund av begränsad rörlighet. Aortauppstötningsvolymen som direkt mättes med hjälp av 4D-flödes-MRI överskattades i utan ventil- och dilatationsmodellen, medan den till stor del underskattades i prolapsmodellen jämfört med marksanningen. Men när den regurgitenta fraktionen beräknades var den största bias endast 11% i prolapsmodellen. Detta indikerar starkt att inte bara det uppstötande flödet utan också den normala aortastrålen påverkades av MR-skanningen. I det aktuella skedet optimerades inte enskilda skanningsparametrar för varje AR-modell. En framtida systemisk parameterstudie kan förbättra noggrannheten i upprepningsvolymmätningen. Alternativt är användningen av upprepningsfraktion mer robust eftersom den upphäver de inneboende felen i 4D-flödes-MRI men också är kliniskt mer relevant än att bara mäta den absoluta upprepningsvolymen.
Sammanfattningsvis föreslår denna studie en MR-kompatibel in vitro-flödesexperimentell modell som är mycket modifierbar för att simulera olika typer av AR. Dessutom jämfördes noggrannheten för AR-volymmätning med 4D-flödes-MR. Begränsningen av denna studie är att aortaklaffens rörelse inte simulerades, vilket kan påverka den faktiska utvecklingen av regurgitantstrålen. Dessutom kan den partiella volymeffekten och den tidsmässiga medelvärdet av 4D-flödes-MRT begränsa flödesmätningens noggrannhet, särskilt med tanke på det höga dynamiska hastighetsområdet inom strålen och omgivningen. Därför krävs ytterligare systematisk parameterstudie.
Disclosures
Författarna har inget att avslöja.
Acknowledgments
Denna forskning stöddes av Basic Science Research Program genom National Research Foundation of Korea, som finansieras av utbildningsministeriet (2021R1I1A3040346, 2020R1A4A1019475, 2021R1C1C1003481 och HI19C0760). Denna studie stöddes också av 2018 Research Grant (PoINT) från Kangwon National University.
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| 3D modeling software(SolidWorks) | Dassault Systèmes SolidWorks Corporation | Waltham, MA, USA | |
| 3D printer | Zortrax S.A. | the construction of a three-dimensional object from a CAD model or a digital 3D model,(zortrax m200 plus, Zortrax S.A.,Olsztyn, Poland) | |
| Dicom sort | Open source software | Jonathan Suever, Software Engineer | |
| Ensight | Ansys | Flow visualization software (Canonsburg, PA, USA). | |
| Expanded Polytetrafluoroethylene(ePTFE) | SANG-A-FRONTEC | Medical membrane (ePTFE,SANG-A-FRONTEC, Incheon, korea) | |
| Itk snap software | Open source software | GNU General Public License, | |
| MATLAB | MathWorks | Natick, MA, USA | |
| MRI | Siemens | 3T, Erlangen, Germany | |
| Scissors | Scanlan International Inc | n43 1765 | 7007-454, Scanlan International Inc., Saint Paul, USA |
| Suture | AILEE | NB530 | Ailee, Polyamide suture, UPS 5-0 |
References
- Koo, H. J., et al. Functional classification of aortic regurgitation using cardiac computed tomography: comparison with surgical inspection. The International Journal of Cardiovascular Imaging. 34 (8), 1295-1303 (2018).
- Bekeredjian, R., Grayburn, P. A. Valvular heart disease: aortic regurgitation. Circulation. 112 (1), 125-134 (2005).
- Lancellotti, P., et al. European Association of Echocardiography recommendations for the assessment of valvular regurgitation. Part 1: aortic and pulmonary regurgitation (native valve disease). European Journal of Echocardiography. 11 (3), 223-244 (2010).
- Zo, J. H. Echocardiographic Evaluation of Valvular Regurgitation:Semiquantitation Based on the Color Flow is Enough in Everyday Clinical Practice. Korean Circulation Journal. 29 (10), 1144-1150 (1999).
- Falk, V., et al. ESC/EACTS Guidelines for the management of valvular heart disease. European Journal of Cardio-Thoracic Surgery. 52 (4), 616-664 (2017).
- Members, W. C., et al. ACC/AHA guideline for the management of patients with valvular heart disease: a report of the American College of Cardiology/American Heart Association Joint Committee on Clinical Practice Guidelines. Journal of the American College of Cardiology. 77 (4), 25 (2021).
- Ha, H., Huh, H., Yang, D. H., Kim, N. Quantification of Hemodynamic Parameters Using Four-Dimensional Flow MRI. Journal of the Korean Society of Radiology. 80 (2), 239-258 (2019).
- vander Geest, R. J., Garg, P. Advanced analysis techniques for intra-cardiac flow evaluation from 4D flow MRI. Current Radiology Reports. 4 (7), 38 (2016).
- Blanken, C. P., et al. Quantification of mitral valve regurgitation from 4D flow MRI using semiautomated flow tracking. Radiology: Cardiothoracic Imaging. 2 (5), 200004 (2020).
- Kim, B. G., et al. Evaluation of aortic regurgitation by using PC MRI: a comparison of the accuracies at different image plane locations. Journal of the Korean Physical Society. 61 (11), 1884-1888 (2012).
- de Tullio, M. D., Pedrizzetti, G., Verzicco, R. On the effect of aortic root geometry on the coronary entry-flow after a bileaflet mechanical heart valve implant: a numerical study. Acta Mechanica. 216 (1), 147-163 (2011).
- Fallahiarezoudar, E., Ahmadipourroudposht, M., Yusof, N. M. Geometric modeling of aortic heart valve. Procedia Manufacturing. 2, 135-140 (2015).
- Computational Engineering International. EnSight User Manual for Version 10.2. Computational Engineering International, Inc. , (2017).
- Garg, P., et al. Comparison of fast acquisition strategies in whole-heart four-dimensional flow cardiac MR: Two-center, 1.5 Tesla, phantom and in vivo validation study. Journal of Magnetic Resonance Imaging. 47 (1), 272-281 (2018).
- Gabbour, M., et al. 4-D flow magnetic resonance imaging: blood flow quantification compared to 2-D phase-contrast magnetic resonance imaging and Doppler echocardiography. Pediatric Radiology. 45 (6), 804-813 (2015).
- Kvitting, J. P. E., et al. et al. In vitro assessment of flow patterns and turbulence intensity in prosthetic heart valves using generalized phase-contrast MRI. Journal of Magnetic Resonance Imaging: An Official Journal of the International Society for Magnetic Resonance in Medicine. 31 (5), 1075-1080 (2010).
- Chang, T. I., et al. In vitro study of trileaflet polytetrafluoroethylene conduit and its valve-in-valve transformation. Interactive Cardiovascular and Thoracic Surgery. 30 (3), 408-416 (2020).
- Kim, D., et al. Comparison of Four-Dimensional Flow Magnetic Resonance Imaging and Particle Image Velocimetry to Quantify Velocity and Turbulence Parameters. Fluids. 6 (8), 277 (2021).
- Bai, K., Katz, J. On the refractive index of sodium iodide solutions for index matching in PIV. Experiments in Fluids. 55 (4), 1-6 (2014).
- Hargreaves, B., et al.
- Zhu, G., Ismail, M. B., Nakao, M., Yuan, Q., Yeo, J. H. Numerical and in-vitro experimental assessment of the performance of a novel designed expanded-polytetrafluoroethylene stentless bi-leaflet valve for aortic valve replacement. PloS One. 14 (1), 0210780 (2019).
- Ebnesajjad, S. Expanded PTFE applications handbook: Technology, manufacturing and applications. , William Andrew. (2016).
- Kim, J., Lee, Y., Choi, S., Ha, H. Pulsatile flow pump based on an iterative controlled piston pump actuator as an in-vitro cardiovascular flow model. Medical Engineering & Physics. 77, 118-124 (2020).
- Dyverfeldt, P., et al. 4D flow cardiovascular magnetic resonance consensus statement. Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance. 17 (1), 1-19 (2015).
- Stankovic, Z., Allen, B. D., Garcia, J., Jarvis, K. B., Markl, M. 4D flow imaging with MRI. Cardiovascular Diagnosis and Therapy. 4 (2), 173 (2014).
- Patel, P. A., et al. Aortic regurgitation in acute type-A aortic dissection: a clinical classification for the perioperative echocardiographer in the era of the functional aortic annulus. Journal of Cardiothoracic and Vascular Anesthesia. 32 (1), 586-597 (2018).
- Boodhwani, M., et al. Repair-oriented classification of aortic insufficiency: impact on surgical techniques and clinical outcomes. The Journal of Thoracic and Cardiovascular Surgery. 137 (2), 286-294 (2009).
