Methodenartikel

In vitro Beoordeling van aortaregurgitatie met behulp van vierdimensionale flow magnetische resonantie beeldvorming

DOI:

10.3791/63491

⸱

25 februari 2022

 ,  , 
1Interdisciplinary Program in Biohealth-Machinery Convergence Engineering, Kangwon National University, 2Medical Device Development Center, DGMIF

In dit artikel

Samenvatting

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Aorta regurgitatie is een aortaklep hart-en vaatziekte. Dit manuscript laat zien hoe vierdimensionale flow magnetische resonantie beeldvorming aorta regurgitatie kan evalueren met behulp van in vitro hartkleppen die aorta regurgitatie nabootsen.

Samenvatting

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Aorta-regurgitatie (AR) verwijst naar de achterwaartse bloedstroom van de aorta naar de linker ventrikel (LV) tijdens ventriculaire diastole. De regurgitante straal die voortkomt uit de complexe vorm wordt gekenmerkt door de driedimensionale stroming en hoge snelheidsgradiënt, waardoor soms een nauwkeurige meting van het regurgitante volume met behulp van 2D-echocardiografie wordt beperkt. Recent ontwikkelde vierdimensionale flow magnetische resonantie beeldvorming (4D flow MRI) maakt driedimensionale volumetrische flowmetingen mogelijk, die kunnen worden gebruikt om de hoeveelheid regurgitatie nauwkeurig te kwantificeren. Deze studie richt zich op (i) magnetische resonantie compatibele AR-model fabricage (dilatatie, perforatie en verzakking) en (ii) systematische analyse van de prestaties van 4D flow MRI in AR kwantificering. De resultaten gaven aan dat de vorming van de voorwaartse en achterwaartse jets in de loop van de tijd sterk afhankelijk was van de soorten AR-oorsprong. De hoeveelheid regurgitatievolumebias voor de modeltypen was -7,04%, -33,21%, 6,75% en 37,04% vergeleken met het grondwaarheidsvolume (48 ml) gemeten uit het pompslagvolume. De grootste fout van de regurgitatiefractie was ongeveer 12%. Deze resultaten geven aan dat een zorgvuldige selectie van beeldvormingsparameters vereist is wanneer absoluut regurgitatievolume belangrijk is. Het voorgestelde in vitro flowfantoom kan eenvoudig worden aangepast om andere hartklepaandoeningen zoals aortastenose of bicuspide aortaklep (BAV) te simuleren en kan worden gebruikt als een standaardplatform om in de toekomst verschillende MRI-sequenties te testen.

Inleiding

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Aortaregurgitatie (AR) verwijst naar de achterwaartse stroom van de aorta naar de linker ventrikel tijdens de diastolische fase van de ventrikel. AR wordt meestal ingedeeld in aortadilatatie, cups prolaps, cups perforatie, cups terugtrekking, en anderen1. Chronische AR kan de volumeoverbelasting van de LV veroorzaken, voornamelijk als gevolg van hypertrofie en dilatatie, en veroorzaakt uiteindelijk de decompensatie2. Acute AR wordt voornamelijk veroorzaakt door infectieuze endocarditis, aortadissectie en traumatische breuk, wat leidt tot hemodynamische noodsituaties2.

De huidige klinische normen voor AR-diagnose zijn voornamelijk gebaseerd op transthoracale echocardiografie (TTE) of transesofageale echocardiografie (TEE)3. Ondanks de voordelen van real-time beeldvorming en korte onderzoekstijd, is de nauwkeurigheid van echocardiografie sterk afhankelijk van de operator. Vooral voor de regurgitante volumemeting is de directe meting van het regurgitante volume beperkt omdat de regurgitante straal uit het tweedimensionale (2D) meetvlak verschuift als gevolg van de beweging van de aortaklep. Indirecte schatting met behulp van proximale iso-velocity surface area (PISA) methoden worden vaak gebruikt, maar aannames zoals cirkelvormige opening oppervlakte beperken vaak de nauwkeurige meting4.

Recente medische richtlijnen5 bevelen ook cardiale MR (CMR) aan, vooral voor matige of ernstige AR-patiënten om de beperking van echocardiografie te compenseren door de massa en globale functie van de LV te meten. Structurele parameters zoals aortablaadjes en LV-grootte, en stroomparameters zoals jetbreedte, vena contracta-breedte en regurgitant volume kunnen ook uitgebreid worden overwogen bij AR-diagnose6 . Het aorta-regurgitatievolume geschat met de LV globale functie kan echter falen, vooral voor patiënten met andere hartklepaandoeningen of shunt.

Als alternatief is 4D-flow MRI beschouwd als een veelbelovende techniek die het regurgitante volume direct kan meten met tijd-opgeloste snelheidsinformatie binnen het volume van belang7. De beweging van de klep volgens de tijd kan eenvoudig worden gevolgd en gecompenseerd bij het meten van het regurgitante debiet 8,9. Ook kan een willekeurig vlak loodrecht op de regurgitante straal retrospectief worden gepositioneerd, wat de nauwkeurigheid van de metingverhoogt 10. Omdat de 4D-flow MRI echter inherent de spatiotemporaal gemiddelde informatie verkrijgt, rechtvaardigt de nauwkeurigheid van deze techniek nog steeds validatie door gebruik te maken van goed gecontroleerde in vitro flow-experimenten.

Deze studie heeft tot doel (i) een MRI-compatibel in vitro experimenteel platform te ontwikkelen dat de verschillende klinische scenario's van AR (dilatatie, perforatie en verzakking) kan reproduceren en (ii) ons begrip van 4D-flow MRI-prestaties kan verrijken bij het kwantificeren van verschillende AR in deze AR-modellen. Daarnaast werden 3D hemodynamische visualisatie en kwantificering op basis van 4D flow MRI uitgevoerd volgens de verschillende klinische scenario's. Dit protocol is niet beperkt tot AR en kan worden uitgebreid naar andere soorten valvulaire ziektestudies die een reeks in vitro experimenten en hemodynamische kwantificering vereisen.

Protocol

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

OPMERKING: Het protocol bestaat grotendeels uit drie fasen: (1) modelfabricage, (2) MRI-scan en parameterselectie en (3) gegevensanalyse. Figuur 1 is een stroomdiagram dat het totale proces van het protocol weergeeft.

1. Model fabricage

  1. Aortawortelmodel
    1. Zoals weergegeven in figuur 2, bepaalt u de parameterwaarden van de aortawortel, zoals de diameter van de klepbasis en de sinusradius. Voor dit experiment waren de waarden DA = 32,24 mm, DO = 26 mm, LB = 8,84 mm, LA = 26 mm, rmin = 16,64 mm, rmax = 21,32 mm.
    2. Voer de 3D-modelleringssoftware uit door te klikken op Sketch > Tools Sketch Tools > Sketch Picture.
      OPMERKING: Solidwork wordt gebruikt voor 3D-modellering in het experiment.
    3. Om een sinusmodel te maken, schetst u cirkels die overeenkomen met rmax en rmin met behulp van het cirkelgereedschap. Teken een gebogen lijn van de sinus met behulp van de vrije curvefunctie11, klik op Gereedschap Loft en selecteer het schetsgebied voor loft.
    4. Schets extra cirkels aan de boven- en onderkant van het huidige model, klik op Gereedschap Extruderen en selecteer de cirkels. Stel de opties in als 20 mm naar beneden en 30 mm naar boven. Maak een hexahedron model van formaat 100 mm x 100 mm x 76 mm op dezelfde manier.
    5. Klik op Gereedschap combineren in > functies invoegen > combineren. Selecteer Aftrekken in de property manager. Selecteer het hexahedron-model en het sinusmodel. Fabriceer het definitieve ontwerp als een acrylmodel met een 5-assige CNC-machine volgens de instructies van de fabrikant.
  2. Ventielframe
    1. Voer 3D-modelleringssoftware uit en open een nieuwe schets. Teken handmatig een vierkant van 100 mm x 100 mm en een cirkel van 25 mm in het midden voor de klepvoet. Klik op de Extrude Tool en stel de hoogte van de klepvoet in op 5 mm.
    2. Extrudeer de cirkel met een hoogte van 23,5 mm en een dikte van 3 mm dik. Verdeel het model in 12 uniforme stukken met behulp van Line Tool , zodat elk stuk 30° heeft. Selecteer drie stukken met intervallen van 120° en extrudeer met een hoogte van 16,5 mm om drie pilaren te maken.
    3. Klik op Filet Tool en selecteer de pilaren. Stel de filetstraal aan de boven- en onderkant in op respectievelijk 4 mm en 10 mm. Sla het op in een STL-bestandsindeling.
    4. 3D-print het ventielframe. Stel de invuldichtheid in op 100% en gebruik acrylonitrilbutadieen styreen als vulmateriaal. Zie figuur 3 voor de vorm en afmetingen van het aortaklepframe.
  3. Aorta-regurgitatiemodel met geëxpandeerd polytetrafluorethyleen (ePTFE)
    1. Voer de 3D-modelleringssoftware uit en open een nieuwe schets. Teken een horizontale lijn van 23,24 mm en een verticale lijn van 15 mm onder verwijzing naar figuur 4A.
      OPMERKING: De geometrische parameters van de basis, hoogte en bladvrije randlengte van de klep werden gekozen op basis van een eerdere studie12.
    2. Klik op het gereedschap 3-puntsboog in het opdrachtbeheer en stel twee punten in aan elk uiteinde van de horizontale lijn en het laatste punt aan het einde van de verticale lijn. Extrudeer de schets met een dikte van 5 mm. Exporteer het model met STL-bestandsindeling en 3D-print het.
    3. Overlap het ePTFE-membraan in twee lagen en teken drie folderranden met intervallen van 2 mm met behulp van de bedrukte folder. Hecht langs de getrokken lijnen en zijranden met intervallen van 1 mm met een polyamide hechtdraad met een diameter van 0,1 mm. Hecht de ePTFE-klep van boven naar beneden op het frame met intervallen van 1 mm.
    4. Snijd de buitenkant van het membraan en hecht het aan elkaar. Voer de volgende drie wijzigingen uit om drie verschillende modellen te verkrijgen.
      1. Dilatatiemodel: Verlaag de verhouding van de ontworpen folderparameters tot 90%.
      2. Perforatiemodel: Maak een cirkelvormig gat met een diameter van 2 mm met een schaar in het midden van een folder.
      3. Verzakking: Bevestig de twee commissures van de klep op een gat met een lage paalhoogte.
        OPMERKING: Figuur 4 toont de materialen en fabricagemethode van de ePTFE-klep. Figuur 5 toont de kenmerken van elk AR-type.

2. MRI-scan en parameterselectie

  1. Bereid het experimentele systeem voor dat bestaat uit een AR-model, aorta-sinusmodel, een hartsimulatiepomp en MRI.
  2. Stel de experimentele modellen in de MRI-kamer in en sluit de pomp, het reservoir en de modellen aan met behulp van een siliconenbuis van 25 mm (binnendiameter). Gebruik een 10 cm lange kabelbinder om de verbindingsdelen vast te maken om mogelijke lekkage te voorkomen.
  3. Gebruik een motorgestuurde zuigerpomp om de aortabloedstroomgolfvormen te simuleren om een fysiologische stroomgolfvorm door het stroomcircuitsysteem te genereren. Gebruik water als werkvloeistof en bevestig eenrichtingskleppen aan de in- en uitlaat om terugstroming te voorkomen. Details van de debietpomp zijn te vinden in het vorige onderzoek23.
  4. Zoek het model binnen het gezichtsveld (FOV) van de MRI. Voer een verkenningsscan uit om fantoombeelden te observeren in de coronale, axiale en sagittale weergaven in de MRI-bedieningsconsolemonitor. Deze afbeelding wordt gebruikt als leidraad voor het positioneren van de volgende afbeeldingsreeksen.
  5. Zoek het 2D-beeldvlak in het midden van het aortamodel. Voer een 2D-fasecontrastbeeldafbeelding (Variable Velocity-Encoding Parameter) VENC uit om de meest geschikte VENC-waarde voor 4D-flow MRI te selecteren.
  6. Stel VENC in op een 10% hogere waarde in 4D flow MRI om mogelijke snelheid aliasing7 te minimaliseren. Voer de gewenste ruimtelijke resolutie en de temporele resolutie in op de MRI-console. De ruimtelijke en temporele resolutie voor de aortastroom wordt aanbevolen om respectievelijk 2-3 mm en 20-40 ms,7. Tabel 2 toont de MRI-scanparameters.
  7. Verkrijg gegevens voor zowel met als zonder stroom met behulp van de 3 soorten AR-kleppen en de zonder klep.

3. Data-analyse

  1. Gegevens sorteren en corrigeren
    1. Kopieer onbewerkte gegevensbestanden van de scanner om door te gaan met de gegevensanalyse. Sorteer de dicom-bestanden volgens de header met de naam seriebeschrijving met behulp van de Dicom-sorteersoftware. Klik op Afbeeldingen sorteren in Dicom-sorteersoftware om afbeeldingen met drie richtingen en magnitudeafbeeldingen in afzonderlijke mappen te sorteren.
    2. Laad magnitudeafbeelding in de ITK-snap-software. Klik op Penseel in de ITK-snap en schilder handmatig het interne vloeistofgebied van het fantoom met het penseelgereedschap. Gesegmenteerde afbeelding opslaan.
    3. (Optioneel) Laad beide fasebeeldgegevens die zijn verkregen met de stroom aan en uit met MATLAB. Trek de gegevens met de stroom af van de gegevens zonder stroom om achtergrondfouten te verwijderen. Herhaal dit voor elke richting en hartcyclus.
    4. Bereken de snelheid van 5D-matrixfasegegevens (rij x kolom x segment x richting x tijd) met behulp van een leverancierspecifieke pixel-naar-snelheidsvergelijking. Over het algemeen komt de maximale intensiteit van de pixel overeen met de geselecteerde VENC-waarde.
  2. Visualisatie
    1. Laad de 5D-matrixsnelheid van stap 3.1.4 in analysesoftware voor stroomvisualisatie.
      OPMERKING: De invoersnelheidsmatrix kan variëren afhankelijk van de analysesoftware. Ensight-gebruikers moeten de Ensight gold case format guide13 volgen.
    2. Klik op het isooppervlakgedeelte, wijzig het gegevenstype van isooppervlak in isovolume voor 3D-analyse door op de knop Isovolume te klikken. Sleep de snelheidsgegevens in de opdrachtbeheer voor variabelen en voeg deze toe aan het isovolume om de snelheidsverdeling van het model te controleren.
    3. Klik op Particle Trace Emitters Tool in het hoofdmenu. Vink Geavanceerde optie aan voor een nauwkeurigere analyse. Selecteer de gewenste visualisatie, zoals Stroomlijnen of Padlijnen bij het maken.
    4. Stel voor dit experiment de volgende waarde in: Emit From Option = Part, Part ID = 2, No. van Emitters = 10000, Richting = +/-. Maak en controleer de resultaten in de loop van de tijd.
    5. Klik met de rechtermuisknop op het deeltjestraceringsmodel en klik op Kleur door. Selecteer de snelheidscomponent om de stroomlijn te kleuren met de snelheid.
  3. Kwantificering
    1. Laad de snelheidsgegevens (stap 3.1.4) en de gesegmenteerde afbeelding (stap 3.1.2) op MATLAB. Stel de snelheid buiten het segmentatiegebied in op nul. Dit kan eenvoudig worden uitgevoerd door de gesegmenteerde matrixgegevens en de snelheidsmatrixgegevens elementgewijs te vermenigvuldigen.
    2. Controleer of de snelheidsgegevens fase-wrapping hebben met behulp van de Imshow-functie van MATLAB. Inversie van de snelheidsrichting duidt op fase-wrapping.
    3. Snijd het gewenste vlak van de matrixgegevens. Tel alle snelheidsgegevens binnen het vlak op en vermenigvuldig de ruimtelijke resolutie om de stroomsnelheid door het vlak te berekenen. Tel alle stroomsnelheden gedurende de hartcyclus op en vermenigvuldig de temporele resolutie om het slagvolume te berekenen.

Resultaten

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Drie representatieve klassen van aorta-regurgitatiemodellen werden vervaardigd en één geval zonder klep werd ter vergelijking vervaardigd (figuur 3). Het verwijdingsmodel toonde duidelijk een onvolledige sluiting van de klepfolder als gevolg van de kleinere blaadjes. Op een van de blaadjes werd een gat geboord met een schaar om het perforatiemodel na te bootsen. Eén folder van het verzakkingsmodel zag er kleiner uit dan de andere twee blaadjes omdat de twee commissures op een positie lager dan de oorspronkelijke hoogte waren gehecht. Er waren geen significante verschillen met het bovenaanzicht.

Met de 3D-snelheidsinformatie die in de loop van de tijd werd verkregen met behulp van 4D-flow MRI, werden stroomlijnen van normale en regurgitatiestralen gevisualiseerd tijdens systole en diastole (figuur 6). De voorwaartse straal was recht in alle modellen behalve het perforatiemodel. In het perforatiemodel trad tijdens de systolefase een wand-biased jet op. De oprispende straal vertoonde een andere snelheid en vorm volgens de AR-classificatie. In het geval van zonder klep trad een algehele voorwaartse en achterwaartse stroom op. De regurgitante straal van het dilatatiemodel kwam uit het centrum en had de neiging om in de loop van de tijd van richting te veranderen. De perforatie- en verzakkingsmodel regurgitant jet leunde naar de muur. De pieksnelheid van de voorwaartse en regurgitante straal was 0,28 m/s, -0,29 m/s in het model zonder klep, 2,03 m/s, -3,53 m/s in het dilatatiemodel, 2,52 m/s, -3,13 m/s in het perforatiemodel en 2,76 m/s, -2,88 m/s in het verzakkingsmodel.

Figuur 7 toont het debiet voor elke klep en de voorwaartse en regurgitante volumes in een 3D-vlak weg van de klepbasis. De stroomsnelheden toonden verschillende golfvormen en hoeveelheden voor elk model. De hoeveelheid regurgitatievolume was respectievelijk 51,38 ml, 63,94 ml, 44,76 ml en 30,22 ml voor modellen zonder klep, dilatatie, perforatie en verzakking. De bias voor zonder klep,dilatatie, perforatie en prolaps model waren respectievelijk -7,04%, -33,21%, 6,75% en 37,04%, vergeleken met de grondwaarheid (48 ml) gemeten uit het pompslagvolume. De positieve procentuele waarden duiden op onderschatting, terwijl de negatieve procentuele waarden overschatting vertegenwoordigen. De regurgitatiefractiefout was respectievelijk -7,78%, -6,00%, 0,33% en -11,18% voor zonder klep-, dilatatie-, perforatie- en verzakkingsmodel.

figure-results-1
Figuur 1: Werkstroomdiagram van het protocol. Dit experimentele protocol bestaat voornamelijk uit modelfabricage, MRI-scan en data-analyse. In de modelfabricagestap worden het buitenste aortawortelmodel en vier verschillende soorten AR-modellen (zonder klep, dilatatie, verzakking en perforatie) vervaardigd. Tijdens de MRI-scan wordt scoutingbeeldvorming gevolgd door multi-VENC-scan en 4D-flow MRI uitgevoerd. Het gegevensanalysegedeelte omvat gegevenssortering, beeldsegmentatie, snelheidsberekening, visualisatie en kwantificering. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.

figure-results-2
Figuur 2: Schematisch en ontworpen acrylmodel van de aortawortel (A) Geometrische karakterisering en parameters van de aortawortelgeometrie. (B) Aortawortel 3D-model in multidimensionale weergave. DA: diameter van de sinobulaire junctie (STJ), DO: diameter van annulus, rmax: maximale sinusdiameter, rmin: minimale sinusdiameter, LA: hoogte van sinus, LB: hoogte van STJ. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.

figure-results-3
Figuur 3: Aorta-regurgitatieframe en model (A) Geometrische informatie van het aortaklepframe dat wordt gebruikt om de folder vast te houden. Gaten rond het lichaam van het frame is waar de hechtlijn passeert. (B) Voorbeeld van een ePTFE-membraanaanhechtingsklep. (C) En-face weergave van de in vitro modellen: zonder klep, dilatatie, perforatie en verzakking gefabriceerd in dit onderzoek. De pijl geeft de beschadigde cusp aan. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.

figure-results-4
Figuur 4: Materiaal- en fabricagestap van ePTFE-folder. (A) Met behulp van 3D-geprinte folders als leidraad worden folders gemaakt met behulp van ePTFE-membraan. (B) Tekenen, hechten, snijden en bevestigen van de ePTFE-klep. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.

figure-results-5
Figuur 5: Fabricagemethoden van verschillende AR-modellen. (A) Dilatatiemodel, (B) perforatiemodel en (C) verzakkingsmodel. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.

figure-results-6
Figuur 6: Stroomlijn de visualisatie volgens het type aortaregurgitatie. Een gestroomlijnde visualisatie bij systole (links van elk paneel) en diastole (rechts van elk paneel) volgens aorta-regurgitatietype. (A) Model zonder klep (het diastole/systole-beeld is hetzelfde vanwege het ontbreken van een klep), (B) dilatatie, (C) perforatie en (D) verzakking. Systole- en diastolegegevens werden genomen waarbij de inlaatsnelheid het hoogst en het laagst is tijdens de hartcyclus. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.

figure-results-7
Figuur 7: Debiet en slagvolume. Het debiet en slagvolume voor (A) model zonder klep, (B) dilatatie, (C) perforatie en (D) verzakking. Het debiet en het slagvolume worden gemeten op het vlak (ononderbroken lijn) met een diameter van drie diameter stroomafwaarts van de klep annulus. De blauwe en rode kleuren geven respectievelijk de voorwaartse en oprispende stromen aan. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.

Verhouding
(Do= 26 mm)		DA/DoLA/DoLB/Dormax/Dormin/Do
1.2410.340.820.64

Tabel 1. Geometrische parameters van de aortawortelgeometrie weergegeven in figuur 1.

Temporele resolutie0,025 ms/40 fasen
Ruimtelijke resolutie2mm x 2mm/0.5 pixel per 1 mm
Matrix96 x 160 x 26 pixels
Dikte van de plak2 mm
Echotijd2,54 ms
Coderingssnelheid25-330 cm/s

Tabel 2. 4D Flow MRI sequentie parameters in vitro.

Discussie

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Vierdimensionale flow MRI is onlangs geverifieerd door verschillende ex vivo en in vivo studies als een toepassing voor klinisch routinegebruik14. Aangezien de 4D-flow MRI 3D-snelheidsinformatie over de gehele cardiale cyclus verkrijgt, is een sterke toepassing een directe kwantificering van het valvulaire regurgitante volume, dat conventionele 2D Doppler-echocardiografie niet kan kwantificeren15. In vitro experimenten met behulp van 4D Flow MRI kunnen de 3D-stroomsnelheid en gerelateerde hemodynamische parameters leveren die kunnen worden gebruikt voor het onderzoeken van de relatie tussen hart- en vaatziekten en hemodynamiek. Ondanks het veelbelovende vermogen zijn er echter nog geen systematische studies over deze toepassing gemeld. Dit is mogelijk te wijten aan het gebrek aan goed gecontroleerde in vitro experimenten die de regurgitatie van de tri-leaflet kleppen nabootsen.

Recente ontwikkelingen in in vitro studies hebben geleid tot nauwkeurigere en realistischere experimentele methoden om toegang te krijgen tot de pre- en postklephemodynamiek16,17. In combinatie met een optische beeldgebaseerde deeltjesbeeld velocimetrie (PIV) was nauwkeurige meting en kwantificering van de stroming rond de klep mogelijk in eerdere in vitro studies18. Nauwkeurige 3D-stromingsvelden, vooral voor de postklepstroom, waren echter beperkt vanwege het ondoorzichtige model en de breking. Aan de andere kant waren 3D-snelheidsmetingen met MRI ook beperkt, omdat metalen componenten niet kunnen worden gebruikt 19,20.

Daarom wordt in deze studie een protocol geïntroduceerd om een flow-experimenteel platform te bouwen dat MR-compatibel en zeer aanpasbaar is om verschillende klinische scenario's van hartklepaandoeningen te reproduceren. Het ePTFE-membraan wordt gebruikt om de tricuspidalisklep na te bootsen zonder metalen componenten, omdat het veel wordt gebruikt als klep- en vasculair transplantaatmateriaal vanwege de hoge treksterkte en chemische bestendigheid 17,21,22. Op basis van ePTFE-films zijn drie verschillende oorsprongen van de AR gereproduceerd (dilatatie, perforatie en verzakking) en een model zonder klep ter vergelijking. De volgende belangrijke stap in dit flow experimentele protocol is MR imaging en kwantificering. Een motorgestuurde zuigerpomp die de aortabloedstroomgolfvormen kan simuleren, wordt gebruikt om een fysiologische stroomgolfvorm door het stroomcircuitsysteem te genereren. Details van de debietpomp zijn te vinden in het vorige onderzoek23. Aangezien deze studie ook tot doel heeft de nauwkeurigheid van de 4D-flow MRI in flowkwantificering te valideren, worden alle beeldvormingsparameters geselecteerd op basis van de vorige studie die de parameters samenvat die kunnen worden gebruikt in de klinische routine24. Aangezien het MRI-systeem inherente fouten bevat als gevolg van onvolkomenheden zoals wervelstromen en niet-lineariteit van het magnetisch veld25, wordt de achtergrondcorrectiestrategie toegepast voorafgaand aan de feitelijke gegevenskwantificering zoals beschreven in stap 3.1.3.

Het handgemaakte aorta-regurgitatiemodel dat in deze studie werd voorgesteld, vertoonde vergelijkbare hemodynamische kenmerken van regurgitant jet volgens modelclassificatie zoals eerdere studies rapporteerden26,27. De gesloten vorm was symmetrisch en er trad een rechte straal op in het midden van de klep in het dilatatiemodel. Een posterieur gerichte excentrische straal verschijnt als gevolg van cusp-schade in het perforatiemodel. Gedeeltelijke verzakking van de klep toont een straal waarvan de richting werd gebogen van de boosdoenerbeker vanwege beperkte mobiliteit. Het aorta-regurgitatievolume dat direct werd gemeten met behulp van de 4D-flow MRI werd overschat in het zonder klep- en dilatatiemodel, terwijl het grotendeels werd onderschat in het prolapsmodel in vergelijking met de grondwaarheid. Toen de regurgitante fractie echter werd berekend, was de grootste bias slechts 11% in het prolapsmodel. Dit geeft sterk aan dat niet alleen de regurgitante stroom, maar ook de normale aortastraal werd beïnvloed door de MR-scan. In de huidige fase waren individuele scanparameters niet geoptimaliseerd voor elk AR-model. Een toekomstig systemisch parameteronderzoek kan de nauwkeurigheid van regurgitante volumemeting verbeteren. Als alternatief is het gebruik van regurgitante fractie robuuster omdat het de inherente fouten in 4D-flow MRI opheft, maar ook klinisch relevanter is dan alleen het meten van het absolute regurgitante volume.

Concluderend suggereert deze studie een MR-compatibel in vitro flow experimenteel model dat zeer aanpasbaar is om verschillende soorten AR te simuleren. Ook werd de nauwkeurigheid van AR-volumemeting met behulp van 4D-flow MRI vergeleken. De beperking van deze studie is dat de beweging van de aortaklep niet werd gesimuleerd, wat de feitelijke ontwikkeling van de regurgitante jet kan beïnvloeden. Bovendien kunnen het partiële volume-effect en het temporele gemiddelde karakter van de 4D-flow MRI de nauwkeurigheid van de flowmeting beperken, vooral gezien het hoge dynamische snelheidsbereik in de jet en omgeving. Daarom is verder systematisch parameteronderzoek vereist.

Openbaarmakingen

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

De auteurs hebben niets te onthullen.

Dankbetuigingen

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Dit onderzoek werd ondersteund door het Basic Science Research Program via de National Research Foundation of Korea, dat wordt gefinancierd door het ministerie van Onderwijs (2021R1I1A3040346, 2020R1A4A1019475, 2021R1C1C1003481 en HI19C0760). Deze studie werd ook ondersteund door 2018 Research Grant (PoINT) van Kangwon National University.

Materialen

Lijst van materialen gebruikt in dit artikel
NaamBedrijfCatalogusnummerOpmerkingen
3D modeling software(SolidWorks)Dassault Systèmes SolidWorks CorporationWaltham, MA, USA
3D printerZortrax S.A.de constructie van een driedimensionaal object vanuit een CAD-model of een digitaal 3D-model, (zortrax m200 plus, Zortrax S.A., Olsztyn, Polen)
Dicom sortOpen source softwareJonathan Suever, Software Engineer
EnsightAnsysFlow visualisatiesoftware (Canonsburg, PA, USA).
Expanded Polytetrafluoroethylene(ePTFE)SANG-A-FRONTECMedische membraan (ePTFE, SANG-A-FRONTEC, Incheon, Korea)
Itk snap softwareOpen source softwareGNU General Public License,
MATLABMathWorksNatick, MA, USA
MRISiemens3T, Erlangen, Duitsland
ScissorsScanlan International Incn43 17657007-454, Scanlan International Inc., Saint Paul, USA
SutureAILEENB530Ailee, Polyamide suture, UPS 5-0

Referenties

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,
  1. 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).
  2. Bekeredjian, R., Grayburn, P. A. Valvular heart disease: aortic regurgitation. Circulation. 112 (1), 125-134 (2005).
  3. 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).
  4. 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).
  5. 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).
  6. 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).
  7. 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).
  8. 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).
  9. 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).
  10. 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).
  11. 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).
  12. Fallahiarezoudar, E., Ahmadipourroudposht, M., Yusof, N. M. Geometric modeling of aortic heart valve. Procedia Manufacturing. 2, 135-140 (2015).
  13. Computational Engineering International. EnSight User Manual for Version 10.2. Computational Engineering International, Inc. , (2017).
  14. 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).
  15. 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).
  16. 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).
  17. 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).
  18. 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).
  19. 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).
  20. Hargreaves, B., et al. Metal induced artifacts in MRI. AJR. American Journal of Roentgenology. 197 (3), 547(2011).
  21. 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).
  22. Ebnesajjad, S. Expanded PTFE applications handbook: Technology, manufacturing and applications. , William Andrew. (2016).
  23. 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).
  24. Dyverfeldt, P., et al. 4D flow cardiovascular magnetic resonance consensus statement. Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance. 17 (1), 1-19 (2015).
  25. 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).
  26. 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).
  27. 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).

Herprints en machtigingen

Toestemming aanvragen om de tekst of afbeeldingen van dit JoVE-artikel te hergebruiken

Toestemming aanvragen

Trefwoorden

Flow MRIregurgitatievolumefabricage van klepmodelslagvolumeflowvisualisatiefasecontrastbeeldvorminghemodynamica van hartkleppen

Gerelateerde artikelen