Artykuł metodologiczny

Metody in vitro Ocena niedomykalności zastawki aortalnej za pomocą czterowymiarowego przepływowego rezonansu magnetycznego

3.4K wyświetleń

⸱

DOI:

10.3791/63491

⸱

25 lutego 2022

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

W tym artykule

Podsumowanie

Niedomykalność zastawki aortalnej to choroba serca zastawki aortalnej. Manuskrypt ten pokazuje, w jaki sposób czterowymiarowe obrazowanie metodą rezonansu magnetycznego może ocenić niedomykalność zastawki aortalnej przy użyciu zastawek serca in vitro naśladujących niedomykalność zastawki aortalnej.

Streszczenie

Niedomykalność aorty (AR) odnosi się do wstecznego przepływu krwi z aorty do lewej komory (LV) podczas rozkurczu komory. Strumień regurgitacyjny powstający w wyniku złożonego kształtu charakteryzuje się trójwymiarowym przepływem i gradientem dużej prędkości, co czasami ogranicza dokładny pomiar objętości niedomykalności za pomocą echokardiografii 2D. Niedawno opracowane czterowymiarowe obrazowanie metodą rezonansu magnetycznego przepływu (4D flow MRI) umożliwia trójwymiarowe pomiary przepływu objętościowego, które można wykorzystać do dokładnego określenia ilościowego ilości niedomykalności. Badanie to koncentruje się na (i) wytwarzaniu modeli AR zgodnych z rezonansem magnetycznym (dylatacja, perforacja i wypadanie) oraz (ii) systematycznej analizie wydajności przepływowego rezonansu magnetycznego 4D w kwantyfikacji AR. Wyniki wskazują, że powstawanie dżetów skierowanych do przodu i do tyłu w czasie było w dużym stopniu zależne od typów pochodzenia AR. Wielkość odchylenia objętości niedomykalności dla typów modeli wynosiła -7,04%, -33,21%, 6,75% i 37,04% w porównaniu z rzeczywistą objętością (48 ml) mierzoną na podstawie objętości skokowej pompy. Największy błąd frakcji niedomykalności wynosił około 12%. Wyniki te wskazują, że staranny dobór parametrów obrazowania jest wymagany, gdy ważna jest bezwzględna objętość niedomykalności. Sugerowany fantom przepływu in vitro może być łatwo modyfikowany w celu symulacji innych chorób zastawkowych, takich jak zwężenie zastawki aortalnej lub dwupłatkowa zastawka aortalna (BAV) i może być używany jako standardowa platforma do testowania różnych sekwencji MRI w przyszłości.

Wprowadzenie

Niedomykalność aorty (AR) odnosi się do przepływu wstecznego z aorty do lewej komory podczas fazy rozkurczowej komory. AR jest zwykle klasyfikowany jako poszerzenie aorty, wypadanie bańek, perforacja bańek, retrakcja bańek i inne1. Przewlekła AR może powodować przeciążenie objętościowe lewej komory głównie z powodu hipertrofii i poszerzenia, a ostatecznie powoduje jej dekompensację2. Ostra narzamiany (AR) jest głównie spowodowana przez zakaźne zapalenie wsierdzia, rozwarstwienie aorty i pęknięcie pourazowe, co prowadzi do nagłych przypadków hemodynamicznych2.

Obecne standardy kliniczne w diagnostyce AR opierają się głównie na echokardiografii przezklatkowej (TTE) lub echokardiografii przezprzełykowej (TEE)3. Pomimo zalet obrazowania w czasie rzeczywistym i krótkiego czasu badania, dokładność echokardiografii jest w dużym stopniu zależna od operatora. Szczególnie w przypadku pomiaru objętości niedomykalności pokarmu bezpośredni pomiar objętości niedomykalności jest ograniczony, ponieważ strumień niedomykalności przesuwa się poza dwuwymiarową (2D) płaszczyznę pomiarową w wyniku ruchu zastawki aortalnej. Często stosuje się pośrednie szacowanie przy użyciu metod proksymalnej powierzchni izoprędkości (PISA), ale założenia, takie jak obszar kryzy kołowej, często ograniczają dokładny pomiar4.

Najnowsze wytyczne medyczne5 również zalecają MR serca (CMR), szczególnie dla pacjentów z umiarkowaną lub ciężką AR, aby zrekompensować ograniczenie echokardiografii poprzez pomiar masy i globalnej funkcji LV. Parametry strukturalne, takie jak płatki aorty i rozmiar lewej linii oraz parametry przepływu, takie jak szerokość strumienia, szerokość żyły skurczowej i objętość niedomykalności, mogą być również kompleksowo uwzględnione w diagnostyce AR6. Jednak objętość niedomykalności zastawki aortalnej oszacowana za pomocą globalnej funkcji LV może zakończyć się niepowodzeniem, szczególnie u pacjentów z innymi chorobami zastawek serca lub zastawką.

Alternatywnie, MRI przepływu 4D zostało uznane za obiecującą technikę, która może bezpośrednio mierzyć objętość niedomykalności za pomocą informacji o prędkości z rozdzielczością czasową w interesującej nas objętości7. Ruch zaworu w zależności od czasu można łatwo śledzić i kompensować podczas pomiaru objętości przepływu regurgitantu8,9. Również dowolna płaszczyzna prostopadła do strumienia regurgitantu może być ustawiona retrospektywnie, co zwiększa dokładność pomiaru10. Ponieważ jednak rezonans magnetyczny 4D z natury uzyskuje informacje uśrednione czasoprzestrzennie, dokładność tej techniki nadal gwarantuje walidację przy użyciu dobrze kontrolowanych eksperymentów przepływu in vitro.

To badanie ma na celu (i) opracowanie platformy eksperymentalnej in vitro kompatybilnej z MRI, która może odtworzyć różne scenariusze kliniczne AR (dylatacja, perforacja i wypadanie) oraz (ii) wzbogacenie naszego zrozumienia wydajności MRI przepływu 4D w ilościowym określaniu różnych AR w tych modelach AR. Ponadto przeprowadzono wizualizację hemodynamiczną 3D i kwantyfikację na podstawie przepływowego rezonansu magnetycznego 4D zgodnie z różnymi scenariuszami klinicznymi. Protokół ten nie ogranicza się do AR i może być rozszerzony na inne rodzaje badań nad chorobami zastawkowymi, które wymagają serii eksperymentów in vitro i kwantyfikacji hemodynamicznej.

Protokół

UWAGA: Protokół składa się głównie z trzech etapów: (1) produkcja modelu, (2) skan MRI i wybór parametrów oraz (3) analiza danych. Rysunek 1 to diagram przepływu pokazujący cały proces protokołu.

1. Produkcja modelu

  1. Model korzenia aorty
    1. Jak pokazano na rysunku Rysunek 2, określ wartości parametrów korzenia aorty, takie jak średnica podstawy zastawki i promień zatoki. W tym eksperymencie wartości wynosiły DA = 32,24 mm, DO = 26 mm, LB = 8,84 mm, LA = 26 mm, rmin = 16,64 mm, rmax = 21,32 mm.
    2. Uruchom oprogramowanie do modelowania 3D, klikając Narzędzia do szkicowania > Narzędzia szkicu > Szkic Picture.
      UWAGA: Solidwork jest używany do modelowania 3D w eksperymencie.
    3. Aby utworzyć model zatoki, naszkicuj okręgi odpowiadające rmax i rmin za pomocą narzędzia okrąg. Narysuj zakrzywioną linię sinusoidalnej za pomocą funkcji swobodnej krzywej11, kliknij narzędzie Wyciągnięcie złożone i wybierz obszar szkicu dla wyciągnięcia złożonego.
    4. Naszkicuj dodatkowe okręgi na górze i na dole bieżącego modelu, kliknij narzędzie Wyciągnięcie proste i wybierz okręgi. Ustaw opcje jako 20 mm w dół i 30 mm w górę. W ten sam sposób wykonaj model sześciościenny o wymiarach 100 mm x 100 mm x 76 mm.
    5. Kliknij Narzędzie Połącz w menu Wstaw > Elementy > Połącz. Wybierz opcję Odejmij w menedżerze właściwości. Wybierz model sześciościenny i model zatokowy. Wykonaj ostateczny projekt jako model akrylowy za pomocą 5-osiowej maszyny CNC zgodnie z instrukcjami producenta.
  2. Rama zaworu
    1. Uruchom oprogramowanie do modelowania 3D i otwórz nowy szkic. Ręcznie narysuj kwadrat o wymiarach 100 mm x 100 mm i okrąg o średnicy 25 mm pośrodku podstawy zaworu. Kliknij narzędzie Wyciągnięcie i dostosuj wysokość podstawy zaworu do 5 mm.
    2. Wyciągnij okrąg o wysokości 23,5 mm i grubości 3 mm. Podziel model na 12 jednolitych części za pomocą narzędzia Line Tool, tak aby każdy element miał 30°. Wybierz trzy elementy w odstępach co 120° i wytłacz o wysokości 16,5 mm, aby uzyskać trzy filary.
    3. Kliknij narzędzie Zaokrąglenie i wybierz filary. Dostosuj promień zaokrąglenia na górze i na dole odpowiednio 4 mm i 10 mm. Zapisz go w formacie pliku STL.
    4. Wydrukuj w 3D ramę zaworu. Ustaw gęstość wypełnienia na 100% i użyj akrylonitrylu butadienu i styrenu jako materiału wypełniającego. Zobacz Rysunek 3 przedstawia kształt i wymiary ramy zastawki aortalnej.
  3. Model niedomykalności zastawki aortalnej z wykorzystaniem ekspandowanego politetrafluoroetylenu (ePTFE)
    1. Uruchom oprogramowanie do modelowania 3D i otwórz nowy szkic. Narysuj linię poziomą o długości 23,24 mm i linię pionową o długości 15 mm w odniesieniu do Rysunek 4A.
      UWAGA: Parametry geometryczne podstawy zaworu, wysokości i długości wolnej krawędzi ulotki zostały wybrane zgodnie z poprzednim badaniem12.
    2. Kliknij narzędzie Łuk 3-punktowy w menedżerze poleceń łuku i ustaw po dwa punkty na każdym końcu linii poziomej i ostatni punkt na końcu linii pionowej. Wyciągnij szkic o grubości 5 mm. Wyeksportuj model w formacie pliku STL i wydrukuj go w 3D.
    3. Nałóż membranę ePTFE na dwie warstwy i narysuj trzy obramowania listków w odstępach 2 mm za pomocą wydrukowanej ulotki. Zszyj wzdłuż narysowanych linii i brzegów bocznych w odstępach 1 mm za pomocą nici poliamidowej o średnicy 0,1 mm. Zszyj zawór ePTFE od góry do dołu na ramie w odstępach 1 mm.
    4. Przeciąć zewnętrzną stronę membrany i zszyć ją ze sobą. Wykonaj następujące trzy modyfikacje, aby uzyskać trzy różne modele.
      1. Model dylatacyjny: Zmniejsz stosunek parametrów projektowanej ulotki do 90%.
      2. Model perforacji: Wykonaj okrągły otwór o średnicy 2 mm za pomocą nożyczek na środku jednej ulotki.
      3. Wypadnięcie: Zamocuj dwa spoidła zaworu w otworze o niskiej wysokości słupka.
        UWAGA: Rysunek 4 pokazuje materiały i metodę produkcji zaworu ePTFE. Rysunek 5 pokazuje charakterystykę każdego typu AR.

2. Skan MRI i wybór parametrów

  1. Przygotuj system eksperymentalny składający się z modelu AR, modelu zatoki aortalnej, pompy symulacyjnej serca i rezonansu magnetycznego.
  2. Ustaw modele eksperymentalne w pomieszczeniu MRI i podłącz pompę, zbiornik i modele za pomocą silikonowej rurki o średnicy 25 mm (średnica wewnętrzna). Użyj opaski kablowej o długości 10 cm, aby przymocować części łączące, aby zapobiec ewentualnym wyciekom.
  3. Użyj sterowanej silnikiem pompy tłokowej, aby zasymulować przebiegi przepływu krwi w aorcie, aby wygenerować fizjologiczny przebieg przepływu przez system obwodu przepływu. Użyj wody jako płynu roboczego i przymocuj zawory jednokierunkowe do wlotu i wylotu, aby zapobiec przepływowi wstecznemu. Szczegółowe informacje na temat pompy przepływowej można znaleźć w poprzednim badaniu23.
  4. Zlokalizuj model w polu widzenia (FOV) rezonansu magnetycznego. Wykonaj skanowanie zwiadowcze, aby obserwować obrazy fantomowe w widoku koronalnym, osiowym i strzałkowym na monitorze konsoli operacyjnej MRI. Ten obraz służy jako wskazówka do pozycjonowania następujących sekwencji obrazów.
  5. Zlokalizuj płaszczyznę obrazu 2D na środku modelu aorty. Uruchom obrazowanie 2D z kontrastem fazowym za pomocą parametru kodowania zmiennej prędkości (VENC), aby wybrać najbardziej odpowiednią wartość VENC dla przepływowego rezonansu magnetycznego 4D.
  6. Ustaw VENC na o 10% wyższą wartość w przepływie MRI 4D, aby zminimalizować możliwe aliasowanie prędkości7. Wprowadź żądaną rozdzielczość przestrzenną i rozdzielczość czasową na konsoli MRI. Zaleca się, aby rozdzielczość przestrzenna i czasowa dla przepływu aorty wynosiła odpowiednio 2-3 mm i 20-40 ms7. Tabela 2 przedstawia parametry skanowania MRI.
  7. Zbieraj dane zarówno dla przepływu, jak i bez przepływu, korzystając z 3 typów zaworów AR i zaworu bez.

3. Analiza danych

  1. Sortowanie i korekta danych
    1. Skopiuj surowe pliki danych ze skanera, aby kontynuować analizę danych. Posortuj pliki dicom zgodnie z nagłówkiem o nazwie opis serii za pomocą oprogramowania do sortowania Dicom. Kliknij opcję Sortuj obrazy w oprogramowaniu do sortowania Dicom, aby posortować trójkierunkowe obrazy fazowe i obrazy wielkości w osobnych folderach.
    2. Załaduj obraz wielkości do oprogramowania ITK-snap. Kliknij przycisk Pędzel w przyciąganiu ITK i ręcznie pomaluj wewnętrzny obszar płynu fantomu za pomocą narzędzia pędzel. Zapisz obraz podzielony na segmenty.
    3. (Opcjonalnie) Załaduj dane obrazu obu faz uzyskane wraz z włączaniem i wyłączaniem przepływu za pomocą MATLAB. Odejmij dane z przepływem przez dane bez przepływu, aby usunąć błędy w tle. Powtórz to dla każdego kierunku i cyklu pracy serca.
    4. Oblicz prędkość danych fazowych macierzy 5D (wiersz x kolumna x wycinek x kierunek x czas) przy użyciu równania piksela do prędkości specyficznego dla dostawcy. Ogólnie rzecz biorąc, maksymalna intensywność piksela odpowiada wybranej wartości VENC.
  2. wizualizacja
    1. Załaduj prędkość macierzy 5D z kroku 3.1.4 do oprogramowania do analizy wizualizacji przepływu.
      UWAGA: Macierz prędkości wejściowej może się różnić w zależności od oprogramowania analitycznego. Użytkownicy Ensight powinni postępować zgodnie z przewodnikiem po formacie złotej koperty Ensight13.
    2. Kliknij część Isosurface, zmień typ danych z isosurface na isovolume dla analizy 3D, klikając przycisk Isovolume. Przeciągnij dane prędkości w menedżerze poleceń zmiennych, dodaj je do isovolume, aby sprawdzić rozkład prędkości modelu.
    3. Kliknij Narzędzie Emitery śladów cząstek w menu głównym. Zaznacz opcję Zaawansowana, aby uzyskać dokładniejszą analizę. Wybierz żądaną wizualizację, taką jak Strumienie lub Ścieżki w tworzeniu.
    4. W tym eksperymencie ustaw następującą wartość: Emituj z opcji = Część, Identyfikator części = 2, Liczba emiterów = 10000, Kierunek = +/-. Twórz i sprawdzaj wyniki w czasie.
    5. Kliknij prawym przyciskiem myszy model Ślad cząstek, a następnie kliknij przycisk Pokoloruj według. Wybierz składową dynamiki, aby pokolorować linię strumienia za pomocą prędkości.
  3. Kwantyfikacji
    1. Załaduj dane dotyczące prędkości (krok 3.1.4) i podzielony na segmenty obraz (krok 3.1.2) do MATLAB. Ustaw prędkość poza obszarem segmentacji na zero. Można to łatwo wykonać, mnożąc elementarnie dane macierzy segmentowej i dane macierzy prędkości.
    2. Sprawdź, czy dane dotyczące prędkości mają zawijanie fazowe za pomocą funkcji Imshow programu MATLAB. Odwrócenie kierunku prędkości wskazuje na zawijanie fazy.
    3. Podziel żądaną płaszczyznę danych macierzy. Zsumuj wszystkie dane dotyczące prędkości w płaszczyźnie i pomnóż rozdzielczość przestrzenną, aby obliczyć natężenie przepływu przez płaszczyznę. Zsumuj wszystkie natężenia przepływu w całym cyklu pracy serca i pomnóż rozdzielczość czasową, aby obliczyć objętość wyrzutową.

Wyniki

Przygotowano trzy reprezentatywne klasy modeli niedomykalności zastawki aortalnej oraz jeden przypadek bez zastawki w celu porównania (Rysunek 3). Model rozszerzenia wyraźnie wykazał niepełne zamknięcie płatka zastawki ze względu na mniejszy rozmiar płatków. Aby odtworzyć model perforacji, w jednym z płatków wykonano otwór za pomocą nożyczek. Jeden płatek w modelu wypadania wydawał się mniejszy od dwóch pozostałych, ponieważ dwa komisury zostały zaszyte na poziomie niższym niż wysokość pierwotna. W widoku z góry nie stwierdzono istotnych różnic.

Dzięki informacjom o prędkości 3D pozyskanym w czasie za pomocą 4D flow MRI, zwizualizowano linie prądu normalnych strumieni oraz strumieni cofnięcia podczas skurczu i rozkurczu (Rysunek 6). Strumień przedni był prosty we wszystkich modelach z wyjątkiem modelu perforacji. W modelu perforacji podczas fazy skurczu wystąpił strumień skierowany w stronę ściany. Strumień cofnięcia wykazywał różną prędkość i kształt w zależności od klasyfikacji AR. W przypadku braku zastawki wystąpił ogólny przepływ przedni i wsteczny. Strumień cofnięcia w modelu dylatacji wypływał z centrum i miał tendencję do zmiany kierunku w czasie. Strumień cofnięcia w modelu perforacji i zapadania był nachylony w stronę ściany. Prędkość maksymalna strumienia przedniego i cofnięcia wynosiła 0,28 m/s i -0,29 m/s w modelu bez zastawki, 2,03 m/s i -3,53 m/s w modelu dylatacji, 2,52 m/s i -3,13 m/s w modelu perforacji oraz 2,76 m/s i -2,88 m/s w modelu zapadania.

Rysunek 7 przedstawia natężenie przepływu dla każdej zastawki oraz objętości przepływu przedniego i cofającego w płaszczyźnie 3D oddalonej od podstawy zastawki. Natężenia przepływu wykazały różne kształty fal i wartości dla każdego modelu. Objętość cofania wynosiła odpowiednio 51,38 mL, 63,94 mL, 44,76 mL i 30,22 mL dla modeli: bez zastawki, z rozszerzeniem, z perforacją i z zapadaniem. Błąd dla modelu bez zastawki, z rozszerzeniem, z perforacją i z zapadaniem wyniósł odpowiednio -7,04%, -33,21%, 6,75% i 37,04% w porównaniu do wartości odniesienia (48 mL) zmierzonej z objętości wyrzutowej pompy. Dodatnie wartości procentowe wskazują na niedoszacowanie, natomiast ujemne wartości procentowe oznaczają przeszacowanie. Błąd frakcji cofania wyniósł odpowiednio -7,78%, -6,00%, 0,33% i -11,18% dla modelu bez zastawki, z rozszerzeniem, z perforacją i z zapadaniem.

Schemat od budowy modelu do analizy danych: parametry skanowania MRI, segmentacja, wizualizacja, kwantyfikacja.
Rysunek 1: Schemat blokowy protokołu. Niniejszy protokół eksperymentalny składa się głównie z budowy modelu, skanowania MRI oraz analizy danych. Na etapie budowy modelu wykonuje się zewnętrzny model pierścienia aorty oraz cztery różne typy modeli AR (bez zastawki, z dylatacją, z prolapsem i z perforacją). Podczas skanowania MRI wykonuje się obrazowanie lokalizacyjne (scout), a następnie skanowanie multi-VENC oraz 4D flow MRI. Część analizy danych obejmuje sortowanie danych, segmentację obrazów, obliczanie prędkości, wizualizację oraz kwantyfikację. Kliknij tutaj, aby wyświetlić powiększoną wersję tego rysunku.

Schemat równowagi statycznej z wymiarami; analiza przepływu płynu; badanie geometrii przepływu objętościowego.
Rycina 2: Schemat i zaprojektowany akrylowy model pierścienia aorty (A) Charakterystyka geometryczna i parametry geometrii pierścienia aorty. (B) Model 3D pierścienia aorty w widoku wielowymiarowym. DA: średnica złącza zatokowo-rurkowego (STJ), DO: średnica pierścienia, rmax: maksymalna średnica zatoki, rmin: minimalna średnica zatoki, LA: wysokość zatoki, LB: wysokość STJ. Kliknij tutaj, aby wyświetlić powiększoną wersję tej ryciny.

Układ symulacji zastawki serca; schemat, model protezy, stany zastawki: rozszerzenie, wypadanie.
Rysunek 3: Rama i model niedomykalności aortalnej (A) Informacje geometryczne ramy zastawki aortalnej służącej do mocowania płatka. Otwory wokół korpusu ramy stanowią miejsce przejścia linii szwów. (B) Przykład zastawki z wszytą membraną ePTFE. (C) Widok en-face modeli in vitro: bez zastawki, z rozszerzeniem, perforacją i wypadaniem, wykonanych w niniejszym badaniu. Strzałka wskazuje uszkodzoną półksiężycówkę. Kliknij tutaj, aby wyświetlić powiększoną wersję tego rysunku.

Konstrukcja zastawki z ePTFE; proces szycia i wymiary płatków; schemat materiałów medycznych.
Rycina 4: Materiał i etapy wykonania płatka z ePTFE. (A) Płatki wykonuje się z membrany ePTFE, wykorzystując wydrukowane w 3D wzorce jako prowadnice. (B) Etapy rysowania, szycia, wycinania i mocowania zastawki z ePTFE. Kliknij tutaj, aby wyświetlić powiększoną wersję tej ryciny.

Schemat zastawki aortalnej przedstawiający etapy rozszerzenia, perforacji i wypadania; analiza strukturalna.
Rycina 5: Metody wykonania różnych modeli AR. (A) model rozszerzenia, (B) model perforacji oraz (C) model wypadania. Kliknij tutaj, aby wyświetlić powiększoną wersję tej ryciny.

Schemat funkcji zastawki serca: dynamika płynów, fazy skurczu/rozkurczu, zmienność prędkości, problemy.
Rycina 6: Wizualizacja linii prądu w zależności od typu niedomykalności zastawki aortalnej. Wizualizacja linii prądu w fazie skurczu (lewa strona każdego panelu) i rozkurczu (prawa strona każdego panelu) w zależności od typu niedomykalności zastawki aortalnej. (A) Model bez zastawki (obrazy rozkurczu/skurczu są identyczne z powodu braku zastawki), (B) rozszerzenie, (C) perforacja oraz (D) zapadanie się (prolaps). Dane dla skurczu i rozkurczu pobrano dla najwyższej i najniższej prędkości wlotowej w cyklu serca. Kliknij tutaj, aby wyświetlić powiększoną wersję tej ryciny.

Wykresy przepływu sercowego pokazujące wpływ zastawek; schemat mapowania prędkości przepływu krwi w aorcie.
Rycina 7: Natężenie przepływu i objętość wyrzutowa. Natężenie przepływu i objętość wyrzutowa dla (A) modelu bez zastawki, (B) rozszerzenia, (C) perforacji oraz (D) wypadania. Natężenie przepływu i objętość wyrzutowa są mierzone w płaszczyźnie (linia ciągła) oddalonej o trzy średnice w dół strumienia od pierścienia zastawki. Kolory niebieski i czerwony oznaczają odpowiednio przepływ przedni i cofający. Kliknij tutaj, aby wyświetlić powiększoną wersję tej ryciny.

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

Tabela 1. Parametry geometryczne geometrii korzenia aorty przedstawionej na Rysunku 1.

Rozdzielczość czasowa0,025 ms/40 faz
Rozdzielczość przestrzenna2 mm x 2 mm/0,5 piksela na 1 mm
Macierz96 x 160 x 26 pikseli
Grubość warstwy2 mm
Czas echa2,54 ms
Kodowanie prędkości25-330 cm/s

Tabela 2. Parametry sekwencji 4D Flow MRI in vitro.

Dyskusja

Czterowymiarowy przepływowy rezonans magnetyczny został ostatnio zweryfikowany w różnych badaniach ex vivo i in vivo jako zastosowanie do rutynowego stosowania klinicznego14. Ponieważ rezonans magnetyczny 4D uzyskuje informacje o prędkości 3D w całym cyklu pracy serca, jednym z silnych zastosowań jest bezpośrednia kwantyfikacja objętości niedomykalności zastawek, której konwencjonalna echokardiografia dopplerowska 2D nie jest w stanie określić ilościowo15. Eksperymenty in vitro z wykorzystaniem 4D Flow MRI mogą dostarczyć prędkości przepływu 3D i powiązanych parametrów hemodynamicznych, które można wykorzystać do badania związku między chorobami sercowo-naczyniowymi a hemodynamiką. Jednak pomimo obiecujących możliwości, nie zgłoszono jeszcze żadnych systematycznych badań nad tą aplikacją. Jest to prawdopodobnie spowodowane brakiem dobrze kontrolowanych eksperymentów in vitro , które naśladują niedomykalność zastawek trójpłatkowych.

Ostatnie osiągnięcia w badaniach in vitro dostarczyły dokładniejszych i bardziej realistycznych metod eksperymentalnych w celu uzyskania dostępu do hemodynamiki przed- i zastawkowej16,17. W połączeniu z opartą na obrazie optycznym prędkościomierzeniem obrazu cząstek (PIV) dokładny pomiar i kwantyfikacja przepływu wokół zaworu była możliwa we wcześniejszych badaniach in vitro 18. Jednak dokładne pola przepływu 3D, zwłaszcza dla przepływu zastawkowego, były ograniczone ze względu na nieprzezroczysty model i refrakcję. Z drugiej strony, pomiary prędkości 3D za pomocą MRI były również ograniczone, ponieważ nie można użyć elementów metalowych19,20.

W związku z tym w tym badaniu wprowadzono protokół budowy eksperymentalnej platformy przepływu, która jest kompatybilna z MR i wysoce modyfikowalna w celu odtworzenia różnych scenariuszy klinicznych chorób zastawkowych. Membrana ePTFE służy do naśladowania zastawki trójdzielnej bez elementów metalowych, ponieważ jest szeroko stosowana jako materiał do przeszczepów zastawkowych i naczyniowych ze względu na wysoką wytrzymałość na rozciąganie i odporność chemiczną 17,21,22. Na podstawie folii ePTFE odtworzono trzy różne początki AR (dylatacja, perforacja i wypadnięcie), a także model bez zaworu dla porównania. Kolejnym ważnym krokiem w tym eksperymentalnym protokole przepływu jest obrazowanie MR i kwantyfikacja. Sterowana silnikiem pompa tłokowa, która może symulować przebiegi przepływu krwi w aorcie, służy do generowania fizjologicznego kształtu fali przepływu przez system obwodu przepływu. Szczegółowe informacje na temat pompy przepływowej można znaleźć w poprzednim badaniu23. Ponieważ badanie to ma również na celu walidację dokładności rezonansu magnetycznego przepływu 4D w kwantyfikacji przepływu, wszystkie parametry obrazowania są wybierane na podstawie poprzedniego badania, które podsumowuje parametry, które można zastosować w rutynie klinicznej24. Ze względu na to, że system MRI zawiera błędy nieodłączne wynikające z niedoskonałości, takich jak prądy wirowe i nieliniowość pola magnetycznego25, strategię korekcji tła stosuje się przed faktyczną kwantyfikacją danych, jak opisano w kroku 3.1.3.

Ręcznie wykonany model niedomykalności zastawki aortalnej zaproponowany w tym badaniu wykazał podobne charakterystyki hemodynamiczne strumienia niedomykalności zgodnie z klasyfikacją modelową, jak donosiły poprzednie badania26,27. Zamknięty kształt był symetryczny, a w środku zaworu w modelu dylatacyjnym występował prosty strumień. Skierowany do tyłu mimośrodowy strumień pojawia się z powodu uszkodzenia guzka w modelu perforacji. Częściowe wypadnięcie zastawki wskazuje na strumień, którego kierunek był wygięty od miseczki winowajcy z powodu ograniczonej ruchomości. Objętość niedomykalności zastawki aortalnej mierzona bezpośrednio za pomocą rezonansu magnetycznego przepływu 4D była przeszacowana w modelu bez zastawki i poszerzenia, podczas gdy była w dużej mierze niedoszacowana w modelu wypadania w porównaniu z prawdą podstawową. Jednak po obliczeniu frakcji niedomykalności największe odchylenie wynosiło tylko 11% w modelu wypadania. Wskazuje to wyraźnie, że skan MR miał wpływ nie tylko na przepływ niedomykalności, ale także na normalny strumień aorty. Na obecnym etapie poszczególne parametry skanowania nie były zoptymalizowane dla każdego modelu AR. Przyszłe badanie parametrów systemowych może poprawić dokładność pomiaru objętości niedomykalności. Alternatywnie, zastosowanie frakcji niedomykalności jest bardziej niezawodne, ponieważ eliminuje nieodłączne błędy w przepływowym rezonansie magnetycznym 4D, ale jest również klinicznie bardziej istotne niż zwykły pomiar bezwzględnej objętości niedomykalności.

Podsumowując, badanie to sugeruje eksperymentalny model przepływu in vitro kompatybilny z MR, który jest wysoce modyfikowalny w celu symulacji różnych typów AR. Porównano również dokładność pomiaru objętości AR za pomocą przepływowego rezonansu magnetycznego 4D. Ograniczeniem tego badania jest to, że ruch zastawki aortalnej nie był symulowany, co może wpływać na rzeczywisty rozwój strumienia niedomykalności. Ponadto częściowy wpływ objętości i uśrednianie czasowe MRI przepływu 4D mogą ograniczać dokładność pomiaru przepływu, zwłaszcza biorąc pod uwagę wysoki zakres dynamiki prędkości w strumieniu i otoczeniu. W związku z tym konieczne jest dalsze systematyczne badanie parametrów.

Oświadczenia

Autorzy nie mają nic do ujawnienia.

Podziękowania

Te badania były wspierane przez Program Badań Podstawowych za pośrednictwem Narodowej Fundacji Badawczej Korei, która jest finansowana przez Ministerstwo Edukacji (2021R1I1A3040346, 2020R1A4A1019475, 2021R1C1C1003481, i HI19C0760). Badanie to było również wspierane przez grant badawczy (PoINT) z 2018 r. z Kangwon National University.

Materiały

Lista materiałów użytych w tym artykule
NazwaFirmaNumer katalogowyKomentarze
Oprogramowanie do modelowania 3D(SolidWorks)Dassault Systè mes SolidWorks CorporationWaltham, MA, USA
Drukarka 3DZortrax S.A.budowa trójwymiarowego obiektu z modelu CAD lub cyfrowego modelu 3D (zortrax m200 plus, Zortrax S.A., Olsztyn, Polska)
Dicom sortOprogramowanieJonathan Suever, inżynier oprogramowania
EnsightOprogramowanie do wizualizacji AnsysFlow (Canonsburg, PA, USA).
Ekspandowana membrana medyczna z politetrafluoroetylenu (ePTFE)SANG-A-FRONTEC(EPTFE,SANG-A-FRONTEC, Incheon, korea)
Oprogramowanie Itk snapOprogramowaniePowszechna licencja publiczna GNU,
MATLABMathWorksNatick, MA, USA
MRISiemens3T, Erlangen, Niemcy
NożyczkiScanlan International Incn43 17657007-454, Scanlan International Inc., Saint Paul, Stany Zjednoczone
SzewAILEENB530Ailee, Szew poliamidowy, UPS 5-0
Open source open source

Bibliografia

  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).

Przedruki i uprawnienia

Tagi

MRI przepływówobjętość cofaniawytwarzanie modelu zastawkiobjętość wyrzutowawizualizacja przepływuobrazowanie z kontrastem fazowymhemodynamika zastawek serca
Metody in vitro Ocena niedomykalności zastawki aortalnej za pomocą czterowymiarowego przepływowego rezonansu magnetycznego
Skontaktuj się z nami
Poleć bibliotece

Prywatność

Warunki korzystania z usługi

Zasady

Prawa autorskie © 2026 MyJoVE Corporation. Wszelkie prawa zastrzeżone.