Name: Protokół względnej oceny hydrodynamicznej trójpłatkowych zaworów polimerowych (Wideo) | JoVE Journal
Uploaded: 2013-10-17T18:50:00.000+00:00
Duration: 11 min 12 s
Description: Poznaj metodę oceny hydrodynamicznej trójpłatkowych zaworów polimerowych przy użyciu zmodyfikowanego pulsującego duplikatora. Protokół umożliwia porównanie z zaworami natywnymi i mechanicznymi.

ai_agent_IP

ai_agent

maintenance

instantTrialDurationMinutes

isBiopharma

enableNewMyJoveSectionDesign

educationFeatures

seoMetaApi

ai_copilot_institution_blacklist

ai_chat_institution_blacklist

freeAccessWindow

ssoRoleCapture

scheduledMaintenanceBanner

joveLabsFeatures

disable_autoplay_for_bots

extended_trial_duration

5 minutes

Z wdzięcznością dziękujemy za grant zalążkowy od University of Florida - College of Medicine. Studia podyplomowe (Manuel Salinas) były wspierane przez możliwości mniejszości w programach badań biomedycznych - stypendium inicjatywy badawczej na rzecz doskonalenia naukowego (MBRS-RISE): NIH/NIGMS R25 GM061347. Podziękowania za wsparcie finansowe ze strony Fundacji Wallace'a H. Coultera za pośrednictwem Wydziału Inżynierii Biomedycznej Florida International University. Na koniec autorzy dziękują za pomoc na różnych etapach procesu eksperymentalnego następującym studentom: Kamau Pier, Malachi Suttle, Kendall Armstrong i Abraham Alfonso.

1. Przygotowanie
<ol>
	<li>Zaprojektować i wykonać zestaw umożliwiający zamontowanie geometrii zastawki trójpłatkowej. Będzie on obejmował co najmniej uchwyt zastawki do wszycia płatków zastawki oraz rurkę do zamocowania uchwytu i elementów pomocniczych, aby zabezpieczyć cały układ w systemie duplikatora tętna. W naszym przypadku zastosowano komercyjnie dostępny system duplikatora tętna firmy ViVitro Labs Inc. (Victoria, BC). Projekt uchwytu zastawki oraz konfiguracje przed i po montażu przedstawiono na Rysunku 1.</li>
	<li>Przed użyciem cały obieg musi zostać przygotowany. Obejmuje to dwa etapy: i) oczyszczenie całego systemu obiegu za pomocą roztworu mydła i wody, w tym wymianę wszelkich zdegradowanych rurek przed użyciem oraz ii) kalibrację instrumentów podłączonych do obiegu, mianowicie stosowanej pompy, sondy przepływu i przetworników ciśnienia (mierzonego zazwyczaj w lokalizacjach przedsionkowej, aortalnej i komorowej). Kalibrację można początkowo przeprowadzić przy użyciu 1% roztworu soli fizjologicznej, a następnie należy ją powtórzyć przed zastosowaniem roztworu gliceryny jako analogu krwi.</li>
</ol>
2. Disekcja naturalnej zastawki aorty
<ol>
	<li>Pozyskaj 4 świeże serca świń z nienaruszoną aortą z rzeźni zatwierdzonej przez USDA (może być wymagana zgoda Instytucjonalnego Komitetu Opieki i Użytkowania Zwierząt (IACUC)). W naszym przypadku protokół sekcji został zatwierdzony przez IACUC na Uniwersytecie Międzynarodowym na Florydzie (numer zatwierdzenia protokołu: 11-020). Przepłucz serce wodą dejonizowaną, umieść je w naczyniu wypełnionym 1% roztworem antymykCtycznym/antybiotycznym oraz sterylnym solą fosforanową (PBS) i transportuj w lodzie do laboratorium badań hydrodynamicznych.</li>
	<li>Umieść serca w kuwecie sekcyjnej i ostrożnie usuń osierdzie. Ułóż serce tak, aby strona brzuszna była skierowana w Twoją stronę. Przeprowadź inspekcję wizualną, zidentyfikuj cztery jamy serca i zlokalizuj łuk aorty na nienaruszonej aorcie.</li>
	<li>Podziel serce na dwie połowy, przecinając je poziomo w odległości około 0,75 in poniżej pierścienia, i.e. złączenia aorty z lewą komorą. Ostrożnie wyizoluj nienaruszoną aortę, która wciąż jest przytwierdzona do segmentu tkanki lewej komory.</li>
	<li>Zbadaj zastawkę aortalną znajdującą się w pierśniu aorty, w obszarze między aortą wstępującą a dolnym pierścieniem, upewniając się, że nie ma uszkodzeń ani oznak zwapnienia.</li>
	<li>Przetnij aortę w odległości ~1 in powyżej pierścienia i oddziel segment tkanki lewej komory poniżej pierścienia, aby wyizolować zastawkę aortalną (Rysunek 2a).</li>
</ol>
3. Proces szycia zastawki polimerowej i natywnej
<ol>
	<li>Umieść zastawkę serca w uchwycie do zastawek w taki sposób, aby podstawa każdej zastawki znajdowała się na wysokości podstawy uchwytu trzpienia. Tymczasowo zabezpiecz zastawkę przy każdym trzpieniu za pomocą spinacza do papieru, uważając, aby nie uszkodzić komisur ani płatków.</li>
	<li>Nawlecz nici na igłę. Rozpocznij szycie u podstawy uchwytu do zastawek, przerowadzając igłę przez pierwszy otwór z zewnątrz do wewnątrz, tak aby igłę można było łatwo wyciągnąć od dołu. Wykonując pętle, zacznij zszywać zastawkę pionowo wzdłuż trzpieni uchwytu do zastawek.</li>
	<li>Kontynuuj szycie (Rycina 2b) wzdłuż obwodu uchwytu i zabezpiecz całość dodatkowym szwem wokół końcówek trzpieni uchwytu. Spinacze do papieru (Rycina 2c) można usunąć, gdy zastawka zostanie całkowicie przymocowana za pomocą szwów do 3 trzpieni oraz wzdłuż obwodu uchwytu do zastawek (Ryciny 2d i 2e).</li>
</ol>
4. Ocena hydrodynamiczna
Uwaga: Rzeczywisty protokół będzie się różnić w zależności od konkretnego systemu duplikatora tętna, który jest wykorzystywany. Wszystkie zawarte tutaj informacje odnoszą się do systemu ViVitro Pulse Duplicator System (ViVitro Labs, Inc., Vancouver, BC).
<ol>
	<li>Zastawka dwupłatowa
	<ol>
		<li>Ustaw częstotliwość pracy serca w systemie symulatora tętna na 70 beats/min.</li>
		<li>Wybierz kształt fali przepływu do napędzania pompy (w przypadku systemu ViVitro dla wszystkich testów hydrodynamicznych wybrano falę S35). Konkretny kształt fali wykorzystany w naszych eksperymentach został przedstawiony przez Lim et al. (2001)17.</li>
		<li>Włącz wzmacniacz i pompę tłokową. Pozostaw do rozgrzania przez 15 min.</li>
		<li>Umieść zastawkę dwupłatową (Rysunek 2f) w pozycji aortalnej.</li>
		<li>Nałóż smar próżniowy na wszystkie połączenia urządzenia, w których mogą wystąpić nieszczelności.</li>
		<li>Wlej ciecz glicerynowo-solankową do komory przedsionkowej. Należy pamiętać, że pulsacyjny system symulatora pracuje na 2 L cieczy, składającej się z: 35%/0,7 L gliceryny i 65%/1,3 L roztworu soli fizjologicznej. Roztwór soli fizjologicznej przygotowuje się poprzez całkowite rozpuszczenie zwykłej soli w wodzie dejonizowanej w stężeniu 9 mg/ml (masa/objętość).</li>
		<li>Włącz przetwornik przepływu umieszczony w pozycji aortalnej.</li>
		<li>Zkalibruj pompę.</li>
		<li>Przeprowadź kalibrację przetwornika przepływu, a następnie przetworników ciśnienia. Podobnie jak w przypadku pompy, należy po prostu postępować zgodnie z instrukcjami podanymi w oprogramowaniu ViVitest (ViVitro Labs Inc.) dla każdego przepływu i ciśnienia w zakładce calibrate.</li>
		<li>Po zakończeniu kalibracji uruchom pompę przy niskiej prędkości obrotowej (rpm), aż płyn wypełni komorę aortalną. Sprawdź szczelność. W razie potrzeby użyj dodatkowego smaru próżniowego.</li>
		<li>Przekręć dwa kurki odcinające (przetworniki aortalne i komorowe) do pozycji otwartej.</li>
		<li>Zwiększ prędkość obrotową (rpm) pompy, aż objętość wyrzutowa osiągnie 80 ml/beat.</li>
		<li>Pozostaw system w działaniu przez 10 min, aż przepływ się ustabilizuje. Stabilizację przepływu można zweryfikować, obserwując kształty fal przepływu i ciśnienia wyświetlane na ekranie. Niska lub żadna zmienność między cyklami jest dobrym wskaźnikiem stabilizacji systemu.</li>
		<li>W oprogramowaniu ViVitest wybierz tryb acquire.</li>
		<li>Kliknij collect 10 cycles.</li>
		<li>W trybie analyze kliknij table i zapisz plik. Zapisz również obraz kształtów fal, korzystając z opcji photo-snap w programie ViVitest.</li>
	</ol>
	</li>
	<li>Zastawki natywne i polimerowe
	<ol>
		<li>W przypadku zastawek polimerowych i zwierzęcych wykonaj te same kroki 3.1.1 – 3.1.3 z instrukcji dla zastawki dwupłatowej.</li>
		<li>Umieść uchwyt z wszytą zastawką w szklanej rurce z dedykowanego zestawu. Zaciśnij rurkę między górnym a dolnym elementem i zabezpiecz w tym miejscu za pomocą bocznych śrub i nakrętek.</li>
		<li>Umieść zestaw pomiędzy komorą aortalną a oryginalnym uchwytem zastawki aortalnej.</li>
		<li>Kontynuuj kroki 3.1.5 – 3.1.16 z instrukcji dla zastawki dwupłatowej.</li>
	</ol>
	</li>
</ol>
5. Przetwarzanie końcowe
<ol>
	<li>Kształty fal przepływu i ciśnienia
	<ol>
		<li>Oblicz średnią z danych zebranych dla każdego z zarejestrowanych przebiegów fal, t. j. ciśnienie aortalne (AP), ciśnienie komorowe (VP) i szybkość przepływu (Q).</li>
		<li>Dla każdej grupy zastawek (polimerowej, natywnej zastawki aorty świni oraz dwuskrzydłowej), nanieś na ten sam wykres odpowiadające im zależności AP, VP oraz Q w funkcji czasu.</li>
		<li>Dla widoku AP nałożyć obraz prawidłowej, natywnej zastawki aortalnej18or zastawka protezyjnie dwu-płatkowa19 wykresy z literatury w celu walidacji.</li>
	</ol>
	</li>
	<li>Metryki hydrodynamiczne
	<ol>
		<li>Dla każdej badanej zastawki należy obliczyć następujące wskaźniki hemodynamiczne: a) spadek ciśnienia przepływu przedniego oraz maksymalne ciśnienie transzastawkowe (TVP), b) wartość skuteczna (RMS) przepływu przedniego w pierścieniu aorty, c) objętość przepływu przedniego, zamykającego, przecieku oraz całkowitą objętość cofnięcia w aorcie, d) powierzchnię otworu zastawki (EOA), e) straty energii przepływu przedniego, zamykającego, przecieku oraz całkowite straty energii w aorcie.
		<ol>
			<li>Spadek ciśnienia przy przepływie w kierunku przednim oblicza się na podstawie odczytów TVP i można go podzielić na trzy przedziały czasowe: P: przedział rozpoczynający się i kończący wartością TVP równą 0, F: przedział z przepływem w kierunku przednim oraz H: przedział rozpoczynający się od TVP równego 0 i kończący się zerowym przepływem. Maksymalne TVP to maksymalny gradient ciśnienia zarejestrowany w obrębie zastawki na podstawie odczytów ciśnienia w aorcie i komorze.</li>
			<li>Średnia kwadratowa prędkości przepływu w kierunku dopływowym (Qrms (pierwiastek z kwadratu średniej)) dostarcza przydatnej miary do ilościowego określenia wartości natężenia przepływu w kierunku przednim w następujący sposób: 
			<img alt="Root mean square equation; formula rms calculation; educational diagram; Q_rms=sqrt(1/n ΣQ_i^2)." fo:src="/files/ftp_upload/50335/50335eq1highres.jpg" src="/files/ftp_upload/50335/50335eq1.jpg" data-altupdatedat="1787630408000" data-alt="Equation 1"> 
			gdzie „n” to całkowita liczba zebranych punktów czasowych, „Qijest chwilowy pomiar natężenia przepływu zbierany w kolejności i.</li>
			<li>Objętości przepływu przedniego, zamknięcia i przecieku aorty są obliczane na podstawie następujących przedziałów czasowych: przepływ przedni: początek przepływu przedniego przez zastawkę (to), do końca przepływu w przód (t1); Zamknięcie: od t1 do momentu zamknięcia zastawki (t2); Wyciek: z t2 do końca cyklu serca (t3). Całkowita objętość cofania to po prostu suma objętości zamykania i objętości przecieku.</li>
			<li>Wartość EOA opartą na właściwościach krwi można obliczyć dla trzech przedziałów: P, F i H na podstawie średniego TVP podczas każdego z tych okresów jako20: 
			<img alt="EOA equation for hemodynamic calculation, featuring formula Qrms/51.6√mean TVP, used in cardiology." fo:src="/files/ftp_upload/50335/50335eq2highres.jpg" src="/files/ftp_upload/50335/50335eq2.jpg" data-altupdatedat="1787630408000" data-alt="Equation 1"></li>
			<li>Straty energii definiuje się w następujący sposób21: 
			<img alt="Fluid dynamics equations; forward flow, closing flow, leakage flow calculations; integral notation." fo:src="/files/ftp_upload/50335/50335eq3highres.jpg" src="/files/ftp_upload/50335/50335eq3.jpg" data-altupdatedat="1787630408000" data-alt="Equation 1"></li>
		</ol>
		</li>
	</ol>
	</li>
</ol>

<ol><li>Rajamannan, N. M., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Calcific+aortic+valve+disease%3A+not+simply+a+degenerative+process%3A+A+review+and+agenda+for+research+from+the+National+Heart+and+Lung+and+Blood+Institute+Aortic+Stenosis+Working+Group.+Executive+summary%3A+Calcific+aortic+valve+disease-2011+update%5BTitle%5D)+AND+%22Circulation%22%5BJournal%5D)">Calcific aortic valve disease: not simply a degenerative process: A review and agenda for research from the National Heart and Lung and Blood Institute Aortic Stenosis Working Group. Executive summary: Calcific aortic valve disease-2011 update.</a> Circulation. 124, 1783-1791 (2011).</li>
<li>Marijon, E., Mirabel, M., Celermajer, D. S., Jouven, X. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Rheumatic+heart+disease%5BTitle%5D)+AND+%22Lancet%22%5BJournal%5D)">Rheumatic heart disease.</a> Lancet. 379, 953-964 (2012).</li>
<li>Karaci, A. R., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Surgical+treatment+of+infective+valve+endocarditis+in+children+with+congenital+heart+disease%5BTitle%5D)+AND+%22J.+Card.+Surg%22%5BJournal%5D)">Surgical treatment of infective valve endocarditis in children with congenital heart disease.</a> J. Card. Surg. 27, 93-98 (2012).</li>
<li>Knirsch, W., Nadal, D. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Infective+endocarditis+in+congenital+heart+disease%5BTitle%5D)+AND+%22Eur.+J.+Pediatr%22%5BJournal%5D)">Infective endocarditis in congenital heart disease.</a> Eur. J. Pediatr. 170, 1111-1127 (2011).</li>
<li>Korossis, S. A., Fisher, J., Ingham, E. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Cardiac+valve+replacement%3A+a+bioengineering+approach%5BTitle%5D)+AND+%22Biomed.+Mater.+Eng%22%5BJournal%5D)">Cardiac valve replacement: a bioengineering approach.</a> Biomed. Mater. Eng. 10, 83-124 (2000).</li>
<li>Ghanbari, H., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Polymeric+heart+valves%3A+new+materials%2C+emerging+hopes%5BTitle%5D)+AND+%22Trends+Biotechnol%22%5BJournal%5D)">Polymeric heart valves: new materials, emerging hopes.</a> Trends Biotechnol. 27, 359-367 (2009).</li>
<li>Mol, A., Smits, A. I., Bouten, C. V., Baaijens, F. P. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Tissue+engineering+of+heart+valves%3A+advances+and+current+challenges%5BTitle%5D)+AND+%22Expert+Rev.+Med.+Devices%22%5BJournal%5D)">Tissue engineering of heart valves: advances and current challenges.</a> Expert Rev. Med. Devices. 6, 259-275 (2009).</li>
<li>Ramaswamy, S., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((The+role+of+organ+level+conditioning+on+the+promotion+of+engineered+heart+valve+tissue+development+in+using+mesenchymal+stem+cells%5BTitle%5D)+AND+%22Biomaterials%22%5BJournal%5D)">The role of organ level conditioning on the promotion of engineered heart valve tissue development in using mesenchymal stem cells.</a> Biomaterials. 31, 1114-1125 (2010).</li>
<li>Sacks, M. S., Schoen, F. J., Mayer, J. E. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Bioengineering+challenges+for+heart+valve+tissue+engineering%5BTitle%5D)+AND+%22Annu.+Rev.+Biomed.+Eng%22%5BJournal%5D)">Bioengineering challenges for heart valve tissue engineering.</a> Annu. Rev. Biomed. Eng. 11, 289-313 (2009).</li>
<li>Zamorano, J. L., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((EAE%2FASE+recommendations+for+the+use+of+echocardiography+in+new+transcatheter+interventions+for+valvular+heart+disease%5BTitle%5D)+AND+%22J.+Am.+Soc.+Echocardiogr%22%5BJournal%5D)">EAE/ASE recommendations for the use of echocardiography in new transcatheter interventions for valvular heart disease.</a> J. Am. Soc. Echocardiogr. 24, 937-965 (2011).</li>
<li>ANSI/AAMI/ISO. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Cardiovascular+Implants+-+Cardiac+Valve+Prostheses%5BTitle%5D)+AND+%22Assoc.+Adv.+Med.+Instrum%22%5BJournal%5D)">Cardiovascular Implants - Cardiac Valve Prostheses.</a> Assoc. Adv. Med. Instrum. 71, (2005).</li>
<li>Gallocher, S. L. <a target="_blank" href="http://scholar.google.com/scholar?hl=en&safe=off&q=%22Durability+Assessment+of+Polymer+Trileaflet+Heart+Valves%22">Durability Assessment of Polymer Trileaflet Heart Valves PhD thesis</a>. , Florida International University. Available from: FIU Electronic Theses and Dissertations 313 (2007).</li>
<li>Blood Cell Adhesion on Polymeric Heart Valves. Carroll, R., Boggs, T., Yamaguchi, H., Al-Mously, F., DeGroff, C., Tran-Son-Tay, R. UF Pediatrics Science Days Conference, March 7-9, Gainesville, FL, , (2012).</li>
<li>Hydrodynamic Evaluation of a Novel Tri-Leaflet Silicone Heart Valve Prosthesis. Pierre, K. K., Salinas, M., Carroll, R., Landaburo, K., Yamaguchi, H., DeGroff, C., Al-Mousily, F., Bleiweis, M., Ramaswamy, S. Biomedical Engineering Society, Annual Fall Meeting, Oct. 24-27, Atlanta, GA, , (2012).</li>
<li>Cacciola, G., Peters, G. W., Schreurs, P. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((A+three-dimensional+mechanical+analysis+of+a+stentless+fibre-reinforced+aortic+valve+prosthesis%5BTitle%5D)+AND+%22J.+Biomech%22%5BJournal%5D)">A three-dimensional mechanical analysis of a stentless fibre-reinforced aortic valve prosthesis.</a> J. Biomech. 33, 521-530 (2000).</li>
<li>De Hart, J., Cacciola, G., Schreurs, P. J., Peters, G. W. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((A+three-dimensional+analysis+of+a+fibre-reinforced+aortic+valve+prosthesis%5BTitle%5D)+AND+%22J.+Biomech%22%5BJournal%5D)">A three-dimensional analysis of a fibre-reinforced aortic valve prosthesis.</a> J. Biomech. 31, 629-638 (1998).</li>
<li>Lim, W. L., Chew, Y. T., Chew, T. C., Low, H. T. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Pulsatile+flow+studies+of+a+porcine+bioprosthetic+aortic+valve+in+vitro%3A+PIV+measurements+and+shear-induced+blood+damage%5BTitle%5D)+AND+%22J.+Biomech%22%5BJournal%5D)">Pulsatile flow studies of a porcine bioprosthetic aortic valve in vitro: PIV measurements and shear-induced blood damage.</a> J. Biomech. 34, 1417-1427 (2001).</li>
<li>Gutierrez, C., Blanchard, D. G. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Diastolic+heart+failure%3A+challenges+of+diagnosis+and+treatment%5BTitle%5D)+AND+%22Am.+Fam.+Physician%22%5BJournal%5D)">Diastolic heart failure: challenges of diagnosis and treatment.</a> Am. Fam. Physician. 69, 2609-2616 (2004).</li>
<li>Shi, Y., Yeo, T. J., Zhao, Y., Hwang, N. H. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Particle+image+velocimetry+study+of+pulsatile+flow+in+bi-leaflet+mechanical+heart+valves+with+image+compensation+method%5BTitle%5D)+AND+%22J.+Biol.+Phys%22%5BJournal%5D)">Particle image velocimetry study of pulsatile flow in bi-leaflet mechanical heart valves with image compensation method.</a> J. Biol. Phys. 32, 531-551 (2006).</li>
<li>Chandran, K. B., Yoganathan, A. P., Rittgers, S. E. <a target="_blank" href="http://scholar.google.com/scholar?hl=en&safe=off&q=author%3aChandran%2C+KB+%22Biofluid+Mechanics%3A+The+Human+Circulation%22">Biofluid Mechanics: The Human Circulation</a>. , 1st edn, CRC Press, Taylor & Francis Group. 277-314 (2007).</li>
<li>Akins, C. W., Travis, B., Yoganathan, A. P. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Energy+loss+for+evaluating+heart+valve+performance%5BTitle%5D)+AND+%22J.+Thorac.+Cardiovasc.+Surg%22%5BJournal%5D)">Energy loss for evaluating heart valve performance.</a> J. Thorac. Cardiovasc. Surg. 136, 820-833 (2008).</li>
<li>Fung, Y. C. <a target="_blank" href="http://scholar.google.com/scholar?hl=en&safe=off&q=author%3aFung%2C+YC+%22Biomechanics%3A+Circulation%22">Biomechanics: Circulation</a>. , 2nd ed, Springer. (1997).</li>
<li>Keener, J., Sneyd, J. <a target="_blank" href="http://scholar.google.com/scholar?hl=en&safe=off&q=author%3aKeener%2C+J+%22Mathematical+Physiology%2C+II%3A+Systems+Physiology%22">Mathematical Physiology, II: Systems Physiology</a>. , 2nd ed, Springer. (1998).</li>
<li>Quick, C. M., Berger, D. S., Noordergraaf, A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Apparent+arterial+compliance%5BTitle%5D)+AND+%22Am.+J.+Physiol%22%5BJournal%5D)">Apparent arterial compliance.</a> Am. J. Physiol. 274, H1393-H1403 (1998).</li>
<li>Wang, Q., Jaramillo, F., Kato, Y., Pinchuk, L., Schoephoerster, R. T. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Hydrodynamic+Evaluation+of+a+Minimally+Invasive+Heart+Valve+in+an+Isolated+Aortic+Root+Using+a+Modified+In+Vitro+Model%5BTitle%5D)+AND+%22J.+Med.+Devices%22%5BJournal%5D)">Hydrodynamic Evaluation of a Minimally Invasive Heart Valve in an Isolated Aortic Root Using a Modified In Vitro Model.</a> J. Med. Devices. 3, 011002.1-011002.6 (2009).</li>
<li>Baldwin, J. T., Campbell, A., Luck, C., Ogilvie, W., Sauter, J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Fluid+dynamics+of+the+CarboMedics+kinetic+bileaflet+prosthetic+heart+valve%5BTitle%5D)+AND+%22Eur.+J.+Cardiothorac.+Surg%22%5BJournal%5D)">Fluid dynamics of the CarboMedics kinetic bileaflet prosthetic heart valve.</a> Eur. J. Cardiothorac. Surg. 11, 287-292 (1997).</li>
</ol>

Autorzy nie mają nic do ujawnienia.

W niniejszym badaniu wykazaliśmy użyteczność modyfikacji dostępnej komercyjnie jednostki duplikatora pulsacyjnego w celu dostosowania jej do geometrii zastawek trójpłatkowych, co pozwala na przeprowadzenie testów hydrodynamicznych polimerowych i natywnych świńskich zastawek. W naszym przypadku systemem poddanym modyfikacji był symulator lewej komory serca i krążenia systemowego ViVitro (Rysunek 1a), sterowany za pomocą systemu akwizycji danych ViViTest (ViVitro Systems, Inc, Victoria, BC, Kanada). System...

Choroba zastawki serca często wynika ze zwyrodnieniowego zwapnienia zastawki1, gorączki reumatycznej2, zapalenia wsierdzia3,4 lub wrodzonych wad wrodzonych. Kiedy dochodzi do uszkodzenia zastawki, powodującego zwężenie i/lub niedomykalność wypadnięcia zastawki i nie można jej naprawić chirurgicznie, zastawka natywna jest zwykle zastępowana zastawką protezową. Obecnie dostępne opcje obejmują zawory mechaniczne (zawory klatkowo-kulowe, zawory talerzowe uchylne itp.), zastawki homograftyczne i bioprotetyczne (zastawki świńskie i bydlęce). Zastawki mechaniczne są często zalecane młodszym pacjentom ze względu na ich trwałość; Jednak pacjent musi pozostać na leczeniu przeciwzakrzepowym, aby zapobiec powikłaniom zakrzepowym5. Homograft i biologiczne protezy zastawek są skutecznym wyborem w celu uniknięcia terapii rozrzedzania krwi; Jednak zastawki te mają podwyższone ryzyko zwłóknienia, zwapnienia, zwyrodnienia i powikłań immunogennych prowadzących do niewydolności zastawki6. Zastawki inżynierii tkankowej są badane jako nowa technologia7-9, ale wiele wciąż pozostaje do odkrycia. Alternatywne, trwałe, biokompatybilne protezy zastawek są potrzebne do poprawy jakości życia pacjentów z chorobami zastawek serca. Ponownie, ta konstrukcja zastawki może zastąpić bioprotezę stosowaną w technologii zastawek przezcewnikowych, a podejścia przezcewnikowe wykazują potencjał przekształcenia leczenia wybranych pacjentów z chorobą zastawek serca10.
Zgodnie z obecnymi standardami, udany zamiennik zastawki serca powinien mieć następujące cechy wydajności: "1) umożliwia przepływ do przodu przy akceptowalnie małym spadku średniej różnicy ciśnień; 2) zapobiega przepływowi wstecznemu z akceptowalnie małą niedomykalnością; 3) jest odporny na embolizację; 4) jest odporny na hemolizę; 5) jest odporny na tworzenie się skrzepliny; 6) jest biozgodny; 7) jest zgodny z technikami diagnostyki in vivo; 8) jest możliwa do dostarczenia i zagnieżdżenia się w populacji docelowej; 9) pozostaje nieruchomy po umieszczeniu; 10) ma dopuszczalny poziom hałasu; 11) pełni funkcję powtarzalną; 12) zachowuje swoją funkcjonalność przez rozsądny okres użytkowania, zgodnie ze swoją klasą generyczną; 13) zachowuje swoją funkcjonalność i sterylność przez rozsądny okres trwałości przed implantacją."11. Niektóre z niedociągnięć istniejących protez zaworów mogą być potencjalnie przezwyciężone przez zawór polimerowy. Biokompatybilne polimery zostały uznane za najlepszych kandydatów ze względu na biostabilność, antyhydrolizę, przeciwutlenianie i korzystne właściwości mechaniczne, takie jak wysoka wytrzymałość i lepkosprężystość. W szczególności polimery elastomerowe mogą powodować deformacje materiału przypominające natywną dynamikę zaworów. Elastomery mogą być dostosowane tak, aby naśladować właściwości tkanek miękkich i mogą być jedynymi dostępnymi sztucznymi materiałami, które są biotolerancyjne i mogą wytrzymać sprzężone, in vivo, wywołane płynem, naprężenia zginające i rozciągające, a jednocześnie poruszać się w sposób przypominający zdrowy, natywny ruch zastawki. Co więcej, elastomery mogą być produkowane masowo w różnych rozmiarach, łatwe przechowywanie, oczekuje się, że będą opłacalnymi urządzeniami i mogą być strukturalnie wzmocnione włóknistą zbrojeniem.
Koncepcja użycia materiałów polimerowych do montażu zaworu trójskrzydłowego nie jest nowa i była przedmiotem kilku badań w ciągu ostatnich 50 lat12, które zostały porzucone głównie z powodu ograniczonej trwałości zaworu. Jednak wraz z pojawieniem się nowatorskich metodologii produkcji13,14, wzmocnieniem materiałów polimerowych15,16 i potencjalnie bezproblemową integracją polimerowych substytutów zaworów z technologią zastawek przezcewnikowych, ostatnio ponownie wzrosło zainteresowanie i aktywność w zakresie opracowywania zaworów polimerowych jako potencjalnie realnej alternatywy dla obecnie dostępnych zaworów komercyjnych. W tym świetle protokół umożliwiający testowanie tych zaworów w celu oceny funkcjonalności hydrodynamicznej jest pierwszym krokiem w procesie oceny; Jednak dostępne na rynku systemy symulatorów impulsów na ogół nie są wyposażone w konstrukcje zaworów trójpiórkowych i zawierają pierścieniowy odstęp do wprowadzania dostępnych na rynku zastawek serca (np. dysk przechylny, dwupłatkowe mechaniczne zastawki serca). Po drugie, zawory polimerowe są nową technologią, której hydrodynamikę można ocenić tylko w kontekście względnym. Mimo że dostępne są dane dotyczące natywnego ciśnienia i przepływu w zastawce serca, ważne jest, aby przeprowadzić testy natywnych zastawek aortalnych świń, które są biologicznie podobne do zastawek ludzkich, przy użyciu tego samego symulatora pulsacyjnego, który jest używany do oceny zastawek polimerowych w celu uwzględnienia różnic w pomiarach, które mogą być zależne od systemu. W związku z tym celem tego badania było pokazanie, w jaki sposób dostępny na rynku symulator impulsów może być wyposażony w zespół dostosowujący się do konstrukcji zaworów trójskrzydłowych oraz systematyczna ocena wskaźników hydrodynamicznych zastawek polimerowych w kontekście względnym w porównaniu z mechanicznymi i natywnymi odpowiednikami zastawek serca świń. W naszym przypadku nowatorskie zawory z polimeru silikonowego z trzema ulotkami, opracowane wcześniej na Uniwersytecie Florydy 13, stanowiły grupę zaworów polimerowych.

<table><tbody><tr><td>Pompa</td><td>ViVitro Labs</td><td></td><td><a href="http://vivitrolabs.com/products/superpump/" target="_blank">http://vivitrolabs.com/products/superpump/</a></td></tr><tr><td>Przepływomierz i sonda</td><td>Carolina</td><td>Medical Model 501D</td><td><a href="http://www.carolinamedicalelectronics.com/documents/FM501.pdf" target="_blank">http://www.carolinamedicalelectronics.com/ dokumenty/FM501.pdf</a></td></tr><tr><td>Przetwornik ciśnienia</td><td>ViVitro Labs</td><td>HCM018</td><td></td></tr><tr><td>Zespół pomiaru ciśnienia ViVitro</td><td>ViVitro Labs</td><td>6186</td><td></td></tr><tr><td>Uchwyt zaworu</td><td>WB Engineering</td><td></td><td>Zaprojektowany przez Florida International University. Wyprodukowane przez WB Engineering</td></tr><tr><td>Powielacz impulsów</td><td>ViVitro</td><td>Labs PD2010</td><td><a href="http://vivitrolabs.com/wp-content/uploads/Pulse-Duplicator-Accessories1.pdf" target="_blank">http://vivitrolabs.com/wp-content/uploads/Pulse-Duplicator-Accessories1.pdf</a></td></tr><tr><td>System gromadzenia i kontroli danych powielacza impulsów, w tym oprogramowanie ViViTest</td><td>ViVitro Labs</td><td>PDA2010</td><td><a href="http://vivitrolabs.com/products/software-daq" target="_blank">http://vivitrolabs.com/products/software-daq</a></td></tr><tr><td>Świńskie serca i rodzime zastawki aortalne</td><td>Mary&#039; s Ranch Inc</td><td></td><td></td></tr><tr><td>Dwuulotkowe zawory mechaniczne</td><td>Saint Jude Medical</td><td></td><td><a href="http://www.sjm.com/" target="_blank">http://www.sjm.com/</a></td></tr><tr><td>High Vacuum Grease</td><td>Dow Corning Corporation</td><td></td><td><a href="http://www1.dowcorning.com/DataFiles/090007b281afed0e.pdf" target="_blank">http://www1.dowcorning.com/DataFiles/ 090007b281afed0e.pdf</a></td></tr><tr><td>Gliceryna</td><td>McMaster-Carr</td><td>3190K293</td><td>99% Naturalna sól</td></tr><tr><td>fizjologiczna buforowana fosforanem 5 galonów (PBS)</td><td>Fisher Scientific</td><td>MT21031CV</td><td>100 ml/serce</td></tr><tr><td>Roztwór przeciwgrzybiczy/antybiotykowy</td><td>Fisher Scientific SV3007901</td><td></td><td>1 ml w 100 ml PBS/serce; 20 ml dla ViVitro System</td></tr><tr><td>NaCl</td><td>Sigma-Aldrich S3014-500G</td><td></td><td>9 g/L woda dejonizowana</td></tr><tr><td>Woda dejonizowana</td><td>EMD Millipore Chemicals</td><td></td><td>Millipore Dejonizowany system oczyszczania. 1,3 l do systemu ViVitro, 200 ml do procesu rozwarstwiania zastawki serca</td></tr></tbody></table>

protokół względnej oceny hydrodynamicznej trójpłatkowych zaworów polimerowych

Protocol for Relative Hydrodynamic Assessment of Tri-leaflet Polymer Valves

Ograniczenia obecnie dostępnych protez zastawek, ksenoprzeszczepów i homograftów spowodowały niedawne odrodzenie się rozwoju w dziedzinie trójpłatkowych polimerowych protez zastawek. Jednak identyfikacja protokołu wstępnej oceny funkcjonalności hydrodynamicznej zaworu polimerowego ma kluczowe znaczenie na wczesnych etapach procesu projektowania. Tradycyjne systemy powielaczy impulsów in vitro nie są skonfigurowane do obsługi elastycznych materiałów trójulotkowych; Ponadto ocena funkcjonalności zastawek polimerowych musi być dokonywana w kontekście względnym w stosunku do natywnych i protetycznych zastawek serca w identycznych warunkach testowych, aby można było uniknąć zmienności w pomiarach z różnych instrumentów. W związku z tym przeprowadziliśmy ocenę hydrodynamiczną i) natywnych (n = 4, średnia średnica, D = 20 mm), ii) dwuskrzydłowych zaworów mechanicznych (n = 2, D = 23 mm) i iii) polimerowych (n = 5, D = 22 mm) przy użyciu dostępnego na rynku systemu powielacza impulsów (ViVitro Labs Inc, Victoria, BC), który został zmodyfikowany w celu dostosowania do geometrii zaworów trójskrzydłowych. Zawory silikonowe z trzema ulotkami opracowane na Uniwersytecie Florydy stanowiły grupę zaworów polimerowych. Mieszaninę w stosunku 35:65 gliceryny do wody użyto do naśladowania właściwości fizycznych krwi. Chwilowe natężenie przepływu mierzono na granicy lewych komór i jednostek aortalnych, natomiast ciśnienie rejestrowano w pozycjach komorowych i aortalnych. Do walidacji odczytów przepływu i ciśnienia wykorzystano dane z dwuulotki i natywne zawory z literatury. Podano następujące wskaźniki hydrodynamiczne: spadek ciśnienia przepływu do przodu, średnie kwadratowe natężenie przepływu w przód korzenia aorty, zamknięcie aorty, nieszczelność i objętość niedomykalności, zamknięcie przezaortalne, nieszczelność i całkowite straty energii. Reprezentatywne wyniki wskazują, że wskaźniki hydrodynamiczne z trzech grup zaworów można z powodzeniem uzyskać, włączając niestandardowy zespół do dostępnego na rynku systemu powielacza impulsów, a następnie obiektywnie porównać, aby uzyskać wgląd w funkcjonalne aspekty konstrukcji zaworów polimerowych.

Reprezentatywne przebiegi przepływu i ciśnienia przedstawiono na Rysunkach 3, 4 oraz 5. Wykresy stanowią średnią z liczby próbek zaworów przetestowanych dla każdej grupy, która wynosiła odpowiednio n = 5, 4 i 2 zawory dla grup polimerowej, natywnej świńskiej oraz dwupłatowej. Średnie parametry hydrodynamiczne oraz błąd standardowy średniej dla tych wielkości próbek przedstawiono w Tabeli 1.
<img alt="Exper...

Ponownie pojawiło się zainteresowanie rozwojem zaworów polimerowych. W tym przypadku celem jest wykazanie wykonalności modyfikacji komercyjnego powielacza impulsów w celu dostosowania go do geometrii trójulotkowej oraz zdefiniowanie protokołu prezentacji danych hydrodynamicznych zaworów polimerowych w porównaniu z danymi natywnymi i protezowymi zastawek zebranymi w niemal identycznych warunkach.

Protokół względnej oceny hydrodynamicznej trójpłatkowych zaworów polimerowych

Limitations of currently available prosthetic valves, xenografts, and homografts have prompted a recent resurgence of developments in the area of ...

Ogólnym celem następującego eksperymentu jest zademonstrowanie, w jaki sposób komercyjnie dostępny duplikator tętna in vitro może zostać przystosowany do nowoczesnych polimerowych protez zastawek serca z trzema płatkami, oraz ocena parametrów hydrodynamicznych tego zestawu. Celem tym osiągnięto poprzez montaż rurki i uchwytu zaworu, aby umożliwić zastosowanie konfiguracji zastawki trójpłatkowej w duplikatorze tętna. W drugim kroku polimerowe zastawki zostają zaszyte na miejscu i poddane testom w celu pomiaru ich parametrów hydrodynamicznych. Testowane są również natywne zastawki świńskie oraz mechaniczne zastawki serca, aby zwalidować modyfikacje sprzętowe systemu względem konstrukcji mechanicznej syntetycznej zastawki.Wyniki pokazują, że zmodyfikowany system duplikatora pulsu może być wykorzystywany do oceny zastawek polimerowych z hydrodynamiką charakterystyczną dla natywnych zastawek świńskich oraz zastawek mechanicznych, dostarczając tym samym informacji na temat funkcjonalnych aspektów konstrukcji zastawek polimerowych. Zazwyczaj osoby rozpoczynające pracę z tą metodą mogą napotkać trudności, ponieważ techniki te są żmudne, a zrozumienie kompleksowej oceny protez zastawek wyma

protocol-for-relative-hydrodynamic-assessment-tri-leaflet-polymer

Research

JoVE Journal

Bioengineering

Bioinżynieria

Protokół względnej hydrodynamicznej oceny trójdzielnych polimerowych zastawek z polimeru

Prezentujemy protokoły wytwarzania i automatyzacji macierzy mikrozaworów opartych na elastomerowym polidimetylosiloksanie (PDMS), które nie wymagają dodatkowej energii do zamknięcia i charakteryzują się precyzyjnymi objętościami zdefiniowanymi fotolitograficznie. Przedstawiono równoległy mieszalnik o objętości subnanolitrowej oraz zintegrowany mikrofluidyczny system perfuzyjny.

Chip mikrofluidyczny sterowany macierzami elastomerowych mikrozaworów

Opracowano nowy system mikrofluidyczny wykorzystujący zjawisko pompowania pasywnego oraz sterowany przez użytkownika system dostarczania płynów. Ze względu na niski koszt, łatwość obsługi, precyzję objętościową, wysoką prędkość, powtarzalność i automatyzację, system mikrofluidyczny ten ma potencjał do zastosowania w szerokim zakresie aplikacji biologicznych.

Szybki system dostarczania oparty na kropelkach do pompowania pasywnego w urządzeniach mikroprzepływowych

Ten protokół replikuje fizjologiczny lub patologiczny przepływ krwi in vitro, aby pomóc w określeniu odpowiedzi komórek w patologiach chorobowych. Wprowadzając komorę tłumiącą ciśnienie za pompą krwi, przepływ krwi przez naczynia krwionośne może zostać ponownie podsumowany i nałożony na monowarstwę śródbłonka naczyniowego lub kokulturę mimetyczną.

In vitro Model fizjologicznego i patologicznego przepływu krwi z zastosowaniem do badań przebudowy komórek naczyniowych

Wielowarstwowe urządzenia mikroprzepływowe często wiążą się z wytwarzaniem form wzorcowych o skomplikowanej geometrii dla funkcjonalności. W tym artykule przedstawiono kompletny protokół wieloetapowej fotolitografii z zaworami i funkcjami o zmiennej wysokości, które można dostosować do dowolnego zastosowania. W ramach demonstracji wytwarzamy mikroprzepływowy generator kropel zdolny do wytwarzania kulek hydrożelowych.

Wieloetapowa fotolitografia o zmiennej wysokości dla wielowarstwowych urządzeń mikroprzepływowych z zaworami

Ten protokół obejmuje charakterystykę płatków zastawki przedsionkowo-komorowej z kontrolowanymi siłą, przemieszczeniami i relaksacją naprężeń dwuosiowymi procedurami mechanicznymi. Wyniki uzyskane za pomocą tego protokołu mogą być wykorzystane do opracowania modelu konstytutywnego w celu symulacji mechanicznego zachowania działających zaworów w ramach symulacji elementów skończonych.

Dwuosiowa charakterystyka mechaniczna przedsionkowo-komorowych zastawek serca

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.

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

Obecny protokół opisuje pomiary prędkości obrazu cząstek (PIV) wykonywane w celu zbadania przepływu zatokowego przez układ in vitro przezcewnikowej zastawki aortalnej (TAV). Określane są również parametry hemodynamiczne na podstawie prędkości.

Badanie hemodynamiki za pomocą wizji obrazu cząstek za pomocą fantomu aorty

Przedstawiamy metodę montażu zaworu aortalnego świni na powielaczu impulsów w celu przetestowania jego właściwości hydrodynamicznych. Metoda ta może być stosowana do określania zmiany hydrodynamiki po zastosowaniu procedury eksperymentalnej lub nowatorskiego wyrobu medycznego przed użyciem w dużym modelu zwierzęcym.

Model świni ex vivo do badań hydrodynamicznych eksperymentalnych procedur zastawki aortalnej i nowatorskich urządzeń medycznych

Prezentacja dwuwarstwowego urządzenia opartego na polidimetylosiloksanie (PDMS) do produkcji bibliotek kombinatorycznych w emulsjach (korkach) typu woda w oleju jest przedstawiona. Niezbędny sprzęt i oprogramowanie wymagane do automatyzacji produkcji zatyczek jest szczegółowo opisane w protokole, a także pokazano produkcję ilościowej biblioteki zatyczek fluorescencyjnych.

Dwuwarstwowe urządzenie mikroprzepływowe do kombinatorycznej produkcji korków

W niniejszym artykule przedstawiamy metodę ograniczania cząstek opartą na mikroprzepływach i przepływie hydrodynamicznym. Demonstrujemy stabilne pułapkowanie cząstek w punkcie stagnacji płynu przy użyciu mechanizmu sterowania sprzężeniem zwrotnym, co umożliwia ograniczanie i mikromanipulację dowolnymi cząstkami w zintegrowanym urządzeniu mikroprzepływowym.

Mikrofluidyczna pułapka hydrodynamiczna dla pojedynczych cząstek

Poznaj metodę oceny hydrodynamicznej trójpłatkowych zaworów polimerowych przy użyciu zmodyfikowanego pulsującego duplikatora. Protokół umożliwia porównanie z zaworami natywnymi i mechanicznymi.

Protokół względnej oceny hydrodynamicznej trójpłatkowych zaworów polimerowych

Przeglądaj więcej filmów