Методическая статья

In vitro Оценка регургитации аорты с помощью четырехмерной проточной магнитно-резонансной томографии

DOI:

10.3791/63491

⸱

25 февраля 2022 г.

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

В этой статье

Краткое содержание

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

Регургитация аорты – это заболевание сердца аортального клапана. Эта рукопись демонстрирует, как четырехмерная проточная магнитно-резонансная томография может оценить регургитацию аорты с использованием клапанов сердца in vitro , имитирующих регургитацию аорты.

Аннотация

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

Аортальная регургитация (АР) относится к обратному кровотоку из аорты в левый желудочек (ЛЖ) во время желудочковой диастолы. Регургитантная струя, возникающая из сложной формы, характеризуется трехмерным потоком и высокоскоростным градиентом, иногда ограничивающим точное измерение объема регургитанта с помощью 2D-эхокардиографии. Недавно разработанная четырехмерная проточная магнитно-резонансная томография (4D flow MRI) позволяет проводить трехмерные объемные измерения потока, которые могут быть использованы для точной количественной оценки величины регургитации. В этом исследовании основное внимание уделяется (i) изготовлению магнитно-резонансно-совместимой модели AR (дилатация, перфорация и пролапс) и (ii) систематическому анализу производительности 4D-МРТ потока в количественной оценке AR. Результаты показали, что формирование прямых и обратных струй с течением времени сильно зависело от типов происхождения AR. Величина смещения объема регургитации для типов моделей составила -7,04%, -33,21%, 6,75% и 37,04% по сравнению с объемом наземной истины (48 мл), измеренным из объема хода насоса. Наибольшая погрешность фракции регургитации составила около 12%. Эти результаты показывают, что тщательный выбор параметров визуализации необходим, когда важен абсолютный объем регургитации. Предлагаемый фантом in vitro flow может быть легко модифицирован для моделирования других заболеваний клапанов, таких как стеноз аорты или двустворчатый аортальный клапан (BAV), и может быть использован в качестве стандартной платформы для тестирования различных последовательностей МРТ в будущем.

Введение

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

Аортальная регургитация (АР) относится к обратному потоку из аорты в левый желудочек во время диастолической фазы желудочка. AR обычно классифицируется на дилатацию аорты, пролапс чашек, перфорацию чашек, втягивание чашек и другие1. Хроническая АР может вызвать объемную перегрузку ЛЖ в основном из-за гипертрофии и дилатации, и в конечном итоге вызывает ее декомпенсацию2. Острая АР в основном вызвана инфекционным эндокардитом, расслоением аорты и травматическим разрывом, что приводит к гемодинамическим чрезвычайным ситуациям2.

Современные клинические стандарты для диагностики АР в основном основаны на трансторакальной эхокардиографии (TTE) или чреспищеводной эхокардиографии (TEE)3. Несмотря на преимущества визуализации в режиме реального времени и короткое время обследования, точность эхокардиографии сильно зависит от оператора. Специально для измерения объема регургитанта прямое измерение объема регургитанта ограничено, поскольку регургитантная струя смещается из двумерной (2D) плоскости измерения из-за движения аортального клапана. Часто используется косвенная оценка с использованием методов проксимальной изоскоростной поверхности (PISA), но такие предположения, как площадь круглого отверстия, часто ограничивают точное измерение4.

Последние медицинские рекомендации5 также рекомендуют МРТ сердца (CMR), особенно для пациентов с умеренной или тяжелой АР, чтобы компенсировать ограничение эхокардиографии путем измерения массы и глобальной функции ЛЖ. Структурные параметры, такие как листочки аорты и размер ЛЖ, а также параметры потока, такие как ширина струи, ширина контракты вены и объем регургитанта, также могут быть всесторонне рассмотрены в диагнозе AR6 . Тем не менее, объем регургитации аорты, оцененный с глобальной функцией ЛЖ, может потерпеть неудачу, особенно для пациентов с другими заболеваниями клапанов сердца или шунтом.

Альтернативно, 4D-МРТ потока рассматривается как перспективный метод, который может непосредственно измерять объем регургитанта с информацией о скорости с временным разрешением в пределах интересующего объема7. Движение клапана по времени можно легко отследить и компенсировать при измерении объема регургитирующего потока 8,9. Также произвольная плоскость, перпендикулярная регургитирующей струе, может быть ретроспективно позиционирована, что повышает точность измерения10. Однако, поскольку 4D-МРТ потока по своей сути получает пространственно-временную усредненную информацию, точность этого метода по-прежнему требует проверки с использованием хорошо контролируемых экспериментов с потоком in vitro.

Это исследование направлено на (i) разработку совместимой с МРТ экспериментальной платформы in vitro , которая может воспроизводить различные клинические сценарии AR (дилатация, перфорация и пролапс) и (ii) обогатить наше понимание эффективности 4D-МРТ потока в количественной оценке различных AR в этих моделях AR. Кроме того, проводилась 3D-гемодинамическая визуализация и количественная оценка на основе 4D-МРТ потока в соответствии с различными клиническими сценариями. Этот протокол не ограничивается АР и может быть распространен на другие типы исследований заболеваний клапанов, которые требуют серии экспериментов in vitro и гемодинамической количественной оценки.

Протокол

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

ПРИМЕЧАНИЕ: Протокол в основном состоит из трех этапов: (1) изготовление модели, (2) МРТ-сканирование и выбор параметров и (3) анализ данных. Рисунок 1 представляет собой блок-схему, показывающую общий процесс протокола.

1. Изготовление модели

  1. Модель корня аорты
    1. Как показано на рисунке 2, определите значения параметров корня аорты, такие как диаметр основания клапана и радиус пазухи. Для этого эксперимента значения были DA = 32,24 мм, DO = 26 мм, LB = 8,84 мм, LA = 26 мм, rmin = 16,64 мм, rmax = 21,32 мм.
    2. Запустите программное обеспечение для 3D-моделирования, щелкнув Sketch > Tools Sketch Tools > Sketch Picture.
      ПРИМЕЧАНИЕ: Solidwork используется для 3D-моделирования в эксперименте.
    3. Чтобы создать модель синуса, набросайте круги, соответствующие rmax и rmin с помощью инструмента «Круг». Нарисуйте изогнутую линию пазухи с помощью функции свободной кривой11, нажмите Loft Tool и выберите область эскиза для чердака.
    4. Набросайте дополнительные круги сверху и снизу текущей модели, нажмите « Инструмент «Экструдировать» и выделите круги. Установите параметры на 20 мм вниз и 30 мм вверх. Сделайте шестигранную модель размером 100 мм х 100 мм х 76 мм таким же образом.
    5. Щелкните Инструмент «Объединить» в меню «Вставить > функции» > «Объединить». Выберите Вычесть в управляющем недвижимостью. Выберите модель шестигранника и модель синуса. Изготовьте окончательный дизайн в виде акриловой модели с 5-осевым станком с ЧПУ в соответствии с инструкцией производителя.
  2. Рама клапана
    1. Запустите программное обеспечение для 3D-моделирования и откройте новый эскиз. Нарисуйте квадрат размером 100 мм х 100 мм и круг 25 мм в центре для основания клапана вручную. Щелкните инструмент «Экструдировать» и отрегулируйте высоту основания клапана до 5 мм.
    2. Выдавливают круг высотой 23,5 мм и толщиной 3 мм. Разделите модель на 12 однородных частей с помощью инструмента Line Tool так, чтобы каждая деталь имела 30°. Выберите три части с интервалом 120° и выдавите высотой 16,5 мм, чтобы сделать три столба.
    3. Нажмите Инструмент Филе и выберите столбы. Отрегулируйте радиус филе сверху и снизу на 4 мм и 10 мм соответственно. Сохраните его в формате STL.
    4. 3D-печать рамы клапана. Установите плотность заполнения на 100% и используйте акрилонитрилбутадиенстирол в качестве наполнителя. Форму и размеры рамы аортального клапана см. на рисунке 3 .
  3. Модель регургитации аорты с использованием вспененного политетрафторэтилена (ePTFE)
    1. Запустите программное обеспечение для 3D-моделирования и откройте новый эскиз. Нарисуйте горизонтальную линию 23,24 мм и вертикальную линию 15 мм со ссылкой на рисунок 4A.
      ПРИМЕЧАНИЕ: Геометрические параметры основания, высоты и длины свободного края створки клапана были выбраны в соответствии с предыдущим исследованием12.
    2. Щелкните инструмент «3 точки дуги» в диспетчере команд arc и установите две точки на каждом конце горизонтальной линии и последнюю точку на конце вертикальной линии. Выдавливайте эскиз толщиной 5 мм. Экспортируйте модель в формате STL и распечатайте ее на 3D-принтере.
    3. Перекройте мембрану ePTFE в два слоя и нарисуйте три границы листовки с интервалом 2 мм с помощью печатной листовки. Шов по нарисованным линиям и боковым границам с интервалом 1 мм полиамидным швом диаметром 0,1 мм. Зашить клапан ePTFE сверху вниз на раме с интервалом 1 мм.
    4. Обрежьте внешнюю сторону мембраны и зашивайте ее между собой. Выполните следующие три изменения, чтобы получить три разные модели.
      1. Модель дилатации: Снижение соотношения параметров проектируемой листовки до 90%.
      2. Модель перфорации: Сделайте круглое отверстие диаметром 2 мм с помощью ножниц в центре одной листовки.
      3. Пролапс: Зафиксируйте две спайки клапана в отверстии с низкой высотой столба.
        ПРИМЕЧАНИЕ: На рисунке 4 показаны материалы и метод изготовления клапана ePTFE. На рисунке 5 показаны характеристики каждого AR-типа.

2. МРТ сканирование и выбор параметров

  1. Подготовьте экспериментальную систему, состоящую из модели AR, модели пазухи аорты, насоса для моделирования сердца и МРТ.
  2. Установите экспериментальные модели в комнате МРТ и соедините насос, резервуар и модели с помощью силиконовой трубки диаметром 25 мм (внутренний диаметр). Используйте кабельную стяжку длиной 10 см для крепления соединительных частей, чтобы предотвратить возможную утечку.
  3. Используйте поршневой насос с управлением двигателем для имитации формы сигналов аортального кровотока для создания физиологической формы сигнала потока через систему контура потока. Используйте воду в качестве рабочей жидкости и прикрепите односторонние клапаны к входному и выходному отверстию, чтобы предотвратить обратный поток. Подробную информацию о проточном насосе можно найти в предыдущем исследовании23.
  4. Найдите модель в поле зрения (FOV) МРТ. Выполните сканирование разведчика для наблюдения фантомных изображений в корональном, осевом и сагиттальном видах на мониторе операционной консоли МРТ. Это изображение используется в качестве руководства для размещения следующих последовательностей изображений.
  5. Найдите плоскость 2D-изображения в центре модели аорты. Запустите 2D-фазоконтрастную визуализацию с переменным параметром кодирования скорости (VENC), чтобы выбрать наиболее подходящее значение VENC для МРТ 4D потока.
  6. Установите VENC на 10% более высокое значение в 4D-МРТ потока, чтобы свести к минимуму возможное сглаживание скорости7. Введите желаемое пространственное и временное разрешение на консоли МРТ. Пространственное и временное разрешение для аортального течения рекомендуется составлять 2-3 мм и 20-40 мс соответственно7. В таблице 2 приведены параметры МРТ-сканирования.
  7. Получайте данные как для потока, так и без него, используя 3 типа клапанов AR и без клапана.

3. Анализ данных

  1. Сортировка и коррекция данных
    1. Скопируйте необработанные файлы данных со сканера, чтобы продолжить анализ данных. Отсортируйте файлы dicom в соответствии с заголовком с именем series description с помощью программного обеспечения dicom sort. Щелкните Сортировать изображения в программном обеспечении сортировки Dicom, чтобы отсортировать трехнаправленные фазовые изображения и изображения величины в отдельных папках.
    2. Загрузите изображение величины в программное обеспечение ITK-snap. Щелкните Кисть в ITK-snap и вручную нарисуйте внутреннюю текучую область фантома с помощью инструмента кисти. Сохраните сегментированное изображение.
    3. (Необязательно) Загрузите данные обоих фазовых изображений, полученные при включении и выключении потока с помощью MATLAB. Вычтите данные с потоком данных без потока, чтобы удалить фоновые ошибки. Повторите это для каждого направления и сердечного цикла.
    4. Рассчитайте скорость 5D-матричных фазовых данных (строка x столбец x срез x направление x время) с помощью уравнения пикселя к скорости для конкретного поставщика. В общем, максимальная интенсивность пикселя соответствует выбранному значению VENC.
  2. Визуализация
    1. Загрузите скорость 5D-матрицы из шага 3.1.4 в программное обеспечение для анализа визуализации потока.
      ПРИМЕЧАНИЕ: Матрица входных скоростей может варьироваться в зависимости от программного обеспечения для анализа. Пользователи Ensight должны следовать руководству Ensight по формату золотого корпуса13.
    2. Щелкните часть Isosurface, измените тип данных с isosurface на isovolume для 3D-анализа, нажав кнопку Isovolume . Перетащите данные о скорости в диспетчере команд переменных, добавьте их в изоволум, чтобы проверить распределение скоростей модели.
    3. Щелкните Инструмент «Излучатели трассировки частиц» в главном меню. Отметьте Advanced Option для более точного анализа. Выберите нужную визуализацию, например Streamlines или Pathlines при создании .
    4. Для этого эксперимента задайте следующее значение: Emit From Option = Part, Part ID = 2, No. Излучателей = 10000, Направление = +/-. Создавайте и проверяйте результаты с течением времени.
    5. Щелкните правой кнопкой мыши модель трассировки частиц и выберите цвет по. Выберите компонент скорости, чтобы раскрасить обтекаемую часть со скоростью.
  3. Квантификация
    1. Загрузите данные о скорости (шаг 3.1.4) и сегментированное изображение (шаг 3.1.2) в MATLAB. Установите скорость за пределами области сегментации равным нулю. Это может быть легко выполнено путем поэлементного умножения сегментированных матричных данных и данных матрицы скорости.
    2. Проверьте, имеют ли данные о скорости фазовую оболочку, используя функцию Imshow MATLAB. Инверсия направления скорости указывает на фазовое обертывание.
    3. Нарежьте требуемую плоскость матричных данных. Суммируйте все данные о скорости в плоскости и умножьте пространственное разрешение, чтобы рассчитать скорость потока через плоскость. Суммируйте все скорости потока на протяжении всего сердечного цикла и умножьте временное разрешение, чтобы рассчитать ударный объем.

Результаты

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

Были изготовлены три репрезентативных класса моделей регургитации аорты и один корпус без клапана для сравнения (рисунок 3). Модель дилатации ясно показала неполное закрытие створки клапана из-за листовок меньшего размера. Отверстие было пробито на одной из листовок с помощью ножниц, чтобы имитировать модель перфорации. Одна листовка модели пролапса выглядела меньше, чем две другие, потому что две кометы были зашиты в положении ниже первоначальной высоты. Существенных отличий от вида сверху не было.

С помощью 3D-информации о скорости, полученной с течением времени с помощью 4D-МРТ потока, во время систолы и диастолы были визуализированы обтекаемые нормальные и регургитационные струи (рисунок 6). Передняя струя была прямой во всех моделях, за исключением модели перфорации. В модели перфорации струя с смещением стенки происходила во время фазы систолы. Срыгивающая струя показала другую скорость и форму в соответствии с классификацией AR. В случае без клапана происходил общий прямой и обратный поток. Регургитантная струя модели дилатации выходила из центра и имела тенденцию менять направления с течением времени. Перфорация и пролапс модели регургитирующей струи наклонялись к стене. Пиковая скорость прямой и регургитирующей струи составляла 0,28 м/с, -0,29 м/с в модели без клапана, 2,03 м/с, -3,53 м/с в модели дилатации, 2,52 м/с, -3,13 м/с в модели перфорации и 2,76 м/с, -2,88 м/с в модели пролапса.

На рисунке 7 показан расход для каждого клапана, а также передний и регургитирующий объемы в 3D-плоскости вдали от основания клапана. Скорость потока показывала различные формы сигналов и величины для каждой модели. Объем регургитации составил 51,38 мл, 63,94 мл, 44,76 мл и 30,22 мл для моделей без клапана, дилатации, перфорации и пролапса соответственно. Смещение для модели без клапана, дилатации, перфорации и пролапса составило -7,04%, -33,21%, 6,75% и 37,04% соответственно по сравнению с истинностью грунта (48 мл), измеренной из объема такта насоса. Положительные процентные значения указывают на недооценку, в то время как отрицательные процентные значения представляют собой чрезмерную оценку. Погрешность фракции регургитации составила -7,78%, -6,00%, 0,33% и -11,18% для модели без клапана, дилатации, перфорации и пролапса соответственно.

figure-results-1
Рисунок 1: Схема рабочего процесса протокола. Этот экспериментальный протокол в основном состоит из изготовления моделей, МРТ-сканирования и анализа данных. На этапе изготовления модели изготавливается модель внешнего корня аорты и четыре различных типа модели AR (без клапана, дилатации, пролапса и перфорации). Во время МРТ-сканирования выполняется скаутская визуализация с последующим сканированием с несколькими VENC и 4D-МРТ потока. Часть анализа данных включает в себя сортировку данных, сегментацию изображений, расчет скорости, визуализацию и количественную оценку. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.

figure-results-2
Рисунок 2: Схематическая и спроектированная акриловая модель корня аорты (А) Геометрическая характеристика и параметры геометрии корня аорты. (B) 3D-модель корня аорты в многомерном виде. DA: диаметр синотубулярного соединения (STJ), DO: диаметр кольцевого кольца, rmax: максимальный диаметр синуса, rmin: минимальный диаметр синуса, LA: высота синуса, LB: высота STJ. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.

figure-results-3
Рисунок 3: Рама регургитации аорты и модель (А) Геометрическая информация о раме аортального клапана, которая используется для хранения листовки. Отверстия вокруг корпуса рамы — это место, где проходит линия шва. (B) Пример мембранного шовного клапана ePTFE. (C) Внешний вид моделей in vitro : без клапана, дилатации, перфорации и пролапса, изготовленных в настоящем исследовании. Стрелка указывает на поврежденный куспид. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.

figure-results-4
Рисунок 4: Материал и этап изготовления листовки ePTFE. (A) Используя 3D-печатные листовки в качестве руководства, листовки изготавливаются с использованием мембраны ePTFE. (B) Шнек, зашивание, резка и фиксация ступеней клапана ePTFE. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.

figure-results-5
Рисунок 5: Методы изготовления различных моделей ДОПОЛНЕНной реальности. (A) Модель дилатации, (B) модель перфорации и (C) модель пролапса. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.

figure-results-6
Рисунок 6: Оптимизация визуализации в соответствии с типом регургитации аорты. Упрощенная визуализация на систоле (слева от каждой панели) и диастоле (справа от каждой панели) в соответствии с типом регургитации аорты. (A) Модель без клапана (изображение диастолы/систолы одинаково из-за отсутствия клапана), (B) дилатации, (C) перфорации и (D) пролапса. Данные о систоле и диастоле были взяты там, где впускная скорость является самой высокой и самой низкой во время сердечного цикла. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.

figure-results-7
Рисунок 7: Расход и объем хода. Расход и объем хода для модели (A) без клапана, (B) дилатации, (C) перфорации и (D) пролапса. Расход и объем хода измеряются на плоскости (сплошной линии) трех диаметров вниз по течению к кольцевому пространству клапана. Синим и красным цветами обозначены прямой и отрыгивающий потоки соответственно. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.

Пропорция
(Do= 26 мм)		ДА/ДоЛА/ДоЛБ/Доrмакс/Doрмин/до
1.2410.340.820.64

Таблица 1. Геометрические параметры геометрии корня аорты показаны на рисунке 1.

Временное разрешение0,025 мс/40 фаз
Пространственное разрешение2 мм x 2 мм / 0,5 пикселя на 1 мм
Матрица96 x 160 x 26 пикселей
Толщина среза2 мм
Время эхо2,54 мс
Скорость кодирования25-330 см/с

Таблица 2. Параметры последовательности 4D Flow MRI in vitro.

Обсуждение

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

Четырехмерная МРТ потока недавно была проверена различными исследованиями ex vivo и in vivo в качестве приложения для клинического рутинного использования14. Поскольку МРТ 4D потока получает 3D-информацию о скорости в течение всего сердечного цикла, одним из сильных применений является прямая количественная оценка клапанного регургитантного объема, который обычная 2D-допплеровская эхокардиография не способна количественно оценить15. Эксперименты in vitro с использованием 4D Flow MRI могут обеспечить скорость 3D потока и связанные с ней гемодинамические параметры, которые могут быть использованы для исследования взаимосвязи между сердечно-сосудистыми заболеваниями и гемодинамикой. Однако, несмотря на его многообещающие возможности, никаких систематических исследований по этому применению пока не сообщалось. Возможно, это связано с отсутствием хорошо контролируемых экспериментов in vitro , которые имитируют регургитацию трехстворчатых клапанов.

Последние разработки в исследованиях in vitro обеспечили более точные и реалистичные экспериментальные методы доступа к пре- и постклапанной гемодинамике 16,17. В сочетании с оптической велоциметрией изображения частиц на основе изображения (PIV) точное измерение и количественная оценка потока вокруг клапана были возможны в предыдущих исследованиях in vitro 18. Однако точные поля 3D-потока, особенно для постклапанного потока, были ограничены из-за непрозрачной модели и преломления. С другой стороны, 3D-измерения скорости с использованием МРТ также были ограничены, так как металлические компоненты не могут быть использованы19,20.

Следовательно, в этом исследовании вводится протокол для создания экспериментальной платформы потока, совместимой с МР и легко модифицируемой для воспроизведения различных клинических сценариев заболеваний клапанов. Мембрана ePTFE используется для имитации трикуспидального клапана без металлических компонентов, поскольку она широко используется в качестве материала клапана и сосудистого трансплантата из-за его высокой прочности на растяжение и химической стойкости 17,21,22. На основе пленок ePTFE были воспроизведены три различных происхождения AR (дилатация, перфорация и пролапс), а также модель без клапана для сравнения. Следующим важным шагом в этом экспериментальном протоколе потока является МР-визуализация и количественная оценка. Управляемый двигателем поршневой насос, который может имитировать формы сигналов аортального кровотока, используется для генерации физиологической формы сигнала потока через систему контура потока. Подробную информацию о проточном насосе можно найти в предыдущем исследовании23. Поскольку это исследование также направлено на проверку точности 4D-МРТ потока в количественной оценке потока, все параметры визуализации выбираются на основе предыдущего исследования, в котором суммируются параметры, которые могут быть использованы в клинической процедуре24. Поскольку система МРТ включает в себя врожденные ошибки из-за несовершенств, таких как вихревые токи и нелинейность магнитного поля25, стратегия фоновой коррекции применяется до фактической количественной оценки данных, как описано в шаге 3.1.3.

Модель регургитации аорты ручной работы, предложенная в этом исследовании, показала аналогичные гемодинамические характеристики регургитантной струи в соответствии с классификацией моделей, поскольку предыдущие исследования сообщали о26,27. Закрытая форма была симметричной, и прямая струя возникала в центре клапана в модели дилатации. Задненаправленная эксцентриковая струя появляется из-за повреждения куспида в модели перфорации. Частичное опущение клапана показывает струю, направление которой было согнуто от чаши виновника из-за ограниченной подвижности. Объем регургитации аорты, непосредственно измеренный с помощью МРТ 4D-потока, был завышен в модели без клапана и дилатации, в то время как он был в значительной степени недооценен в модели пролапса по сравнению с истинностью земли. Однако, когда была рассчитана регургитантная фракция, наибольшее смещение составило всего 11% в модели пролапса. Это убедительно свидетельствует о том, что не только поток регургитанта, но и нормальная струя аорты были затронуты МРТ-сканированием. На текущем этапе отдельные параметры сканирования не были оптимизированы для каждой модели AR. Будущее исследование системных параметров может повысить точность измерения объема регургитанта. В качестве альтернативы, использование регургитантной фракции является более надежным, поскольку оно устраняет врожденные ошибки в 4D-МРТ потока, но также клинически более актуально, чем просто измерение абсолютного объема регургитанта.

В заключение, это исследование предлагает МР-совместимую экспериментальную модель потока in vitro , которая легко модифицируется для моделирования различных типов AR. Также сравнивалась точность измерения объема AR с помощью 4D проточной МРТ. Ограничение этого исследования заключается в том, что движение аортального клапана не было смоделировано, что может повлиять на фактическое развитие регургитирующей струи. Кроме того, эффект частичного объема и характер временного усреднения МРТ 4D-потока могут ограничивать точность измерения расхода, особенно учитывая высокий динамический диапазон скоростей в пределах струи и окружающей среды. Поэтому требуется дальнейшее систематическое изучение параметров.

Раскрытие информации

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

Авторам нечего раскрывать.

Благодарности

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

Это исследование было поддержано Программой фундаментальных научных исследований через Национальный исследовательский фонд Кореи, который финансируется Министерством образования (2021R1I1A3040346, 2020R1A4A1019475, 2021R1C1C1003481 и HI19C0760). Это исследование также было поддержано исследовательским грантом 2018 года (PoINT) от Национального университета Канвон.

Материалы

Список материалов, использованных в этой статье
ИмяКомпанияКаталожный номерКомментарии
Программное обеспечение для 3D-моделирования (SolidWorks)Dassault Systè mes SolidWorks CorporationWaltham, MA, США
3D-принтерZortrax S.A.построение трехмерного объекта на основе CAD-модели или цифровой 3D-модели,(zortrax m200 plus, Zortrax S.A.,Ольштын, Польша)
Dicom sortс открытым исходным кодомДжонатан Сувер, инженер-программист
EnsightAnsysFlow программное обеспечение для визуализации (Canonsburg, PA, США).
Вспененный политетрафторэтилен (ПТФЭ)SANG-A-FRONTEC(EPTFE, SANG-A-FRONTEC, Инчхон, Корея)
Программное обеспечение Itk snapпрограммное обеспечениеGNU General Public License,
MATLABMathWorksNatick, MA, США
МРТSiemens3T, Эрланген, Германия
НожницыScanlan International Incn43 17657007-454, Scanlan International Inc., Сент-Пол, США
Шовный материалAILEENB530Ailee, Полиамидный шовный материал, UPS 5-0
Программное обеспечение Медицинская мембрана с открытым исходным кодом

Ссылки

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

Перепечатки и разрешения

Запросить разрешение на повторное использование текста или иллюстраций этой статьи JoVE

Запросить разрешение

Теги

Похожие статьи