Summary
Det har förnyat intresse att utveckla polymera ventiler. Här är målet att visa på möjligheterna att modifiera en kommersiell puls duplicering att rymma tri-broschyr geometrier och att fastställa ett protokoll för att presentera polymer uppgifter ventil hydrodynamiska i jämförelse med infödda och protes ventil som samlats in under nästan identiska förhållanden.
Abstract
Begränsningar av nu tillgänglig protetiska ventiler, xenotransplantat och homografter har föranlett en ny återuppvaknande av utvecklingen inom området tri-broschyr polymer ventil proteser. Dock är identifieringen av ett protokoll för inledande bedömning av polymer ventil hydrodynamiska funktionalitet avgörande under de tidiga stadierna av designprocessen. Traditionella in vitro puls duplicering system är inte konfigurerad för att rymma flexibla tri-broschyr material, dessutom, behovsbedömning av polymer ventil funktionalitet ska göras inom en relativ sammanhang till infödda och hjärtklaffproteser under identiska testförhållanden så att variationen i mätningarna från olika instrument kan undvikas. Därför genomförde vi hydrodynamiska bedömning av i) nativ (n = 4, menar diameter, D = 20 mm), ii) bi-broschyr mekanisk (n = 2, D = 23 mm) och iii) polymer ventiler (n = 5, D = 22 mm) via användning av ett kommersiellt tillgängligt puls system för duplicering (ViVitro LabsInc, Victoria, BC) som ändrades för att rymma tri-broschyr ventil geometrier. Tri-broschyr silikon ventiler utvecklats vid University of Florida bestod polymeren ventilgruppen. En blandning i förhållandet 35:65 glycerin till vatten användes för att härma blod fysikaliska egenskaper. Momentan flöde mättes vid gränsytan mellan vänster kammare och enheter aorta medan trycket registrerades vid ventrikel och aorta positioner. Bi-broschyr och infödda uppgifter ventilen från litteraturen användes för att validera flödet och avläsningar tryck. Följande hydrodynamiska statistik rapporterades: framåt flöde tryckfall, aortic strömeffektivvärde framåt flöde, aorta stängning, läckage och regurgitant volym, transaortic stängning, läckage och totala energiförluster. Representativa resultat indikerade att hydrodynamiska statistik från de tre ventil grupperna framgångsrikt skulle kunna erhållas genom att inkorporera en specialbyggd montering i ett kommersiellt tillgängligt puls duplicering och subsequently, objektivt jämfört att ge insikter om funktionella aspekter av polymer ventil design.
Introduction
Hjärtklaff sjukdom resulterar ofta från degenerativa ventil förkalkning 1, reumatisk feber 2, endokardit 3,4 eller medfödda fosterskador. När ventilen skador uppstår, vilket orsakar stenos och / eller uppstötningar ventil framfall och inte kan opereras repareras, är den infödda ventilen vanligtvis ersätts av en protes ventil. För närvarande tillgängliga alternativ inkluderar mekaniska ventiler (bur-kulventiler, lutande disk ventiler osv.), Homograft och bioprotetiska ventiler (svin och nötkreatur ventiler). Mekaniska ventiler är ofta rekommenderas för yngre patienter baserat på deras hållbarhet, men patienten måste stanna kvar på antikoagulantiabehandling för att förebygga trombotiska komplikationer 5. Homograft och biologiska protetiska ventiler har varit effektiva val för att undvika blod tunnare terapi, men dessa ventiler har förhöjd risk för fibros, förkalkning, degeneration och immunogena komplikationer som leder till ventilen misslyckande 6. Vävnadstekniska ventiler utreds som en ny teknik 7-9, men mycket återstår fortfarande att bli upptäckt. Alternativa hållbara, biokompatibla, protetiska ventiler behövs för att förbättra livskvaliteten för sjukdomen hjärtklaff patienter. Återigen kan denna ventil konstruktion ersätta bioprosthesis används i transcatheter ventilsteknik, med Transcatheter tillvägagångssätt visar potentialen för att omvandla behandling av utvalda patienter med hjärtklaff sjukdom 10.
Som framgår av gällande standarder, bör en lyckad hjärtklaff ersättning har följande egenskaper: "1) tillåter framåt flöde med acceptabelt liten genomsnittlig tryckskillnad drop, 2) förhindrar tillbakagående flöde med acceptabelt liten uppstötningar, 3) motstår embolisering, 4) motstår hemolys, 5) motstår blodproppsbildning, 6) är biokompatibla, 7) är kompatibel med in vivo diagnostiska metoder, 8) kan levereras och implanteras i måletbefolkningen, 9) förblir fast en gång placerade, 10) har en acceptabel ljudnivå, 11) har reproducerbar funktion, 12) bibehåller sin funktionalitet för en rimlig livslängd, överensstämmelse med dess generiska klassen, 13) bibehåller sin funktionalitet och sterilitet för en rimlig hylla liv före implantationen. "11. Vissa av bristerna i de befintliga ventil proteser kan potentiellt övervinnas genom en polymer ventil. Biokompatibla polymerer har ansetts toppkandidater baserade på biostabilitet, anti-hydrolys, anti-oxidation, och fördelaktiga mekaniska egenskaper, såsom hög hållfasthet och viskoelasticitet. Särskilt kan elastpolymerer tillhandahålla material deformation liknar infödda ventil dynamik. Elaster kan skräddarsys för att efterlikna mjukdelar egenskaper, och de kan vara de enda konstgjorda material som finns som är bio-toleranta och som tål den kopplade, in vivo, fluid-inducerade, böj-och draghållfasthet betonar ändå röra sig på ett sätt som liknar frisk,infödda ventil rörelse. Dessutom kan elastomerer massproduceras i en mängd olika storlekar, lagrade med lätthet, förväntas vara kostnadseffektiva enheter och kan strukturellt förstärkt med fibrös armering.
Begreppet användningen av polymera material för att montera en tri-broschyr ventil är inte ny och har varit föremål för flera forskningsprojekt undersökningar under de senaste 50 åren 12, som övergavs i hög grad på grund av begränsad ventil hållbarhet. Men med tillkomsten av nya tillverkningsmetoder 13,14, förstärkning av polymera material 15,16 och potentiellt sömlös integrering av polymera ventil substitut med transcatheter ventil teknik, har det nyligen varit ett förnyat intresse och aktivitet för att utveckla polymera ventiler som ett potentiellt livskraftigt alternativ till för närvarande tillgängliga kommersiella ventiler. I ljuset av detta är ett protokoll för att möjliggöra provning av dessa ventiler att bedöma hydrodynamiska funktionalitet första stegeti utvärderingsprocessen, men kommersiellt tillgängliga puls simulatorsystem allmänhet inte är utrustade för att rymma tri-broschyr ventilutformningar och innehåller en ringformig avstånd för att infoga kommersiellt tillgängliga hjärtklaffar (t.ex. tippning skiva, bi-broschyr mekaniska hjärtklaffar). Andra polymera ventiler är en ny teknik som hydrodynamik kan endast bedömas i ett relativt sammanhang. Trots att nativt hjärtklaff tryck och dataflöde är tillgänglig, är det viktigt att utföra testning av nativa ventiler aortic porcina, som är biologiskt liknar människans ventiler, med samma pulserande simulator som används för att utvärdera polymer-ventilerna så att företaget har för mätning skillnader som kan vara systemberoende. Således var målet för denna studie för att visa hur en kommersiellt tillgänglig puls simulator kan förses med en anordning för att rymma tri-broschyr ventil konstruktioner och att systematiskt utvärdera polymer metrics ventil hydrodynamiska i en relativ fortsext i jämförelse med mekaniska och infödda ventil grishjärta motsvarigheter. I vårt fall, nya tri-broschyr silikonpolymermaterial ventiler tidigare utvecklat vid University of Florida 13 innefattade polymeren ventilgruppen.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
Ett. Framställning
- Designa och tillverka en anordning för att rymma en tri-broschyr ventil geometri. Detta kommer på minst omfatta en ventil hållare till sutur-i ventilbladen och ett rör för att hysa ventilhållaren och omgivande tillbehör för att säkra enheten på pulsen duplicering. I vårt fall använde vi ett kommersiellt tillgängligt system puls duplicering tillgängliga från ViVitro Labs Inc. (Victoria, BC). Ventilhållare design samt före och efter konfigurationer montering visas i Figur 1.
- Hela slingan måste primas före användning. Detta omfattar två steg: i) rensning av hela kretsloppet med tvål och vatten, inbegripet utbyte av eventuella skadade slangar före användning och ii) kalibrering av instrument som är anslutna till slingan, dvs pumpen används, flödet sonden, och tryckomvandlarna (vanligen mätt vid förmaksflimmer, aorta och ventrikulär platser). Kalibrering kan initially utföras med användning av 1% saltlösning och bör upprepas före använda blod-analog glycerollösning.
2. Native aortaklaffens Dissection
- Skaffa 4 färska svinhjärtan med aorta intakt från en USDA godkänt slakteri (Institutional Animal Care och användning kommittén (IACUC) godkännande kan krävas). I vårt fall var vår dissektion protokoll som godkänts av IACUC vid Florida International University (protokoll Godkännande Number: 11-020). Skölj hjärta med avjoniserat vatten och placera den i en behållare fylld med 1% antimykotika / antibiotika och steril fosfat saltlösning (PBS) och transport på is till den hydrodynamiska laboratoriet.
- Placera hjärtan i en dissekera pan och försiktigt bort hjärtsäcken. Placera hjärtat så att ventrala sidan är vänd mot dig. Inspektera och identifiera de fyra hjärtats kamrar och leta aortabågen på intakta aortan.
- Separera hjärta i two halvor genom att skära tvärs horisontellt vid approximativt 0,75 i nedanför ringen, dvs övergången mellan aorta och den vänstra ventrikeln. Försiktigt isolera intakta aortan fortfarande sitter i vänster kammare mjukpapper.
- Undersök aortaklaffen belägen i aortaroten, området mellan aorta ascendens och den nedre ringen, se till att det inte finns några skador eller tecken på förkalkning.
- Split aortan vid ~ 1 i ovan ringen och separera den vänstra segmentet ventrikulär vävnad nedanför ringen att isolera aortaklaffen (Figur 2a).
Tre. Polymer och Native Valve Suturering Process
- Placera hjärtklaff inuti ventilhållaren så att basen hos varje ventil i linje med basen av inlägget hållaren. Säkra ventilen på plats vid varje stolpe tillfälligt med ett gem, men var noga med att inte skada kommissurerna eller spetsar.
- Sätt i suturen inål. Börja suturering på botten av ventilhållaren genom att passera nålen genom det första hålet, från utsidan till insidan så att nålen lätt kan dras från botten. I en looping mode, börja suturering ventilen vertikalt upp inlägg av ventilhållaren.
- Framsteg med sutur (figur 2b) längs omkretsen av hållaren och säkra med ytterligare sutur runt spetsarna av hållaren inlägg. Gem (figur 2c) kan tas bort när ventilen är helt säkrad med hjälp av suturer till 3 inlägg och vid omkretsen av ventilen hållaren (figur 2d och 2e).
4. Hydrodynamisk Utvärdering
Notera: Den faktiska protokollet kommer variera beroende på specifik puls duplicering som används. All information caontained häri använde ViVitro Pulse Duplicator sysytem (ViVitro Labs, Inc., Vancouver, BC).
- Bi-broschyr valve
- Set puls på puls system för duplicering till 70 slag / min.
- Välj ett flöde vågform för att driva pumpen (i fallet av ViVitro systemet S35 vågformen valdes för alla hydrodynamiska tester). Den specifika vågform utnyttjas i våra experiment illustreras av Lim et al. (2001) 17.
- Slå på förstärkare och kolvpump. Värm upp i 15 minuter.
- Placera bi-broschyr ventil (figur 2f) i aorta position.
- Smeta vakuum fett på alla korsningar av den enhet där läckage kan uppstå.
- Häll glycerin / saltlösning vätska i förmaket facket. Observera att det pulserande duplicering Systemet körs på 2 liter vätska med: 35% / 0,7 L glycerin och 65% / 1,3 L av saltlösning. Saltlösningen framställs med användning av vanligt salt väl löst i avjoniserat vatten vid en koncentration av 9 mg / ml (vikt / volym).
- Slå på flödesgivaren som har placerats i aortaposition.
- Kalibrera the pump.
- Fortsätt med flödesomvandlaren kalibrering följt av tryckgivare. Likaså till pumpen, följ instruktionerna från den ViVitest mjukvaran (ViVitro Labs Inc.) för varje flöde och tryck under kalibrera fliken.
- När kalibreringen är klar, startar pumpen vid ett lågt varvtal tills vätskan fyller aorta facket. Kontrollera efter läckor. Använd ytterligare vakuum fett om det behövs.
- Vrid de två stop-kranar (aorta och givare ventrikulära) till öppet läge.
- Öka varvtalet på pumpen tills slagvolymen når 80 ml / beat.
- Tillåta att systemet körs i 10 min tills flödet har stabiliserats. Flow stabilisering kan verifieras genom att observera flödet och trycket vågformer visas på skärmen. Högt till ingen variation mellan cyklerna är en bra indikator på systemets stabilisering.
- I ViVitest programvaran väljer förvärva läget.
- Klicka på samla 10 cykler.
- Från analysera läget, cslicka på bordet och spara filen. Också spara en bild av vågformer med hjälp av foto-snap alternativet i ViVitest.
- Native och polymerteknologi ventiler
- För polymer och djur ventiler, följ samma steg 3.1.1 - 3.1.3 från de bi-broschyr ventil instruktioner.
- Placera ventilen hållaren med sys ventilen inuti glasröret från skräddarsydda församling. Sandwich röret med de övre och nedre delar och säkra på plats med laterala skruvar och muttrar.
- Placera aggregatet mellan aorta kammaren och den ursprungliga aortaklaffen hållare.
- Fortsätt med steg 3.1.5 - 3.1.16 från bi-broschyr ventil instruktioner.
Fem. Efterbearbetning
- Flöde och tryckvågformer
- Genomsnittlig de uppgifter som samlats in för varje vågformer samlas, dvs aortatrycket (AP), ventrikulära trycket (VP), och flödet (Q).
- För varje grupp av ventil (polymer, svin ntivt aortaklaffen och bi-broschyr), rita motsvarande AP, VP och Q kontra relationer tid på samma tomt.
- För AP, överlagra normal, infödda aortaklaffen 18, och bi-broschyr protes ventil 19 tomter från litteraturen för validering.
- Hydrodynamiska metrics
- För varje testad ventil bör följande hydrodynamiska mätetal beräknas: a) Framåt droppe flöde och max transvalvular tryck (TVP), b) aortaroten mean square (RMS) framåt flöde, c) aorta framåt flöde, stängning, läckage och total regurgitant volym, d) ventilände öppning område (EOA), e) transaortic framåt flöde, stängning, läckage och totala energiförluster.
- Framåt flöde tryckfall beräknas från TVP avläsningar och kan kategoriseras i tre tidsintervall, P: intervall som börjar och slutar med 0 TVP, F: intervall med flöde framåt och H: intervall börjar med 0 TVP och slutar med 0 flöde. Maximal TVP är maximum tryckgradient registrerades över ventilen från aorta och ventrikulära avläsningar tryck.
- RMS framåt flödeshastighet (Q rms) utgör en användbar variabel för att kvantifiera omfattningen av framåt flödeshastighet på följande sätt:
Där "n" är det totala antalet tidpunkter uppsamlades, 'Q i' är den momentana flödesmätning samlas in för "i". - Den aorta framåt, stängning och läckage volymer beräknas utifrån följande tidsintervall, Forward: Början av framåt genom ventilen (t o), i slutet av främre flöde (t 1), Utgående: från T 1 till instansen av käglan (t 2), Läckage: från t 2 till slutet av hjärtcykeln (t 3). Total regurgitant volym är helt enkelt summan av closing och volymer läckage.
- EOA baserad på blod egenskaper kan beräknas för de tre intervallen, P, F och H från medelvärdet TVP under var och en av dessa perioder som 20:
- Energiförluster definieras enligt följande 21:
- För varje testad ventil bör följande hydrodynamiska mätetal beräknas: a) Framåt droppe flöde och max transvalvular tryck (TVP), b) aortaroten mean square (RMS) framåt flöde, c) aorta framåt flöde, stängning, läckage och total regurgitant volym, d) ventilände öppning område (EOA), e) transaortic framåt flöde, stängning, läckage och totala energiförluster.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
Representant flöde och tryck vågformer visas i figurerna 3, 4 och 5. Tomterna var medelvärde över stickprovsstorlek på ventiler som testats för varje grupp, vilket var, n = 5, 4, och 2 ventiler för polymer, infödda svin och bi-broschyr grupper, respektive. De genomsnittliga hydrodynamiska mått och standard för medelvärdet för dessa stickprovsstorlekar presenteras i tabell 1.
Figur 1. (A) Schematisk av ViVitro pulsen duplicering som visar de primära komponenterna som implementerar en Windkessel modell för fysiologiskt relevanta flöden (figur presenteras här med tillstånd från ViVitro Systems, Inc, BC, Kanada). (B) Rapid prototyped ventilhållare konfiguration att sy och säkra silikon eller infödda svin ventiler på plats. (C) Modification av ViVitro pulserande slingan att rymma tri-broschyr ventil konstruktioner. Klicka här för att visa en större bild .
Figur 2. (A) Native svinventil. (B) Uppifrån av polymera klaffblad. (C) från sidan av polymer ventil efter suturering och säkring på plats inom ventil-hållare. (D) Saint Jude bi-broschyr mekanisk ventil. Klicka här för att visa en större bild .
Figur 3. Mean momentana flöden av de testade 3 ventiler (n = 5, 4, och 2 ventiler för polymer, infödd svin en d bi-broschyr, respektive). Flöde mättes med hjälp av en elektromagnetisk flödesmätare ansluten till en icke-invasiv flödesprob placerad vid gränsytan placering av ventrikeln och aorta kammare (se figur 1a). Klicka här för att visa en större bild .
Figur 4. Mean momentana ventrikeltryck av de testade 3 ventiler (n = 5, 4, och 2 ventiler för polymer, native svin och bi-broschyr, respektive). Ventrikulära trycket mättes i ventrikelkammaren hjälp av en mikro-tip tryckomvandlare. Ovanpålagda litteratur ventrikeltryck värden för infödda och bi-broschyr ventiler (Diameter: 29 mm) erhölls från 18 och 19, respektive.fig4large.jpg "target =" _blank "> Klicka här för att visa en större bild.
Figur 5. Mean momentana aortatrycket av de testade 3 ventiler (n = 5, 4, och 2 ventiler för polymer, native svin och bi-broschyr, respektive). Aorta trycket mättes precis nedströms från aortaklaffen position med en mikro-tip tryckomvandlare. Ovanpålagda litteratur aortatrycket litteratur värden för infödda och bi-broschyr (Diameter: 29 mm) ventiler erhölls från 18 och 19, respektive. Klicka här för att visa en större bild .
| Bi-broschyr (n = 2) | (Polymer n = 5) | Svin (n = 4) | ||||
| Data Beskrivning | Medelvärde | SEM | Medelvärde | SEM | Medelvärde | SEM |
| Aorta öppningsarea [P] (cm 2) | 3.143 | 2.697 | 2.920 | 1.306 | 2.516 | 1,258 |
| Aorta öppningsarea [F] (cm 2) | 7,940 | 1.286 | 4,613 | 2.063 | 3,975 | 1,988 |
| Aorta Orifice Area [H] (cm 2) | 7,516 | 1,633 | 4,575 | 2.046 | 3,942 | 1.971 |
| Forward Flow Pressure Drop [P] (mmHg) | 17,000 | 0,054 | 22,284 | 12,007 | 40,795 | 11,670 |
| 0,410 | 0,210 | 30,424 | 9,235 | 29,766 | 9,733 | |
| Forward Flow Pressure Drop [H] (mmHg) | 26,520 | 0,120 | 50,790 | 4.230 | 5.610 | 4,970 |
| Trans-Aorta Max tryck (mm Hg) | 15,850 | 12.400 | 60,930 | 20,470 | 75.250 | 17,470 |
| Aorta RMS Forward Flöde [P] (ml / sek) | 88,280 | 11,110 | 162,120 | 24,970 | 189,080 | 32,610 |
| Aorta RMS Forward Flöde [F] (ml / sek) | 193,570 | 3.820 | 204,560 | 6.680 | 177,310 | 2.630 |
| Aorta RMS Forward Flöde [H] (ml / sek) | 197,790 | 0,630 | 174,760 | 11,530 | 182,680 | 3,160 |
| Aorta Forward Volym (ml) | 68,180 | 6.430 | 55,390 | 3.660 | 64,200 | 1,750 |
| Aortic Utgående Volym (ml) | 62,260 | 0,860 | 32,990 | 9,820 | 45,260 | 11,990 |
| Aortic Läckage Volym (ml) | 60,140 | 3.470 | 33,090 | 9,220 | 56,130 | 11,260 |
| Total regurgitant Volym (ml) | 122,400 | 4.320 | 66,080 | 17.200 | 101,390 | 23,160 |
| TransAortic Forward Flow Energy Loss (MJ) | 80,321 | 4,65 | 115,287 | 17,354 | 184,325 | 12,354 |
| TransAortic Utgående Energy Loss (mJ) | 25,231 | 0.589 | 29.52 | 6,872 | 12,354 | 4,874 |
| TransAortic Läckage Energy Loss (MJ) | 87,219 | 13,242 | 84.02 | 12,205 | 97,029 | 25,047 |
| TransAortic Total Energy Loss (MJ) | 192,771 | 23,51 | 228,827 | 47,254 | 293,708 | 36,483 |
Tabell 1. Medelvärde och standardfel för medelvärdet (SEM) Hydrodynamiska mått beräknas för de testade hjärtklaffar (n = 5, 4, och 2 ventiler för polymer, infödda svin och bi-broschyr, respektive). Följande intervall bör beaktas: P: intervall som börjar och slutar med 0 TVP, F: intervall med flöde framåt och H: intervall börjar med 0 TVP och slutar med 0 flöde. Medeldiametrar av ventilerna var följande: Polymer ventil (n = 5): 22 mm; Native svinventil (n = 4): 20 mm, bi-broschyr (n = 2): 23 mm. Urvalet är litet för bi-broschyr ventil berodde på begränsade prover tillgängliga för forskningsändamål, de två bi-broschyr testade ventiler tidigare donerat till Biomedical Engineering Department vid Florida International University i Saint Jude Medical (Saint Paul, MN).
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
I denna studie har vi visat användbarheten av modifiering av en kommersiellt tillgänglig pulserande duplicering enhet att rymma tri-leaflet ventil geometrier så att hydrodynamiska testning av polymer och nativa ventiler svin kan utföras. Specifikt i vårt fall, var systemet modifierad en ViVitro hjärtats vänstra och systemisk simulatorsystemet (figur 1a) styrs via ViViTest datainsamlingssystemet (ViVitro Systems, Inc, Victoria, BC, Kanada). Emellertid är systemet inte till skillnad från ett flertal in vitro, pulserande flöde slingor som alla utnyttjar en tvåkomponents Windkessel modell för att härma flöde och tryckvågformer av betydelse för den mänskliga cirkulationen 22-25. Dessa två-komponents Windkessel system består typiskt av en pulserande pump, en överensstämmelse kammare som efterliknar distensibility av artärerna, och en perifer resistans regulator som kan användas för att reglera det vaskulära motståndet. Ekvationen som beskriver två-component Windkessel modellen är: 
där C är beaktande, R resistansen, Q (t) är den volymetriska flödeshastigheten som en funktion av tid och P är det arteriella trycket (det vill säga antingen i lungartären eller aorta). I detta sammanhang anser vi att en liknande ändring kan göras för att rymma tri-bipacksedel ventiler i andra pulserande simulatorer också. Speciellt i vårt fall, att hysa en tri-broschyr ventil struktur i aortaklaffen läge, en församling främst av akrylplast (plexiglas) hölje som innehöll en snabb hållare prototyp ventil och sys tri-broschyr ventil (figurerna 1b och 1c) skulle kunna vara enkelt integreras och avlägsnas från den primära ViVitro systemet. Hydrodynamisk testning senare genomfördes liknar andra studier utförda av Baldwin et al. 26och Wang et al. 25 Momentant flöde mättes med användning av en elektromagnetisk flödesmätare (figur 3). Realtids mätning av trycket registrerades vid ventrikulära och ledningen läge med microtip givare vid en inställd puls på 70 slag / min (figur 4 och 5). Testningen Vätskan var en blod-analog-vätska, innefattande avjoniserat vatten till glycerin i en 65% till 35% förhållande och 9 g / L NaCl, imitera blodets viskositet (~ 3,3 cP).
Vi testade först en mekanisk bi-broschyr ventil och de erhållna Tryckstegringstiderna vågformer jämfördes med litteraturvärden 19. Vissa ventrikeltryck variabilitet observerades troligen beroende på olika pumpar mekanismer för att driva vätskeflöde samt geometri och specifika inställningar för olika system puls duplicering såsom storlek ventrikelkammare, särskild ventil imitera mitralisklaffen plats, hjärtfrekvens valt, Fysiologisk flödesvågformen valt, osv. Å andra sidan, var aorta vågformer visade sig vara mycket lika och systemoberoende. Denna övning upprepades för infödda svin ventiler och igen, var större variabilitet i ventrikeltryck observerades vid jämförelse av våra resultat till litteraturen 18. Det är dock viktigt att notera att i vårt system, var momentana flödeshastigheter samt både ventrikulära och aorta tryck likartad oavsett den ventil som testades, dvs polymer och nativt med montering eller bi-bipacksedel utan montering. Denna övning är viktigt att utföra eftersom man måste se till att de ändringar av system för duplicering med en församling inte väsentligt ändrar lokalt flöde och / eller tryckförhållanden. Det andra, indikerar dessa resultat att som ett medel för systemvalidering, åtminstone, jämförbara aortic trycket måste härledas över puls duplicering plattformar eller ventilen som testas. Tolkningen avde hydrodynamiska variablerna själva är en fråga om individuella polymera detaljerna ventil konstruktion. Standarder såsom ISO (International Organization for Standardization) 5840 används i utvärderingen av hjärtklaff proteser kan tjäna som vägledning för att bedöma olika parametrar associerade med polymeren ventil geometri, tillverkning och materialegenskaper. Dessa parametrar kan optimeras ytterligare och hydrodynamiska testa därefter revisited att säkerställa att de standarder som behövs för FDA inlämning är uppfyllda.
Till exempel i våra polymera ventiler, jämförbara energiförluster och lägre regurgitant volymer kontra infödda och bi-broschyr ventiler föreslog acceptabla arbetsbelastning på den vänstra kammaren 21 och effektiv ventilstängning (tabell 1). Dock ledde den avslutande dynamiken i en relativt högre polymer ventil max TVP gradient (kontra bi-bipacksedel ventiler), vilket i vårt fall, teckningsoptioner ytterligare mekanisk utvärdering av silikon material som ossed att tillverka ventilerna för att säkerställa att den högre spänningen inte orsakar bipacksedel bristning, och att en tillräcklig säkerhetsfaktor kan sättas på plats. Sammanfattningsvis har vi visat att ett aggregat bestående av en bostad, glasrör och en ventil hållare kan tillverkas för att rymma tri-leaflet strukturer såsom polymera ventiler som kan sutureras på-positionen. Jämförande flöde och tryck vågformer över infödda, protes och polymera ventiler som utvecklas måste erhållas. Andra, tryckvågformer måste valideras med litteraturvärden. En begränsning av vår strategi är att ventrikulära vågformer är puls duplicering specifik och kommer sannolikt att visa skillnader, men aortatrycket vågformer bör vara jämförbara mellan plattformar eller ventil testas om tillräckligt ventil funktionalitet existerar. En framtida inriktningen av detta arbete är att ytterligare optimera polymer ventilen material, tillverkningsprocess och geometri. Hydrodynamics tester will därefter upprepas under identiska förhållanden för att avgöra om funktionella förbättringar kvantitativt observeras genom att jämföra nuvarande och tidigare hydrodynamiska beräknade mått.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Disclosures
Författarna har ingenting att lämna ut.
Acknowledgments
Ett frö bidrag från University of Florida - College of Medicine är tacksamt erkänns. Graduate studier (Manuel Salinas) stöddes genom en minoritet möjligheter i biomedicinska forskningsprogram - forskningssatsning för vetenskaplig förbättring (MBRS-RISE) gemenskap: NIH / NIGMS R25 GM061347. Finansiellt stöd från Wallace H. Coulter stiftelsen genom Florida International University, är biomedicinteknisk också tacksamt erkänns. Slutligen författarna tacka följande studenter för deras stöd under olika faser av den experimentella processen: Kamau Pier, Malaki Suttle, Kendall Armstrong och Abraham Alfonso.
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| Pump | ViVitro Labs | http://vivitrolabs.com/products/superpump/ | |
| Flow Meter and Probe | Carolina Medical | Model 501D | http://www.carolinamedicalelectronics.com/documents/FM501.pdf |
| Pressure Transducer | ViVitro Labs | HCM018 | |
| ViVitro Pressure Measuring Assembly | ViVitro Labs | 6186 | |
| Valve holder | WB Engineering | Designed by Florida International University. Manufactured by WB Engineering | |
| Pulse Duplicator | ViVitro Labs | PD2010 | http://vivitrolabs.com/wp-content/uploads/Pulse-Duplicator-Accessories1.pdf |
| Pulse Duplicator Data Acquisition and Control System, including ViViTest Software | ViVitro Labs | PDA2010 | http://vivitrolabs.com/products/software-daq |
| Porcine Hearts and Native Aortic Valves | Mary's Ranch Inc | ||
| Bi-leaflet Mechanical Valves | Saint Jude Medical | http://www.sjm.com/ | |
| High Vacuum Grease | Dow Corning Corporation | http://www1.dowcorning.com/DataFiles/090007b281afed0e.pdf | |
| Glycerin | McMaster-Carr | 3190K293 | 99% Natural 5 gal |
| Phosphate Buffered Saline (PBS) | Fisher Scientific | MT21031CV | 100 ml/heart |
| Antimycotic/Antibiotic Solution | Fisher Scientific | SV3007901 | 1 ml in 100 ml of PBS/heart; 20 ml for ViVitro System |
| NaCl | Sigma-Aldrich | S3014-500G | 9 g/L of deionized water |
| Deionized Water | EMD Millipore Chemicals | Millipore Deionized Purification System. 1.3 L for ViVitro System, 200 ml for heart valve dissection process |
References
- Rajamannan, N. M., et al. 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. Circulation. 124, 1783-1791 (2011).
- Marijon, E., Mirabel, M., Celermajer, D. S., Jouven, X.
- Karaci, A. R., et al. Surgical treatment of infective valve endocarditis in children with congenital heart disease. J. Card. Surg. 27, 93-98 (2012).
- Knirsch, W., Nadal, D. Infective endocarditis in congenital heart disease. Eur. J. Pediatr. 170, 1111-1127 (2011).
- Korossis, S. A., Fisher, J., Ingham, E. Cardiac valve replacement: a bioengineering approach. Biomed. Mater. Eng. 10, 83-124 (2000).
- Ghanbari, H., et al. Polymeric heart valves: new materials, emerging hopes. Trends Biotechnol. 27, 359-367 (2009).
- Mol, A., Smits, A. I., Bouten, C. V., Baaijens, F. P. Tissue engineering of heart valves: advances and current challenges. Expert Rev. Med. Devices. 6, 259-275 (2009).
- Ramaswamy, S., et al. The role of organ level conditioning on the promotion of engineered heart valve tissue development in using mesenchymal stem cells. Biomaterials. 31, 1114-1125 (2010).
- Sacks, M. S., Schoen, F. J., Mayer, J. E. Bioengineering challenges for heart valve tissue engineering. Annu. Rev. Biomed. Eng. 11, 289-313 (2009).
- Zamorano, J. L., et al. EAE/ASE recommendations for the use of echocardiography in new transcatheter interventions for valvular heart disease. J. Am. Soc. Echocardiogr. 24, 937-965 (2011).
- ANSI/AAMI/ISO. Cardiovascular Implants - Cardiac Valve Prostheses. Assoc. Adv. Med. Instrum. 71, (2005).
- Gallocher, S. L. Durability Assessment of Polymer Trileaflet Heart Valves PhD thesis. , Florida International University. Available from: FIU Electronic Theses and Dissertations 313 (2007).
- 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).
- 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).
- Cacciola, G., Peters, G. W., Schreurs, P. J. A three-dimensional mechanical analysis of a stentless fibre-reinforced aortic valve prosthesis. J. Biomech. 33, 521-530 (2000).
- De Hart, J., Cacciola, G., Schreurs, P. J., Peters, G. W. A three-dimensional analysis of a fibre-reinforced aortic valve prosthesis. J. Biomech. 31, 629-638 (1998).
- Lim, W. L., Chew, Y. T., Chew, T. C., Low, H. T. Pulsatile flow studies of a porcine bioprosthetic aortic valve in vitro: PIV measurements and shear-induced blood damage. J. Biomech. 34, 1417-1427 (2001).
- Gutierrez, C., Blanchard, D. G. Diastolic heart failure: challenges of diagnosis and treatment. Am. Fam. Physician. 69, 2609-2616 (2004).
- Shi, Y., Yeo, T. J., Zhao, Y., Hwang, N. H. Particle image velocimetry study of pulsatile flow in bi-leaflet mechanical heart valves with image compensation method. J. Biol. Phys. 32, 531-551 (2006).
- Chandran, K. B., Yoganathan, A. P., Rittgers, S. E. Biofluid Mechanics: The Human Circulation. , 1st edn, CRC Press, Taylor & Francis Group. 277-314 (2007).
- Akins, C. W., Travis, B., Yoganathan, A. P. Energy loss for evaluating heart valve performance. J. Thorac. Cardiovasc. Surg. 136, 820-833 (2008).
- Fung, Y. C. Biomechanics: Circulation. , 2nd ed, Springer. (1997).
- Keener, J., Sneyd, J. Mathematical Physiology, II: Systems Physiology. , 2nd ed, Springer. (1998).
- Quick, C. M., Berger, D. S., Noordergraaf, A.
- Wang, Q., Jaramillo, F., Kato, Y., Pinchuk, L., Schoephoerster, R. T. Hydrodynamic Evaluation of a Minimally Invasive Heart Valve in an Isolated Aortic Root Using a Modified In Vitro Model. J. Med. Devices. 3, 011002.1-011002.6 (2009).
- Baldwin, J. T., Campbell, A., Luck, C., Ogilvie, W., Sauter, J. Fluid dynamics of the CarboMedics kinetic bileaflet prosthetic heart valve. Eur. J. Cardiothorac. Surg. 11, 287-292 (1997).
