Summary
Aorta regurgitation er en aorta ventil hjertesykdom. Dette manuskriptet demonstrerer hvordan firedimensjonal strømning magnetisk resonansavbildning kan evaluere aortaregurgitasjon ved hjelp av in vitro hjerteklaffer som etterligner aortaregurgitasjon.
Abstract
Aorta regurgitation (AR) refererer til bakover blodstrøm fra aorta inn i venstre ventrikel (LV) under ventrikulær diastole. Den regurgitante strålen som oppstår fra den komplekse formen er preget av den tredimensjonale strømmen og høyhastighetsgradienten, noe som noen ganger begrenser en nøyaktig måling av regurgitantvolumet ved hjelp av 2D-ekkokardiografi. Nylig utviklet firedimensjonal strømning magnetisk resonansavbildning (4D flow MR) muliggjør tredimensjonale volumetriske strømningsmålinger, som kan brukes til å nøyaktig kvantifisere mengden av oppblåstheten. Denne studien fokuserer på (i) magnetisk resonanskompatibel AR-modellproduksjon (dilatasjon, perforering og prolaps) og (ii) systematisk analyse av ytelsen til 4D-strømning MR i AR-kvantifisering. Resultatene indikerte at dannelsen av forover- og bakoverstrålene over tid var svært avhengig av typen AR-opprinnelse. Mengden regurgitasjonsvolumbias for modelltypene var -7,04%, -33,21%, 6,75% og 37,04% sammenlignet med bakken sannhet (48 ml) volum målt fra pumpeslagvolumet. Den største feilen i regurgitation fraksjonen var rundt 12%. Disse resultatene indikerer at nøye valg av bildeparametere er nødvendig når absolutt regurgitation volum er viktig. Det foreslåtte in vitro flow-fantomet kan enkelt modifiseres for å simulere andre valvulære sykdommer som aortastenose eller bikuspitt aortaventil (BAV) og kan brukes som en standardplattform for å teste forskjellige MR-sekvenser i fremtiden.
Introduction
Aorta regurgitation (AR) refererer til bakoverstrømmen fra aorta inn i venstre ventrikel under den diastoliske fasen av ventrikelen. AR er vanligvis klassifisert i aorta dilatasjon, kopper prolaps, kopper perforering, kopper tilbaketrekning, og andre1. Kronisk AR kan forårsake volumoverbelastning av LV hovedsakelig på grunn av hypertrofi og dilatasjon, og til slutt forårsaker dekompensasjon2. Akutt AR er hovedsakelig forårsaket av smittsom endokarditt, aorta disseksjon og traumatisk brudd, noe som fører til hemodynamiske nødsituasjoner2.
Gjeldende kliniske standarder for AR-diagnose er hovedsakelig basert på transthoracic ekkokardiografi (TTE) eller transøsofageal ekkokardiografi (TEE)3. Til tross for fordelene med sanntidsavbildning og kort eksamenstid, er nøyaktigheten av ekkokardiografi svært operatøravhengig. Spesielt for den regurgitante volummålingen er direkte måling av regurgitantvolumet begrenset ettersom regurgitantstrålen skifter ut av det todimensjonale (2D) måleplanet på grunn av aortaventilens bevegelse. Indirekte estimering ved hjelp av proksimale metoder for isohastighetsoverflate (PISA) brukes ofte, men forutsetninger som sirkulært åpningsområde begrenser ofte den nøyaktige målingen4.
Nylige medisinske retningslinjer5 anbefaler også hjerte MR (CMR), spesielt for moderate eller alvorlige AR-pasienter for å kompensere for begrensningen av ekkokardiografi ved å måle massen og den globale funksjonen til LV. Strukturelle parametere som aortabrosjyrer og LV-størrelse, og strømningsparametere som jetbredde, vena contracta bredde og regurgitantvolum kan også vurderes grundig i AR-diagnose6 . Imidlertid kan aortaregurgitasjonsvolum estimert med LV global funksjon mislykkes spesielt for pasienter med andre hjerte valvulære sykdommer eller shunt.
Alternativt har 4D flow MR blitt ansett som en lovende teknikk som direkte kan måle regurgitantvolumet med tids løst hastighetsinformasjon innenfor volumet av interesse7. Bevegelsen av ventilen i henhold til tiden kan enkelt spores og kompenseres ved måling av regurgitantstrømningsvolumet 8,9. Også et vilkårlig plan vinkelrett på regurgitantstrålen kan plasseres retrospektivt, noe som øker nøyaktigheten av målingen10. Men etter hvert som 4D-flyten MR i seg selv innhenter den romlig gjennomsnittlige informasjonen, garanterer nøyaktigheten av denne teknikken fortsatt validering ved hjelp av godt kontrollerte in vitro flow-eksperimenter.
Denne studien tar sikte på å (i) utvikle MR-kompatibel in vitro eksperimentell plattform som kan reprodusere de forskjellige kliniske scenariene for AR (dilatasjon, perforering og prolaps) og (ii) berike vår forståelse av 4D flow MR-ytelse i kvantifisering av forskjellig AR ved disse AR-modellene. I tillegg ble 3D hemodynamisk visualisering og kvantifisering basert på 4D-strømning MR utført i henhold til de ulike kliniske scenariene. Denne protokollen er ikke begrenset til AR og kan utvides til andre typer valvulære sykdomsstudier som krever en rekke in vitro-eksperimenter og hemodynamisk kvantifisering.
Protocol
MERK: Protokollen består i stor grad av tre trinn: (1) modellproduksjon, (2) MR-skanning og parametervalg, og (3) dataanalyse. Figur 1 er et flytskjema som viser den overordnede prosessen for protokollen.
1. Modell fabrikasjon
- Aorta rotmodell
- Som vist i figur 2, bestem parameterverdiene til aortaroten, for eksempel ventilbasediameter og sinusradius. For dette eksperimentet var verdiene DA = 32,24 mm, DO = 26 mm, LB = 8,84 mm, LA = 26 mm, rmin = 16,64 mm, rmaks = 21,32 mm.
- Kjør 3D-modelleringsprogramvaren ved å klikke Skisse > Verktøy Skisseverktøy > Sketch Picture.
MERK: Solidwork brukes til 3D-modellering i eksperimentet. - For å lage en sinusmodell, skisse sirkler som tilsvarer rmax og rmin ved hjelp av sirkelverktøyet. Tegn en buet linje av bihulen ved hjelp av frikurvefunksjonen11, klikk Loft Tool og velg skisseområdet for loft.
- Skisser flere sirkler øverst og nederst i gjeldende modell, klikk Ekstrudeverktøy, og velg sirklene. Still inn alternativene som 20 mm nedover og 30 mm oppover. Lag en hexahedron modell av størrelse 100 mm x 100 mm x 76 mm på samme måte.
- Klikk Kombiner verktøy fra Sett inn > funksjoner > Kombiner. Velg Trekk fra i egenskapsbehandling. Velg heksahedronmodellen og sinusmodellen. Fremstille den endelige designen som en akrylmodell med en 5-akset CNC-maskin i henhold til produsentens instruksjon.
- Ventil ramme
- Kjør 3D-modelleringsprogramvare og åpne en ny skisse. Tegn en firkant på størrelse 100 mm x 100 mm og en sirkel på 25 mm i midten for ventilbasen, manuelt. Klikk ekstrudeverktøyet og juster høyden på ventilbasen til 5 mm.
- Ekstruder sirkelen med en høyde på 23,5 mm og en tykkelse på 3 mm tykk. Del modellen i 12 ensartede deler ved hjelp av linjeverktøyet slik at hvert stykke har 30°. Velg tre stykker med 120° intervaller og ekstruder med en høyde på 16,5 mm for å lage tre søyler.
- Klikk Filetverktøy , og velg søylene. Juster filetradiusen øverst og nederst som henholdsvis 4 mm og 10 mm. Lagre den i et STL-filformat.
- 3D-print ventilrammen. Sett fyllingstettheten til 100% og bruk akrylitril butadien styren som fyllmateriale. Se figur 3 for formen og dimensjonene til aortaventilrammen.
- Aorta regurgitation modell ved hjelp av utvidet polytetrafluoretylen (ePTFE)
- Kjør 3D-modelleringsprogramvaren og åpne en ny skisse. Tegn en horisontal linje på 23,24 mm og en vertikal linje på 15 mm med referanse til figur 4A.
MERK: De geometriske parametrene til ventilens base, høyde og brosjyres frikantlengde ble valgt i henhold til en tidligere studie12. - Klikk Bueverktøy med tre punkt fra buekommandobehandlingen, og angi to punkt på hver ende av den vannrette linjen og det siste punktet på slutten av den loddrette linjen. Ekstruder skissen med en tykkelse på 5 mm. Eksporter modellen med STL filformat og 3D skrive den ut.
- Overlapp ePTFE-membranen i to lag og tegn tre brosjyrekantlinjer med intervaller på 2 mm ved hjelp av det trykte pakningsvedlegget. Sutur langs de tegnede linjene og sidekantene med 1 mm intervaller med en polyamid sutur med en diameter på 0, 1 mm. Suturer ePTFE-ventilen fra topp til bunn på rammen med 1 mm intervaller.
- Klipp den ytre siden av membranen og suturer den med hverandre. Utfør følgende tre modifikasjoner for å få tre forskjellige modeller.
- Dilatasjonsmodell: Reduser forholdet mellom de utformede brosjyreparametrene til 90%.
- Perforeringsmodell: Lag et sirkulært hull med en diameter på 2 mm ved hjelp av saks i midten av ett brosjyre.
- Prolaps: Fest de to kommissærene til ventilen ved et hull med lav stifthøyde.
MERK: Figur 4 viser materialene og fabrikasjonsmetoden til ePTFE-ventilen. Figur 5 viser egenskapene til hver AR-type.
- Kjør 3D-modelleringsprogramvaren og åpne en ny skisse. Tegn en horisontal linje på 23,24 mm og en vertikal linje på 15 mm med referanse til figur 4A.
2. MR-skanning og parametervalg
- Forbered det eksperimentelle systemet som består av en AR-modell, aorta sinusmodell, en hjertesimuleringspumpe og MR.
- Still inn eksperimentmodellene i MR-rommet og koble til pumpen, reservoaret og modellene ved hjelp av et silikonrør med 25 mm (indre diameter). Bruk et 10 cm langt kabelbånd for å feste tilkoblingsdelene for å forhindre mulig lekkasje.
- Bruk en motorstyrt stempelpumpe til å simulere aortablodstrømbølgeformene for å generere en fysiologisk strømningsbølgeform gjennom strømningskretssystemet. Bruk vann som arbeidsfluid og fest enveisventiler til innløpet og utløpet for å forhindre tilbakestrømning. Detaljer om strømningspumpen finnes i forrige studie23.
- Finn modellen innenfor synsfeltet (FOV) for MR- Utfør en speiderskanning for å observere fantombilder i koronal-, aksial- og sagittalvisningene i MR-driftskonsollmonitoren. Dette bildet brukes som en veiledning for å plassere følgende bildesekvenser.
- Finn 2D-bildeplanet i midten av aortamodellen. Kjør en VENC-avbildning (variabel hastighetskodingsparameter) for 2D-fasekontrast for å velge den mest passende VENC-verdien for MR-er for 4D-flyt.
- Sett VENC til en 10 % høyere verdi i MR-en for 4D-flyt for å minimere mulig hastighetsalias7. Angi ønsket romlig oppløsning og den tidsmessige oppløsningen på MR-konsollen. Den romlige og tidsmessige oppløsningen for aortastrømmen anbefales å være henholdsvis 2-3 mm og 20-40 ms, henholdsvis7. Tabell 2 viser MR-skanneparameterne.
- Innhente data for både med og uten strømning ved hjelp av de 3 typer AR-ventiler og uten ventil.
3. Dataanalyse
- Datasortering og rettelse
- Kopier rådatafiler fra skanneren for å fortsette med dataanalysen. Sorter dicom-filene i henhold til overskriften som heter seriebeskrivelse ved hjelp av Dicom-sorteringsprogramvaren. Klikk sorter bilder i Dicom-sorteringsprogramvare for å sortere treveisfasebilder og størrelsesbilder i separate mapper.
- Last inn størrelsesbildet i ITK-snap-programvaren. Klikk Pensel i ITK-snapen, og mal manuelt det interne væskeområdet på fantomet ved hjelp av penselverktøyet. Lagre segmentert bilde.
- (Valgfritt) Last inn begge fasebildedataene som er innhentet med flyten av og på ved hjelp av MATLAB. Trekk fra dataene med flyten av dataene uten flyt for å fjerne bakgrunnsfeil. Gjenta dette for hver retning og hjertesyklus.
- Beregn hastigheten til 5D-matrisefasedata (rad x kolonne x stykke x retning x tid) ved hjelp av en leverandørspesifikk piksel-til-hastighet-formel. Generelt tilsvarer den maksimale intensiteten til bildepunktet den valgte VENC-verdien.
- Visualisering
- Last inn 5D-matrisehastigheten fra trinn 3.1.4 i programvare for flytvisualiseringsanalyse.
MERK: Matrisen for inngangshastighet kan variere i henhold til analyseprogramvaren. Ensight-brukere bør følge Ensights formatguidefor gullvesker 13. - Klikk isosurfacedelen, endre datatypen fra isosurface til isovolum for 3D-analyse ved å klikke isovolumknappen . Dra hastighetsdataene i kommandoen manager for variabler, legg dem til isovolumet for å kontrollere hastigheten på distribusjonen av modellen.
- Klikk på Particle Trace Emitters Tool i hovedmenyen. Merk av for Avansert alternativ for en mer nøyaktig analyse. Velg ønsket visualisering, for eksempel Strømlinjeformede eller Pathlines i opprettingen.
- For dette eksperimentet angir du følgende verdi: Send fra alternativ = Del, Del-ID = 2, Nei. av emittere = 10000, retning = +/-. Opprett og kontroller resultatene over tid.
- Høyreklikk Partikkelsporing-modellen, og klikk Farge etter. Velg hastighetskomponenten for å fargelegge strømlinjeformen med hastigheten.
- Last inn 5D-matrisehastigheten fra trinn 3.1.4 i programvare for flytvisualiseringsanalyse.
- Kvantifisering
- Last inn hastighetsdata (trinn 3.1.4) og segmentert bilde (trinn 3.1.2) på MATLAB. Sett hastigheten utenfor segmenteringsområdet til null. Dette kan enkelt utføres ved å multiplisere segmenterte matrisedata og hastighetsmatrisedata.
- Sjekk om hastighetsdataene har faseinnpakning ved hjelp av Imshow-funksjonen til MATLAB. Inversjon av hastighetsretningen indikerer faseinnpakning.
- Del opp ønsket plan for matrisedataene. Summer alle hastighetsdata i planet og multipliser romlig oppløsning for å beregne strømningshastigheten gjennom planet. Summer alle strømningshastigheter gjennom hele hjertesyklusen og multipliser den tidsmessige oppløsningen for å beregne slagvolumet.
Representative Results
Tre representative klasser av aortaregurgitasjonsmodeller ble fabrikkert, og ett tilfelle uten ventil ble fremstilt for sammenligning (figur 3). Utvidelsesmodellen viste tydelig ufullstendig lukking av ventilbrosjyren på grunn av de mindre brosjyrene. Et hull ble punktert på et av brosjyrene ved hjelp av saks for å etterligne perforeringsmodellen. Et pakningsvedlegg av prolapsmodellen så mindre ut enn de to andre brosjyrene fordi de to kommissærene ble suturert i en posisjon lavere enn den opprinnelige høyden. Det var ingen signifikante forskjeller fra toppvisningen.
Med 3D-hastighetsinformasjonen innhentet over tid ved hjelp av 4D flow MR, ble strømlinjeformede normale og regurgitation jets visualisert under systole og diastole (figur 6). Foroverstrålen var rett i alle modeller bortsett fra perforeringsmodellen. I perforeringsmodellen oppstod en vegg-partisk jet under systole-fasen. Den regurgiterende strålen viste en annen hastighet og form i henhold til AR-klassifiseringen. Ved uten ventil oppstod en samlet forover- og bakoverstrømning. Den regurgitante strålen til dilatasjonsmodellen kom ut fra sentrum og hadde en tendens til å endre retning over tid. Perforerings- og prolapsmodellen regurgitant jet lente seg mot veggen. Topphastigheten til den fremre og regurgitante strålen var 0,28 m/s, -0,29 m/s i modellen uten ventil, 2,03 m/s, -3,53 m/s i dilatasjonsmodellen, 2,52 m/s, -3,13 m/s i perforeringsmodellen og 2,76 m/s, -2,88 m/s i prolapsmodellen.
Figur 7 viser strømningshastigheten for hver ventil og de fremre og regurgitante volumene i et 3D-plan vekk fra ventilbasen. Strømningshastighetene viste ulike bølgeformer og mengder for hver modell. Mengden regurgitasjonsvolum var henholdsvis 51,38 ml, 63,94 ml, 44,76 ml og 30,22 ml for uten ventil-, dilatasjons-, perforerings- og prolapsmodeller. Bias for uten ventil, dilatasjon, perforering og prolapsmodell var -7,04%, -33,21%, 6,75% og 37,04%, sammenlignet med bakken sannhet (48 ml) målt fra pumpeslagvolumet. De positive prosentverdiene angir underestimering, mens de negative prosentverdiene representerer over estimering. Regurgitation fraksjonsfeilen var -7,78%, -6,00%, 0,33% og -11,18% for henholdsvis uten ventil, dilatasjon, perforering og prolapsmodell.
Figur 1: Arbeidsflytdiagram for protokollen. Denne eksperimentelle protokollen består hovedsakelig av modellproduksjon, MR-skanning og dataanalyse. I modellproduksjonstrinnet fremstilles den ytre aortarotmodellen og fire forskjellige typer AR-modeller (uten ventil, dilatasjon, prolaps og perforering). Under MR-skanningen utføres speideravbildning etterfulgt av multi-VENC-skanning og 4D-strømning MR. Dataanalysedelen inkluderer datasortering, bildesegmentering, hastighetsberegning, visualisering og kvantifisering. Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
Figur 2: Skjematisk og utformet akrylmodell av aortaroten (A) Geometrisk karakterisering og parametere for aortarotgeometrien. (B) Aorta rot 3D-modell i flerdimensjonal visning. DA: diameter av sinotubulært knutepunkt (STJ), DO: diameter av annulus, rmax: maksimal sinus diameter, rmin: minimum sinus diameter, LA: høyde på sinus, LB: høyde på STJ. Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
Figur 3: Aorta-regurgitasjonsramme og modell (A) Geometrisk informasjon om aortaventilrammen som brukes til å holde pakningsvedlegget. Hull rundt rammens kropp er der suturlinjen passerer. (B) Eksempel på ePTFE membran suturert ventil. (C) En-face visning av in vitro-modellene : uten ventil, utvidelse, perforering og prolaps fremstilt i denne studien. Pilen angir den skadede låsen. Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
Figur 4: Materiale og fabrikasjonstrinn i ePTFE-pakningsvedlegget. (A) Bruk av 3D-trykte brosjyrer som veiledning, brosjyrer er laget ved hjelp av ePTFE-membran. (B) Tegning, suturering, kutting og festing av ePTFE-ventilen. Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
Figur 5: Fabrikasjonsmetoder for ulike AR-modeller. (A) Dilatasjonsmodell, (B) perforeringsmodell og (C) prolapsmodell. Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
Figur 6: Effektiviser visualiseringen i henhold til aortaoppblomstringstype. En strømlinjeformet visualisering ved systole (venstre for hvert panel) og diastole (høyre for hvert panel) i henhold til aorta regurgitation type. (A) Modell uten ventil (diastol/systole-bildet er det samme på grunn av mangel på ventil), (B) dilatasjon, (C) perforering og (D) prolaps. Systole- og diastoldata ble tatt der innløpshastigheten er den høyeste og den laveste i hjertesyklusen. Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
Figur 7: Strømningshastighet og takvolum. Strømningshastigheten og slagvolumet for (A)-modellen uten ventil-, (B)-dilatasjon, (C) perforering og (D) prolaps. Strømningshastigheten og slagvolumet måles ved planet (solid line) tre-diameter nedstrøms til ventilen annulus. De blå og røde fargene indikerer henholdsvis fremover- og regurgitatingstrømmene. Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
| Forhold (Do= 26 mm) |
DA/Do | LA/Do | LB/Do | rmaks/Do o | rmin/Do |
| 1.24 | 1 | 0.34 | 0.82 | 0.64 |
Tabell 1. Geometriske parametere for aortarotgeometrien vist i figur1.
| Tidsoppløsning | 0,025 ms/40 faser |
| Romlig oppløsning | 2 mm x 2 mm / 0,5 piksler per 1 mm |
| Matrise | 96 x 160 x 26 piksler |
| Skivetykkelse | 2 mm |
| Ekko tid | 2,54 ms |
| Kodingshastighet | 25-330 cm/s |
Tabell 2. 4D Flow MR-sekvensparametere in vitro.
Discussion
Firedimensjonal strømning MR har nylig blitt verifisert av ulike ex vivo - og in vivo-studier som søknad om klinisk rutinemessig bruk14. Ettersom 4D-strømmen MR får 3D-hastighetsinformasjon over hele hjertesyklusen, er en sterk applikasjon en direkte kvantifisering av det valvulære regurgitantvolumet, som konvensjonell 2D Doppler-ekkokardiografi ikke er i stand til å kvantifisere15. In vitro eksperimenter ved hjelp av 4D Flow MR kan gi 3D-strømningshastighet og relaterte hemodynamiske parametere som kan brukes til å undersøke forholdet mellom kardiovaskulær sykdom og hemodynamikk. Til tross for sin lovende evne, er det imidlertid ikke rapportert noen systematiske studier på denne applikasjonen ennå. Dette skyldes muligens mangelen på velkontrollerte in vitro-eksperimenter som etterligner oppblåstheten av tri-brosjyreventilene.
Den siste tidens utvikling i in vitro-studier har gitt mer nøyaktige og realistiske eksperimentelle metoder for å få tilgang til pre- og post-valvulær hemodynamikk16,17. Kombinert med en optisk bildebasert partikkelbilde velocimetry (PIV), var nøyaktig måling og kvantifisering av strømmen rundt ventilen mulig i tidligere in vitro-studier 18. Imidlertid var nøyaktige 3D-strømningsfelt, spesielt for post-valvulær strømning, begrenset på grunn av den ugjennomsiktige modellen og brytningen. På den annen side var 3D-hastighetsmålinger ved bruk av MR også begrenset, da metallkomponenter ikke kan brukes19,20.
Derfor i denne studien introduseres en protokoll for å bygge en strømnings eksperimentell plattform som er MR-kompatibel og svært modifiserbar for å reprodusere ulike kliniske scenarier av valvulære sykdommer. ePTFE-membranen brukes til å etterligne trikuspidventilen uten metallkomponenter, da den har blitt mye brukt som ventil og vaskulært graftmateriale på grunn av sin høye strekkfasthet og kjemiske motstand 17,21,22. Basert på ePTFE-filmer har tre forskjellige opprinnelser av AR blitt reprodusert (dilatasjon, perforering og prolaps) samt en modell uten ventil for sammenligning. Det neste viktige trinnet i denne eksperimentelle flytprotokollen er MR-avbildning og kvantifisering. En motorstyrt stempelpumpe som kan simulere aortablodstrømbølgeformene, brukes til å generere en fysiologisk strømningsbølgeform gjennom strømningskretssystemet. Detaljer om strømningspumpen finnes i forrige studie23. Siden denne studien også tar sikte på å validere nøyaktigheten av 4D-strømmen MR i strømningskvartifisering, velges alle bildeparameterne basert på den forrige studien som oppsummerer parametrene som kan brukes i den kliniske rutinen24. Siden MR-systemet inneholder iboende feil på grunn av ufullkommenheter som virvelstrømmer og ikke-lineæritet i magnetfeltet25, brukes bakgrunnskorrigeringsstrategien før den faktiske datakvartifiseringen som beskrevet i trinn 3.1.3.
Den håndlagde aorta-regurgitasjonsmodellen som ble foreslått i denne studien, viste lignende hemodynamiske egenskaper ved regurgitant jet i henhold til modellklassifisering som tidligere studier rapporterte26,27. Den lukkede formen var symmetrisk, og en rett stråle skjedde i midten av ventilen i dilatasjonsmodellen. En bakre rettet eksentrisk jet vises på grunn av cusp skade i perforeringsmodellen. Delvis prolaps av ventilen viser en stråle hvis retning var bøyd fra den skyldige koppen på grunn av begrenset mobilitet. Det aorta-regurgitasjonsvolumet som ble direkte målt ved hjelp av 4D-strømnings-MR-en, ble overvurdert i uten ventil- og dilatasjonsmodellen, mens den i stor grad ble undervurdert i prolapsmodellen sammenlignet med bakkens sannhet. Men da den regurgitante fraksjonen ble beregnet, var den største skjevheten bare 11% i prolapsmodellen. Dette indikerer sterkt at ikke bare den regurgitante strømmen, men også den normale aortastrålen ble påvirket av MR-skanningen. På gjeldende stadium ble individuelle skanneparametere ikke optimalisert for hver AR-modell. En fremtidig systemisk parameterstudie kan forbedre nøyaktigheten av regurgitant volummåling. Alternativt er bruken av regurgitantfraksjon mer robust da den avbryter de iboende feilene i 4D-strømning MR, men er også klinisk mer relevant enn bare å måle det absolutte regurgitantvolumet.
Til slutt antyder denne studien en MR-kompatibel in vitro flow eksperimentell modell som er svært modifiserbar for å simulere ulike typer AR. Også nøyaktigheten av AR-volummåling ved hjelp av 4D-strømning MR ble sammenlignet. Begrensningen av denne studien er at bevegelsen av aortaventilen ikke ble simulert, noe som kan påvirke den faktiske utviklingen av regurgitantstrålen. I tillegg kan den delvise volumeffekten og den tidsmessige gjennomsnittsarten til 4D-flow MR begrense nøyaktigheten av strømningsmålingen, spesielt med tanke på det høye dynamiske hastighetsområdet i strålen og omgivelsene. Derfor er det nødvendig med ytterligere systematisk parameterstudie.
Disclosures
Forfatterne har ingenting å avsløre.
Acknowledgments
Denne forskningen ble støttet av Basic Science Research Program gjennom National Research Foundation of Korea, som er finansiert av Kunnskapsdepartementet (2021R1I1A3040346, 2020R1A4A1019475, 2021R1C1C1003481 og HI19C0760). Denne studien ble også støttet av 2018 Research Grant (PoINT) fra Kangwon National University.
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| 3D modeling software(SolidWorks) | Dassault Systèmes SolidWorks Corporation | Waltham, MA, USA | |
| 3D printer | Zortrax S.A. | the construction of a three-dimensional object from a CAD model or a digital 3D model,(zortrax m200 plus, Zortrax S.A.,Olsztyn, Poland) | |
| Dicom sort | Open source software | Jonathan Suever, Software Engineer | |
| Ensight | Ansys | Flow visualization software (Canonsburg, PA, USA). | |
| Expanded Polytetrafluoroethylene(ePTFE) | SANG-A-FRONTEC | Medical membrane (ePTFE,SANG-A-FRONTEC, Incheon, korea) | |
| Itk snap software | Open source software | GNU General Public License, | |
| MATLAB | MathWorks | Natick, MA, USA | |
| MRI | Siemens | 3T, Erlangen, Germany | |
| Scissors | Scanlan International Inc | n43 1765 | 7007-454, Scanlan International Inc., Saint Paul, USA |
| Suture | AILEE | NB530 | Ailee, Polyamide suture, UPS 5-0 |
References
- 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).
- Bekeredjian, R., Grayburn, P. A. Valvular heart disease: aortic regurgitation. Circulation. 112 (1), 125-134 (2005).
- 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).
- 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).
- 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).
- 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).
- 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).
- 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).
- 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).
- 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).
- 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).
- Fallahiarezoudar, E., Ahmadipourroudposht, M., Yusof, N. M. Geometric modeling of aortic heart valve. Procedia Manufacturing. 2, 135-140 (2015).
- Computational Engineering International. EnSight User Manual for Version 10.2. Computational Engineering International, Inc. , (2017).
- 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).
- 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).
- 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).
- 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).
- 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).
- 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).
- Hargreaves, B., et al.
- 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).
- Ebnesajjad, S. Expanded PTFE applications handbook: Technology, manufacturing and applications. , William Andrew. (2016).
- 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).
- Dyverfeldt, P., et al. 4D flow cardiovascular magnetic resonance consensus statement. Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance. 17 (1), 1-19 (2015).
- 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).
- 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).
- 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).
