Summary
Is er hernieuwde belangstelling voor het ontwikkelen polymeer kleppen. Hier, de doelstellingen zijn om de haalbaarheid van het wijzigen van een commerciële impuls duplicator aan tri-folder geometrieën tegemoet en een protocol te definiëren polymeer ventiel hydrodynamische gegevens te presenteren in vergelijking met autochtone en kunstklep data onder bijna-identieke omstandigheden verzameld demonstreren.
Abstract
Beperkingen van de momenteel beschikbare kunstkleppen, xenografts en homografts hebben geleid tot een recente heropleving van de ontwikkelingen op het gebied van de tri-folder polymeer ventiel prothesen. Echter, de identificatie van een protocol voor de eerste evaluatie van de polymeer ventiel hydrodynamische functionaliteit staat voorop tijdens de vroege stadia van het ontwerpproces. Traditionele in vitro puls duplicator systemen zijn niet geconfigureerd om flexibel tri-folder materialen geschikt, daarnaast beoordeling van polymeer ventiel functionaliteit moet worden gemaakt in een relatieve context aan inheemse en prothetische hartkleppen onder identieke testomstandigheden zodat variabiliteit in de metingen van verschillende instrumenten kunnen worden vermeden. Daarom voerden wij hydrodynamische beoordeling van i) natuurlijke (n = 4, gemiddelde diameter D = 20 mm), ii) bi-leaflet mechanische (n = 2, D = 23 mm) en iii) polymeer kleppen (n = 5, D = 22 mm) door het gebruik van een in de handel verkrijgbaar systeem voor reproductie puls (ViVitro LabsInc, Victoria, BC) die werd gewijzigd om tri-folder klep geometrieën tegemoet. Tri-folder siliconen kleppen ontwikkeld aan de Universiteit van Florida bestaat uit het polymeer ventiel groep. Een mengsel in de verhouding 35:65 glycerine water werd gebruikt om bloed fysische eigenschappen bootsen. Ogenblikkelijk debiet gemeten bij het grensvlak van de linker ventrikel en aorta eenheden terwijl de druk werd geregistreerd bij de ventriculaire en aorta posities. Bi-folder en inheemse klep gegevens uit de literatuur werd gebruikt om de stroom en druk metingen te valideren. De volgende hydrodynamische metrics werden gemeld: forward flow drukval, aorta root mean square forward debiet, aorta sluiten, lekkage en regurgitant volume, transaortale sluiten, lekkage, en de totale energie verliezen. Representatieve resultaten gaven aan dat hydrodynamische metrieken uit de drie kraangroepen succes zou kunnen worden verkregen door het opnemen van een custom-built assemblage in een commercieel beschikbare puls systeem voor reproductie en subsequently, objectieve vergelijking met inzichten over de functionele aspecten van het polymeer klepontwerp bieden.
Introduction
Hartklepaandoeningen vaak het gevolg van degeneratieve ventiel verkalking 1, reumatische koorts 2, endocarditis 3,4 of aangeboren afwijkingen. Als afsluiter schade ontstaat, waardoor stenose en / of regurgitatie klepverzakking en kan niet operatief worden hersteld, wordt de inheemse klep meestal vervangen door een kunstklep. Momenteel beschikbare opties omvatten mechanische kleppen (kooi-kogelafsluiters, kantelen schijf kleppen, enz.), Homograft en bioprothetische kleppen (varkens en runderen kleppen). Mechanische kleppen zijn vaak aanbevolen voor jongere patiënten op basis van hun duurzaamheid, maar de patiënt is vereist op antistollingsbehandeling te voorkomen trombotische complicaties 5 te blijven. Homograft en biologische kunstkleppen zijn effectieve keuzes te bloedverdunner therapie te voorkomen geweest, maar deze kleppen hebben verhoogd risico op fibrose, verkalking, degeneratie, en immunogeen complicaties die leiden tot ventiel falen 6. Tissue-engineered kleppen worden onderzocht als een opkomende technologie 7-9, maar er blijft nog veel te worden ontdekt. Alternatief duurzaam, biocompatibel, prothetische kleppen nodig om de kwaliteit van leven van de hartklep ziekte patiënten. Nogmaals, kan deze klep ontwerp vervangt de bioprothese gebruikt in transkatheterklep technologie, met transcatheter benaderingen tonen het potentieel voor het transformeren van de behandeling van geselecteerde patiënten met ziekte van de hartklep 10.
Zoals aangegeven door de huidige normen, moet een succesvolle hartklep vervangende de volgende prestatiekenmerken: "1) laat forward flow met aanvaardbaar klein gemiddelde drukverschil druppel; 2) voorkomt retrograde stroom met aanvaardbaar klein oprispingen; 3) weerstaat embolisatie; 4) weerstaat hemolyse; 5) weerstaat stolselvorming; 6) is biocompatibel, 7) is compatibel met de in vivo diagnostische technieken; 8) is leverbaar en implanteerbare in het doelbevolking, 9) vast blijft eenmaal geplaatst, 10) een aanvaardbare geluidsniveau, 11) heeft reproduceerbare functie, 12) zijn functionaliteit behoudt een redelijke levensduur, in overeenstemming met de generieke klasse; 13) handhaaft de functionaliteit en steriliteit voor een redelijke plank life vóór implantatie. '11. Sommige van de tekortkomingen van bestaande klepprothesen kan mogelijk worden opgelost door een polymeer klep. biocompatibel polymeren beschouwd topkandidaten basis van biologische stabiliteit, anti-hydrolyse, anti-oxidatie en voordelige mechanische eigenschappen zoals hoge sterkte en visco-elasticiteit. Met name kunnen elastomere polymeren materiaalvervorming lijken natieve klep dynamiek verschaffen. Elastomeren worden aangepast aan zacht weefsel eigenschappen nabootsen en kunnen de enige kunstmatige materialen beschikbaar die bio-tolerant en dat de gekoppelde kan weerstaan, in vivo, vloeistof-geïnduceerde, buig-en trekspanningen, maar toch, bewegen op een manier die lijkt op gezonde,inheemse klep beweging. Bovendien kunnen elastomeren massa geproduceerd in verschillende maten, opgeslagen met gemak, verwacht kosteneffectief apparaten en kan structureel worden aangevuld met vezelversterking.
Het concept van het gebruik van polymere materialen om een tri-folder afsluiter monteren is niet nieuw en is het onderwerp geweest van een aantal onderzoeks-onderzoeken in de afgelopen 50 jaar 12, die grotendeels te wijten aan beperkte klep duurzaamheid werden verlaten. Echter, met de komst van nieuwe fabricagemethoden 13,14, versterking van polymeermaterialen 15,16 en potentieel naadloze integratie polymeer ventiel produkten met transkatheterklep technologie, is er recentelijk een hernieuwde interesse en activiteit in ontwikkeling polymeer kleppen als een mogelijk geweest alternatief voor beschikbare commerciële kleppen. In dit licht is een protocol voor het inschakelen van het testen van deze kleppen om hydrodynamische functionaliteit beoordelen is de eerste stapin het evaluatieproces; nog commercieel beschikbare puls simulator systemen over het algemeen niet uitgerust om tri-folder klepontwerpen tegemoet te komen en bevatten een ringvormige tussenruimte aan commercieel beschikbare hartkleppen (bijv. kantelen schijf, bi-folder mechanische hartkleppen) plaatst. Ten tweede, polymeer kleppen zijn een opkomende technologie waarvan de hydrodynamica kan alleen worden beoordeeld in een relatieve context. Hoewel natieve hartklep druk en debiet gegevens beschikbaar, is het belangrijk te testen eigen aortische kleppen varkens, die biologisch op humane kleppen voeren met dezelfde pulserende simulator die wordt gebruikt om het polymeer kleppen dient te evalueren om rekening te houden waarderingsverschillen die kan zijn systeem afhankelijk. Dus het doel van deze studie was om aan te tonen hoe een commercieel verkrijgbaar puls simulator kan worden uitgerust met een samenstel tri-bijsluiter klep constructen vangen en polymeer klep hydrodynamische metrics in relatieve cont systematische evaluatieext in vergelijking met mechanische en inheemse varkens hartklep tegenhangers. In ons geval, nieuwe tri-folder siliconepolymeer kleppen eerder ontwikkeld aan de Universiteit van Florida 13 omvatte het polymeer ventiel groep.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
1. Voorbereiding
- Ontwerpen en fabriceren van een samenstel van een tri-folder afsluitergeometrie tegemoet. Dit zal ten minste met een klep houder hechtdraad in de klepbladen en een buis om de klep houder en de omliggende accessoires huisvesten aan de vast te zetten op de pols systeem voor reproductie. In ons geval hebben we gebruik gemaakt van een commercieel beschikbare puls systeem voor reproductie beschikbaar van ViVitro Labs Inc (Victoria, BC). Klephouder ontwerp evenals voor en na montage configuraties zijn afgebeeld in figuur 1.
- De hele lus zal moeten voorafgaand aan gebruik worden geprepareerd. Dit omvat twee stappen: i) het reinigen van het gehele lussysteem met zeepoplossing en water, inclusief het vervangen van aangetaste buizen voor gebruik en ii) de kalibratie van instrumenten die de lus, namelijk de pomp wordt gebruikt, is de stromingsonde en de drukopnemers (gewoonlijk gemeten atriale en ventriculaire aorta locaties). Kalibratie kan initially worden uitgevoerd met 1% zoutoplossing en moet worden herhaald voorafgaand aan het gebruik bloed analoge glycerine oplossing.
2. Inheemse Aortaklep Dissection
- Krijgen 4 verse varken harten met de aorta intact uit een USDA goedgekeurde slachthuis (Institutional Animal Care en gebruik Comite (IACUC) goedkeuring kan nodig zijn). In ons geval werd onze dissectie protocol goedgekeurd door de IACUC aan de Florida International University (Protocol Goedkeuring nummer: 11-020). Het hart spoelen met gedemineraliseerd water en plaats het in een bakje gevuld met de 1% antimycotisch / antibiotica en steriele fosfaat gebufferde zoutoplossing (PBS)-oplossing en het vervoer op het ijs om de hydrodynamische testlaboratorium.
- Plaats harten in een dissectie pan en verwijder voorzichtig het hartzakje. Positioneer het hart zodanig dat ventrale zijde naar u toe. Visueel inspecteren en identificeren van de vier kamers van het hart en zoek de aortaboog op de intacte aorta.
- Scheid het hart in two helften door dwars door horizontaal op ongeveer 0,75 in onder de annulus, dwz de verbinding tussen de aorta en de linker hartkamer. Isoleren van de intacte aorta nog aan de linker ventrikel weefselsegment zorgvuldig.
- Onderzoek de aortaklep in de aortawortel, het gebied tussen de omhooggaande aorta en de onderste ring, zodat er geen schade of tekenen van calcificatie.
- Splits de aorta ~ 1 hierboven de annulus en scheid de linker ventrikel weefselsegment onder de annulus van de aortaklep (figuur 2a) te isoleren.
3. Polymeer en Inheemse Valve Hechten Process
- Plaats de hartklep in de klephouder zodanig dat de basis van elke klep uitgelijnd met de basis van de functionaris. Zet de klep op zijn plaats bij elke post tijdelijk met een paperclip, maar wees voorzichtig dat u de commissuren of de knobbels beschadigen.
- Plaats de hechtdraad in denaald. Begin hechten aan de onderkant van de klephouder door het passeren van de naald door het eerste gat, van buiten naar binnen, zodat de naald gemakkelijk kan worden getrokken uit de bodem. In een looping mode, start hechten van de klep verticaal op de berichten van de klep houder.
- Voortgang hechten (figuur 2b) langs de omtrek van de houder en veilig extra hechting rond de uiteinden van de houder posten. Paperclips (figuur 2c) kan worden verwijderd wanneer de klep volledig vastgezet met hechtingen aan de posten 3 en aan de omtrek van de klephouder (Figuren 2d en 2e).
4. Hydrodynamische Evaluatie
Opmerking: de protocol zal variëren afhankelijk van de specifieke impuls systeem voor reproductie gebruikt. Alle informatie caontained hier gebruikt de ViVitro Pulse Duplicator Sysytem (ViVitro Labs, Inc, Vancouver, BC).
- Bi-leaflet valve
- Set hartslag van pulse systeem voor reproductie tot 70 slagen / min.
- Selecteer een golfvorm van de pomp (in het geval van het systeem ViVitro de golfvorm S35 gekozen voor hydrodynamische tests) rijden. De specifieke golfvorm gebruikt in onze experimenten wordt toegelicht door Lim et al.. (2001) 17.
- Zet de versterker en zuigerpomp. Opwarmen gedurende 15 minuten.
- Place bi-bijsluiter klep (figuur 2f) in de aortaklep.
- Uitstrijkjes vacuüm vet op alle kruispunten van het apparaat waarop lekkages kunnen optreden.
- Giet glycerine / zoute vloeistof in de atriale compartiment. Merk op dat het pulserende duplicator systeem draait op 2 L van vloeistof met: 35% / 0,7 L glycerine en 65% / 1.3 L van de zoutoplossing. De zoutoplossing wordt bereid met keukenzout goed opgelost in gedeïoniseerd water bij een concentratie van 9 mg / ml (gewicht / volume).
- Zet de stroomomzetter die is geplaatst in de aortaklep.
- Kalibreren the pomp.
- Ga verder met de stroomomzetter kalibratie gevolgd door de druksensoren. Net zoals bij de pomp, volgt u gewoon de instructies van de ViVitest software (ViVitro Labs Inc) voor elke stroomsnelheid en druk onder het tabblad kalibreren.
- Nadat de kalibratie is voltooid, start de pomp bij een laag toerental totdat de vloeistof vult de aorta compartiment. Controleer op lekkage. Gebruik extra vacuüm vet indien nodig.
- Draai de twee stop-hanen (aorta en ventriculaire transducers) tot stand te openen.
- Verhoog het toerental van de pomp totdat het slagvolume 80 ml / slag bereikt.
- Toestaan dat het systeem te lopen voor 10 min, totdat stroom gestabiliseerd is. Flow stabilisatie kan worden geverifieerd door het observeren van de stroom en druk golfvormen weergegeven op het scherm. Lage tot geen variatie tussen cycli is een goede indicator van het systeem stabiliseren.
- In de ViVitest software selecteert verwerven modus.
- Klik op het verzamelen van 10 cycli.
- Uit de analyse van de modus, clik op tafel en sla het bestand op. Ook bespaart een beeld van de golfvormen met behulp van de optie foto-snap in ViVitest.
- Inheemse en Polymer kleppen
- Voor polymeer en dierlijke kleppen, volgt u dezelfde stappen 3.1.1 - 3.1.3 van de bi-folder instructies voor de afsluiter.
- Plaats de klep houder met de gehecht klep in de glazen buis van de op maat gemaakte montage. Sandwich de buis met de bovenste en onderste stukken en beveiligd-plaats met laterale schroeven en moeren.
- Plaats de montage tussen de aorta-kamer en de originele aortaklep houder.
- Ga verder met de stappen 3.1.5 - 3.1.16 van de bi-folder instructies voor de afsluiter.
5. Nabewerking
- Flow en druk golfvormen
- De gemiddelde verzameld voor elk van de golfvormen verzameld, namelijk aortadruk (AP), ventriculaire druk (VP), en de stroomsnelheid (Q) gegevens.
- Voor elke klep (polymeer, varkens ntieve aortaklep en bi-folder), plot de bijbehorende AP, VP en Q versus de tijd relaties op hetzelfde perceel.
- Voor de AP, superimpose normale, inheemse aortaklep 18, en bi-leaflet kunstklep 19 kavels uit de literatuur voor validatie doeleinden.
- Hydrodynamische metrics
- Voor elke klep getest, moet de volgende hydrodynamische metrieken worden berekend: a) Aanvoer drukval en maximale transvalvular druk (TVP), b) de aorta root mean square (RMS) forward debiet, c) aorta forward flow, sluiten, lekkage en totale regurgitant volume, d) ventiel einde openingsgebied (EOA), e) transaortale forward flow, sluiten, lekkage en totale energie verliezen.
- Aanvoer drukval wordt berekend op basis van TVP lezingen en kan worden onderverdeeld in 3 tijdsintervallen, P: interval dat begint en eindigt met 0 TVP, F: interval met forward flow en H: interval beginnend met 0 TVP en eindigend met 0 flow. Maximale TVP is de maximum drukgradiënt opgenomen over de klep van de aorta en ventriculaire drukmetingen.
- De RMS-forward debiet (Q rms) biedt een nuttige maatstaf voor het kwantificeren van de omvang van de forward debiet als volgt:
Waar 'n' is het totale aantal tijdstippen verzameld, 'Qi' is het ogenblikkelijk debiet meting verzameld om 'i'. - De aorta vooruit, sluiten en lekkage volumes worden berekend op basis van de volgende tijdsintervallen, Forward: begin van voorwaartse stroom door de klep (t o), aan het einde van de forward flow (t 1); Sluiting: van t 1 tot aan de instantie van klepsluiting (t2) Lekkage van t2 tot het einde van de hartcyclus (t3). Totale regurgitant volume is simpelweg de som van closing en volumes lekkage.
- De EOA gebaseerd op bloed eigenschappen kunnen worden berekend voor de 3 intervallen, P, F en H van het gemiddelde TVP gedurende elk van deze periodes als 20:
- Energieverliezen zijn gedefinieerd als volgt 21:
- Voor elke klep getest, moet de volgende hydrodynamische metrieken worden berekend: a) Aanvoer drukval en maximale transvalvular druk (TVP), b) de aorta root mean square (RMS) forward debiet, c) aorta forward flow, sluiten, lekkage en totale regurgitant volume, d) ventiel einde openingsgebied (EOA), e) transaortale forward flow, sluiten, lekkage en totale energie verliezen.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
Representatieve stroom en druk golfvormen worden getoond in Figuren 3, 4 en 5. De kavels werden gemiddeld over de steekproefgrootte van de kleppen getest voor elke groep, die was, n = 5, 4, en 2 kleppen voor polymeer, inheemse varkens en bi-folder groepen, respectievelijk. De gemiddelde hydrodynamische metrics en de standaardafwijking van het gemiddelde voor deze steekproefomvang worden weergegeven in Tabel 1.
Figuur 1. (A) Schematische voorstelling van de ViVitro puls systeem voor reproductie toont de primaire componenten die een Windkessel model voor fysiologisch relevante stromen (figuur hier gepresenteerd met toestemming van ViVitro Systems, Inc, BC, Canada) te implementeren. (B) prototyped ventielhouder configuratie Rapid te hechten en te beveiligen siliconen of inheemse varkens kleppen in-place. (C) Modification van de ViVitro pulserende lus aan tri-folder klep constructen tegemoet. Klik hier om een grotere afbeelding te bekijken .
Figuur 2. (A) Inheems varkensklep. (B) Bovenaanzicht van polymere klepbladen. (C) Zijaanzicht van polymeer ventiel na het hechten en beveiligen in-plaats binnen de klep-houder. (D) Saint Jude bi-leaflet mechanische klep. Klik hier om een grotere afbeelding te bekijken .
Figuur 3. Bedoel momentane debieten van de 3 kleppen getest (n = 5, 4, en 2 kleppen voor polymeer, inheemse varkens een d bi-bijsluiter, respectievelijk). Debiet werd gemeten met een elektromagnetische debietmeter aangesloten op een niet-invasieve stroming probe geplaatst op het grensvlak locatie van het ventrikel en aorta kamers (zie figuur 1a). hier grotere afbeelding te bekijken .
Figuur 4. Gemiddelde momentane ventriculaire druk van de 3 geteste ventielen (n = 5, 4, 2 en kleppen voor polymeer inheemse varkens en bi-bijsluiter, respectievelijk). Ventriculaire druk werd gemeten in het ventrikel kamer met behulp van een micro-tip druksensor. Bovenop literatuur ventriculaire drukwaarden voor natieve en bi-bijsluiter kleppen (diameter: 29 mm) werden verkregen van 18 en 19.fig4large.jpg "target =" _blank "> Klik hier om een grotere afbeelding te bekijken.
Figuur 5. Momentane gemiddelde aortadruk van de 3 geteste ventielen (n = 5, 4, 2 en kleppen voor polymeer inheemse varkens en bi-bijsluiter, respectievelijk). Aortadruk was net stroomafwaarts gemeten vanaf de aortaklep positie met behulp van een micro-tip druksensor. Gesuperponeerd literatuur aortadruk literatuur waarden voor autochtone en bi-folder (Diameter: 29 mm) kleppen werden verkregen van 18 en 19, respectievelijk. Klik hier om een grotere afbeelding te bekijken .
| Bi-leaflet (n = 2) | (Polymer n = 5) | Varkens (n = 4) | ||||
| Gegevens Beschrijving | Betekenen | SEM | Betekenen | SEM | Betekenen | SEM |
| Aorta Orifice Area [P] (cm2) | 3.143 | 2.697 | 2.920 | 1.306 | 2.516 | 1.258 |
| Aorta Orifice Area [F] (cm2) | 7,940 | 1.286 | 4,613 | 2.063 | 3.975 | 1.988 |
| Aorta Orifice Area [H] (cm2) | 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 druk (mmHg) | 15,850 | 12.400 | 60,930 | 20,470 | 75.250 | 17,470 |
| Aorta RMS Forward Flow Rate [P] (ml / sec) | 88,280 | 11.110 | 162,120 | 24,970 | 189,080 | 32,610 |
| Aorta RMS Forward Flow Rate [F] (ml / sec) | 193,570 | 3.820 | 204,560 | 6.680 | 177,310 | 2.630 |
| Aorta RMS Forward Flow Rate [H] (ml / sec) | 197,790 | 0.630 | 174,760 | 11,530 | 182,680 | 3.160 |
| Aorta Vooruit Volume (ml) | 68,180 | 6.430 | 55,390 | 3.660 | 64,200 | 1.750 |
| Aorta Closing Volume (ml) | 62,260 | 0.860 | 32.990 | 9,820 | 45,260 | 11.990 |
| Aorta Lekkage Volume (ml) | 60,140 | 3.470 | 33,090 | 9,220 | 56,130 | 11,260 |
| Totaal regurgitant Volume (ml) | 122,400 | 4.320 | 66,080 | 17.200 | 101,390 | 23,160 |
| Transaortale Forward Flow Energy Loss (mJ) | 80,321 | 4.65 | 115,287 | 17,354 | 184,325 | 12,354 |
| Transaortale Closing Energy Loss (mJ) | 25,231 | 0.589 | 29.52 | 6,872 | 12,354 | 4,874 |
| Transaortale Lekkage Energy Loss (mJ) | 87,219 | 13,242 | 84.02 | 12,205 | 97,029 | 25,047 |
| Transaortale Total Energy Loss (mJ) | 192,771 | 23.51 | 228,827 | 47,254 | 293,708 | 36,483 |
Tabel 1. Gemiddelde en standaard error van het gemiddelde (SEM) hydrodynamische metrieken berekend voor de hartkleppen getest (n = 5, 4, en 2 kleppen voor polymeer, inheemse varkens en bi-folder, respectievelijk). De volgende intervallen dient te worden opgemerkt: P: interval dat begint en eindigt met 0 TVP, F: interval met forward flow en H: interval beginnend met 0 TVP en eindigend met 0 flow. Gemiddelde diameter van de kleppen als volgt: Polymer klep (n = 5): 22 mm; inheemse varkensklep (n = 4): 20 mm; bi-folder (n = 2): 23 mm. Kleine steekproef voor bi-folder afsluiter was vanwege de beperkte samples beschikbaar voor onderzoeksdoeleinden, de twee bi-folder kleppen getest werden eerder gedoneerd aan de faculteit Biomedische Technologie aan de Florida International University door Saint Jude Medical (Saint Paul, MN).
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
In deze studie hebben we aangetoond dat de bruikbaarheid van het wijzigen van een in de handel verkrijgbaar pulserende duplicator unit aan tri-folder klep geometrieën tegemoet zodat hydrodynamische testen van polymeer en inheemse varkens afsluiters kunnen worden uitgevoerd. Specifiek in ons geval, het systeem gemodificeerd was een ViVitro linker hart en systemische simulator systeem (figuur 1a) bediend via het ViViTest data-acquisitiesysteem (ViVitro Systems, Inc, Victoria, BC, Canada). Echter, het systeem is niet anders verscheidene in vitro, pulserende stroom lussen die alle gebruik van een tweecomponenten Windkessel model te stromen en drukgolfvormen van belang na te bootsen de menselijke circulatie 22-25. Deze twee-componenten Windkessel systemen bestaan gewoonlijk uit een pulserende pomp, een compliance kamer die de uitrekbaarheid van de slagaders nabootst, en een perifere weerstand controller die kan worden gebruikt om de weerstand te regelen. De vergelijking die de twee-compone beschrijftnt Windkessel model is: 
waarbij C de naleving, de weerstand R, Q (t) de volumetrische stroomsnelheid als een functie van tijd en P is de arteriële druk (bijvoorbeeld hetzij in de longslagader en aorta). In deze context, zijn wij van mening dat een soortgelijke wijziging kan worden aangebracht in tri-bijsluiter kleppen in andere pulsvormige simulatoren geschikt ook. Specifiek in ons geval, een tri-folder klepsamenstel de aortaklep locatie, een samenstel voornamelijk acrylaat (PMMA) karkas met een snelle prototype klephouder bevatte en gehecht tri-bijsluiter klep (figuur 1b en 1c) kon huisvesten eenvoudig te integreren en uit de primaire ViVitro systeem. Hydrodynamische testen werd vervolgens uitgevoerd vergelijkbaar met andere studies uitgevoerd door Baldwin et al. 26.en Wang et al.. 25 Instantaneous stroomsnelheid werd gemeten met een elektromagnetische debietmeter (figuur 3). Real-time meting van druk werd opgenomen in de ventriculaire leiding en locatie met micropunt transducers op een ingestelde hartslag van 70 slagen / min (figuren 4 en 5). Testvloeistof was een bloed-analoog vloeistof, omvattende gedeïoniseerd water glycerine in een 65% tot 35% verhouding en 9 g / L NaCl, nabootsen bloedviscositeit (~ 3.3 cP).
We aanvankelijk getest een mechanische bi-folder klep en de verkregen gemiddelde drukgolf formulieren werden vergeleken met de waarden uit de literatuur 19. Sommige ventrikeldruk variabiliteit werd waarschijnlijk door waargenomen dat verschillende pomp mechanismen om vloeistofstroming evenals geometrie en specifieke instellingen van verschillende pulse duplicator systemen zoals de grootte van de ventriculaire kamer, specifieke klep nabootsen van de mitralisklep locatie rijden, hartslag gekozen, Fysiologische stroom golfvorm geselecteerd, enz. Aan de andere kant, de golfvormen aorta bleken zeer vergelijkbaar en systeemonafhankelijk. Deze oefening werd herhaald voor autochtone varkens kleppen en weer, grotere variabiliteit in ventriculaire druk werd waargenomen bij het vergelijken van onze resultaten aan de literatuur 18. Het is echter belangrijk op te merken dat in ons systeem, momentane debieten evenals zowel ventriculaire en aorta druk waren vergelijkbaar, ongeacht de klep die werd getest, dwz polymeer en inheemse met montage of bi-folder zonder montage. Deze oefening is belangrijk te voeren omdat moet men zorgen dat wijzigingen van het systeem voor reproductie van een samenstel niet aanzienlijk lokale stroom en / of drukomstandigheden wijzigen. Anderzijds deze resultaten aan dat als middel systeemvalidatie ten minste vergelijkbare aorta druk moeten worden afgeleid over puls duplicator platforms of klep getest. De interpretatie vande hydrodynamische variabelen zelf is een kwestie van individuele polymeer klepontwerp bijzonderheden. Normen zoals ISO (International Organization for Standardization) 5840 gebruikt bij de evaluatie van de hartklep prothesen kan dienen als leidraad voor de verschillende parameters die geassocieerd worden met het polymeer ventiel geometrie, fabricage en materiaal eigenschappen te beoordelen. Deze parameters kunnen worden geoptimaliseerd en hydrodynamische testen vervolgens herzien om te waarborgen dat de standaards die nodig FDA indiening voldaan.
Bijvoorbeeld, in onze polymeer kleppen, vergelijkbaar energieverlies en lagere volumes regurgitant versus natieve en bi-bijsluiter kleppen zonder aanvaardbare werkbelasting op de linker ventrikel 21 en efficiënt klepsluiting (tabel 1). De afsluitende dynamiek resulteerde in een relatief hogere polymeer klep maximum TVP gradient (versus bi-bijsluiter kleppen), die in ons geval, vereist verdere mechanische evaluatie siliconenmateriaal dat onsed de kleppen fabriceren zodat de hogere spanning veroorzaakt geen bijsluiter breuk en dat er voldoende veiligheidsfactor kan worden ingevoerd. Concluderend hebben we aangetoond dat een samenstel bestaande uit een wooneenheid glazen buis en een klep houder kan worden vervaardigd volgens tri-folder structuren zoals polymeer kleppen die kunnen worden gehecht in plaats tegemoet. Vergelijkende debiet en de druk golfvormen over inheemse, prothetische en polymeer kleppen die worden ontwikkeld moeten worden verkregen. Ten tweede moeten de druk golfvormen te worden gevalideerd met literatuur waarden. Een beperking van onze aanpak is dat ventriculaire golfvormen zijn puls systeem voor reproductie specifieke en zijn waarschijnlijk verschillen zien, maar aortadruk golfvormen moeten vergelijkbaar zijn tussen platforms of afsluiter wordt getest of er voldoende klep functionaliteit aanwezig zijn. Een toekomstige richting van dit werk is het verder optimaliseren van het polymeer ventiel materiaal, productieproces en geometrie. Hydrodynamica testen Will vervolgens herhaald onder identieke omstandigheden om te bepalen of functionele verbeteringen kwantitatief worden waargenomen door het vergelijken van de huidige en de vorige hydrodynamische metriek berekend.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Disclosures
De auteurs hebben niets te onthullen.
Acknowledgments
Een subsidie zaad van de Universiteit van Florida - College of Medicine is dankbaar erkend. Graduate studies (Manuel Salinas) werden ondersteund door een minderheid kansen in biomedische onderzoeksprogramma's - research initiatief voor wetenschappelijk enhancement (MBRS-RISE) fellowship: NIH / NIGMS R25 GM061347. Financiële steun van de Wallace H. Coulter Foundation door Florida International University, wordt Biomedical Engineering Department ook dankbaar erkend. Tot slot, de auteurs danken de volgende leerlingen voor hun hulp tijdens de verschillende fasen van de experimentele proces: Kamau Pier, Maleachi Suttle, Kendall Armstrong en 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).
