Summary
Det har blitt fornyet interesse i å utvikle polymer ventiler. Her målene er å demonstrere gjennomførbarheten av å endre en kommersiell puls duplikator å imøtekomme tri-brosjyre geometri og å definere en protokoll for å presentere polymer ventil hydrodynamiske data i forhold til innfødte og protese ventil data samlet under nesten identiske forhold.
Abstract
Begrensninger av tilgjengelige kunstige hjerteklaffer, xenografts og homografts har bedt om en fersk oppblomstring av utviklingen i området av tri-brosjyre polymer ventil proteser. Imidlertid er identifisering av en protokoll for første vurdering av polymer ventil hydrodynamisk funksjonalitet viktig i den tidlige fasen av designprosessen. Tradisjonell in vitro puls duplikator systemer er ikke konfigurert til å imøtekomme fleksible tri-brosjyre materialer, i tillegg må vurderingen av polymer ventil funksjonalitet som skal gjøres i en relativ sammenheng til morsmålsopplæring og protese hjerteklaffer under like testforhold slik at variasjon i målingene fra ulike instrumenter kan unngås. Følgelig, gjennomførte vi hydrodynamisk vurdering av i) naturlige (n = 4, midlere diameter, D = 20 mm), ii) bi-heftet mekanisk (n = 2, D = 23 mm), og iii) polymer ventiler (n = 5, D = 22 mm) for eksempel ved bruk av et kommersielt tilgjengelig puls duplikator system (ViVitro LabsInc, Victoria, BC) som ble endret for å imøtekomme tri-brosjyre ventil geometrier. Tri-brosjyre silikon ventiler utviklet ved University of Florida omfattet polymer ventil gruppen. En blanding i et forhold på 35:65 til glyserin vann ble anvendt for å etterligne blod fysiske egenskaper. Momentant strømningshastighet ble målt i grenselandet mellom venstre ventrikkel og aorta enheter mens trykket ble spilt inn på ventrikkel og aorta stillinger. Bi-brosjyren og innfødte ventil data fra litteraturen ble brukt til å validere flyt og trykkavlesninger. Følgende hydrodynamiske beregninger ble rapportert: forward flow trykkfall, aorta rotmiddelkvadrat forward flow rate, aorta lukking, lekkasje og regurgitant volum, transaortic lukking, lekkasje, og totalt energitap. Representative resultatene indikerte at hydrodynamiske beregninger fra de tre ventil gruppene kan være vellykket oppnås ved å innlemme en spesialbygd enhet i en kommersielt tilgjengelig puls duplikator system og subsequently, objektivt i forhold til å gi innsikt i funksjonelle aspekter av polymer ventil design.
Introduction
Hjerte ventil sykdom resulterer ofte fra degenerative ventil forkalkning 1, revmatisk feber 2, 3,4 endokarditt eller medfødte misdannelser. Når ventilen skade oppstår, forårsaker stenose og / eller regurgitasjon ventil prolaps og kan ikke være kirurgisk repareres, er den opprinnelige ventil vanligvis erstattet av en protese ventil. For tiden tilgjengelige alternativene inkluderer mekaniske ventiler (bur-kuleventiler, vippe disk ventiler etc.), Homograft og bioprotetiske ventiler (svin og storfe ventiler). Mekaniske ventiler er ofte anbefalt for yngre pasienter basert på deres holdbarhet, men pasienten er nødvendig for å forbli på antikoagulasjonsbehandling for å hindre trombotiske komplikasjoner fem. Homograft og biologisk protese ventiler har vært effektive valg for å unngå blod tynnere terapi, men disse ventilene har forhøyet risiko for fibrose, forkalkning, degenerasjon, og immunogeniske komplikasjoner som fører til ventilsvikt 6. Tissue-utviklet ventiler blir etterforsket som en ny teknologi 7-9, men mye gjenstår å bli avdekket. Alternative holdbare, biokompatible, kunstige hjerteklaffer er nødvendig for å forbedre kvaliteten på livet av hjerteklaff sykdom pasienter. Igjen kan denne ventilkonstruksjon erstatte bioprotesen brukt i transcatheter ventil-teknologi, med transcatheter tilnærminger som viser potensialet for å transformere behandling av utvalgte pasienter med hjerte sykdom ventil 10..
Som det fremgår av gjeldende standarder, bør en vellykket hjerteklaff erstatning har følgende ytelse egenskaper: "1) tillater forward flow med akseptabel liten midlere trykkforskjellen slipp, 2) hindrer retrograd flyt med akseptabel liten oppstøt, 3) motstår embolisering, 4) motstår hemolyse, 5) motstår trombedannelse, 6) er biokompatibelt, 7) passer sammen med in vivo diagnostiske teknikker, 8) er leveransen og implanteres i måletbefolkningen, 9) forblir fast en gang plassert, 10) har et akseptabelt støynivå, 11) har reproduserbar funksjon; 12) opprettholder sin funksjonalitet for en rimelig levetid, i samsvar med sin generiske klassen, 13) opprettholder sin funksjonalitet og sterilitet for en rimelig hylle livet før implantasjon. "11. Noen av svakhetene i eksisterende ventil proteser kan potensielt bli overvunnet av en polymer ventil. Biokompatible polymerer har vært ansett toppkandidater basert på biostability, anti-hydrolyse, anti-oksidasjon, og fordelaktige mekaniske egenskaper som høy styrke og viskoelastisitet. Særlig kan elastomere polymerer gi materiale deformasjon likner innfødte ventil dynamikk. Elastomerer kan skreddersys for å etterligne bløtvev egenskaper, og de kan være de eneste kunstige materialer er tilgjengelige som er biologisk tolerant, og som kan tåle de koplede, in vivo, fluid-indusert, bøye-og strekk-krefter, men likevel, flytte på en måte som likner sunt,innfødte ventil bevegelse. Videre kan elastomerer bli masseprodusert i en rekke størrelser, lagret med letthet, er forventet å være kostnadseffektive enheter og kan være strukturelt forsterket med fiberforsterkning.
Konseptet med bruk av polymer materialer for å montere en tri-brosjyre ventil er ikke ny og har vært gjenstand for flere forskningsprosjekter undersøkelser i løpet av de siste 50 årene 12, som ble forlatt i stor grad på grunn av begrenset ventil holdbarhet. Men med framveksten av nye produksjons metoder 13,14, forsterkning av polymer materialer 15,16 og potensielt sømløs integrasjon av polymer ventil substitutter med transcatheter ventil teknologi, har det nylig vært en fornyet interesse og aktivitet i utviklingen av polymer ventiler som potensielt levedyktig alternativ til nå tilgjengelige kommersielle ventiler. I lys av dette, er en protokoll for slik testing av disse ventilene å vurdere hydrodynamisk funksjonalitet første skritti evalueringsprosessen, ennå ikke kommersielt tilgjengelige puls simulator systemer generelt ikke er utstyrt for å imøtekomme tri-brosjyre ventil design og inneholder en ringformet mellomrom for å sette kommersielt tilgjengelige hjerteklaffer (f.eks vippe plate, bi-brosjyre mekaniske hjerteklaffer). Dernest polymer ventiler er en ny teknologi som hydrodynamikk kan bare vurderes i en relativ sammenheng. Selv om naturlig hjerteventil trykk og mengde-data er tilgjengelig, er det viktig å gjennomføre testing av innfødte aorta porcine ventiler, som er biologisk lik humane ventiler, ved hjelp av den samme pulsatil simulator som brukes til å evaluere det polymer ventiler, slik som å utgjøre måling forskjeller som kan være avhengig av systemet. Dermed var målet for denne studien er å demonstrere hvordan et kommersielt tilgjengelig puls simulator kan utstyres med en forsamling for å imøtekomme tri-brosjyre ventil konstruerer og å systematisk evaluere polymer ventil hydrodynamiske beregninger i en relativ fortsext i forhold til mekaniske og innfødte svin hjerteklaff kolleger. I vårt tilfelle, nye tri-brosjyre silikon polymer ventiler tidligere utviklet ved University of Florida 13. omfattet polymer ventil gruppen.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
En. Forberedelse
- Design og dikte en forsamling for å imøtekomme en tri-brosjyre ventil geometri. Dette vil i det minste inneholde en ventil holder til sutur-i ventilen brosjyrer og en tube å huse ventil holderen og omkringliggende tilbehør for å feste foten pulsen duplikator system. I vårt tilfelle, benyttet vi en kommersielt tilgjengelig puls duplikator systemet tilgjengelig fra ViVitro Labs Inc. (Victoria, BC). Ventil holderen utforming så vel som før og etter montering konfigurasjoner er avbildet i figur 1.
- Hele sløyfen må være primet før bruk. Dette omfatter to trinn: i) rensing av hele kretssystem med såpevann og vann, herunder skifte av forringet rør før bruk, og ii) kalibrering av instrumenter som er koblet til sløyfen, nemlig pumpen som brukes, kan strømnings-probe, og de trykktransdusere (vanligvis målt ved atrieflimmer, aorta og ventrikkel steder). Kalibrering kan initially utføres ved bruk av 1% saltoppløsning og må gjentas før anvendelse blod-analog glycerol-løsning.
2. Native aortaklaffareal Dissection
- Skaff fire friske gris hjerter med aorta intakt fra en USDA godkjent slakteri (Institutional Animal Care og bruk Committee (IACUC) godkjenning kan være nødvendig). I vårt tilfelle ble vår disseksjon protokoll godkjent av IACUC ved Florida International University (Protokoll godkjennings-nummer: 11-020). Skyll hjertet med avionisert vann og plasserer den i en beholder fylt med 1% antimykotiske / antibiotika og steril fosfatbufret saltløsning (PBS) løsning og transport på is til den hydrodynamiske testlaboratorium.
- Sett hjerter i en dissekere pan og forsiktig fjerne hjerteposen. Plasser hjertet slik at ventral vender mot deg. Undersøke og identifisere de fire hjertekamrene og finn aortabuen på intakt aorta.
- Separer hjerte i two halvdeler ved å skjære på tvers horisontalt på omtrent 0,75 i under ringrommet, dvs. i knutepunktet mellom aorta og venstre hjertekammer. Nøye isolere intakt aorta fortsatt festet til venstre ventrikkel vev segment.
- Undersøk aorta ventil plassert i aorta roten, regionen mellom den oppstigende aorta og det nedre ringrom, slik at det ikke er skader eller noen tegn på forkalkninger.
- Split aorta ved ~ 1 i ringrommet ovenfor og separer den venstre ventrikkel vev segment under ringrommet for å isolere Aortaklaff (figur 2a).
3. Polymer og Native Valve suturing Process
- Plasser hjerteklaffen inne i ventil holderen slik at bunnen av hver ventil ligger inntil den av stolpen og holderen. Fest ventilen på plass i hvert innlegg midlertidig med en binders, men vær forsiktig så du ikke skader commissures eller cusps.
- Sett sutur inål. Begynn suturering på bunnen av ventilen holderen ved å føre nålen gjennom det første hullet, fra utsiden til innsiden slik at nålen kan lett trekkes fra bunnen. I en looping mote, starte suturering ventilen vertikalt opp pinnene på ventilen holder.
- Progress med suturering (Figur 2b) langs omkretsen av holderen og fest med ekstra sutur rundt tuppen av holderen innlegg. Binders (figur 2c) kan fjernes når ventilen er helt sikret ved hjelp av suturer til de tre stillinger og ved omkretsen av ventil holderen (figurene 2d og 2e).
4. Hydrodynamisk Evaluering
Merk: Faktisk protokollen vil variere avhengig av spesifikk puls duplikator system som brukes. All informasjon caontained her brukt ViVitro Pulse duplikator Sysytem (ViVitro Labs, Inc., Vancouver, BC).
- Bi-brosjyre valve
- Sett hjertefrekvens puls duplikator system til 70 slag / min.
- Velg en flyt bølgeform for å drive pumpen (i tilfellet med den ViVitro systemet S35 bølgeform ble valgt for alle hydrodynamiske tester). Den spesifikke bølgeform benyttes i våre eksperimenter er illustrert av Lim et al. (2001) 17.
- Slå på forsterker og stempelet. Varm opp i 15 minutter.
- Sted bi-heftet ventil (figur 2f) i aorta stilling.
- Smear vakuum fett på alle veikryssene enheten der lekkasjer kan oppstå.
- Hell glyserin / saltvann væske i atrie kupé. Legg merke til at den pulserende duplikator systemet kjører på 2 l væske med: 35% / 0,7 L glyserin og 65% / 1,3 L av saltløsning. Den Saltløsning ble fremstilt ved å anvende vanlig salt godt oppløst i deionisert vann ved en konsentrasjon på 9 mg / ml (vekt / volum).
- Slå på munnstykket som har blitt plassert i den aortiske stilling.
- Kalibrere the pumpen.
- Fortsett med munnstykket kalibrering etterfulgt av trykktransdusere. I likhet med pumpen, bare følg instruksjonene fra ViVitest programvaren (ViVitro Labs Inc.) for hver mengde og trykk under kalibrere kategorien.
- Én gang kalibrering er fullført, starter pumpen med et lavt turtall til væsken fyller kammeret aorta. Sjekk for lekkasjer. Bruk ekstra vakuum fett hvis nødvendig.
- Slå de to stop-haner (aorta og ventrikulære givere) til åpen posisjon.
- Øke rpm av pumpen inntil slagvolum når 80 ml / slå.
- Tillater systemet til å kjøre i 10 min før strømmen har stabilisert seg. Flow stabilisering kan bekreftes ved å observere mengde og trykk kurvene vises i skjermen. Lav til ingen variasjon mellom kurene er en god indikator på systemet stabilisering.
- I ViVitest programvaren velger skaffe modus.
- Klikk på samle 10 sykluser.
- Fra analysere modus, cslikke på bordet og lagre filen. Også lagre et bilde av kurvene ved hjelp av foto-snap alternativ i ViVitest.
- Innfødte og Polymer ventiler
- For polymer og dyr ventiler, følger du samme fremgangsmåte 3.1.1 - 3.1.3 fra bi-brosjyre ventil instruksjoner.
- Plasser ventilen holder med sutured ventil inne i glassrør fra skreddersydde forsamlingen. Sandwich røret med topp og bunn stykker og sikre in-sted med lateral skruer og muttere.
- Place montering mellom aorta kammer og den opprinnelige aortaklaffen holderen.
- Fortsett med trinn 3.1.5 - 3.1.16 fra bi-brosjyre ventil instruksjoner.
5. Post Processing
- Flow og Pressure Bølgeformer
- Gjennomsnittlig de innsamlede dataene for hver av bølgeformene oppsamlet, dvs. aorta trykk (AP), ventrikulære trykk (VP) og strømningshastigheten (Q).
- For hver gruppe av ventilen (polymer, porcin nAtive aortaklaffen og bi-pakningsvedlegget), plotte tilsvarende AP, VP og Q versus tid relasjoner på samme tomten.
- For AP, sammenligne med normal, native aortaklaffen 18, og bi-brosjyre protese ventil 19 tomter fra litteraturen for validering formål.
- Hydrodynamiske beregninger
- For hver ventil testet, bør følgende hydrodynamiske beregninger beregnes: a) Forward flyt trykkfall og maksimum transvalvular trykk (TVP), b) aorta root mean square (RMS) forward flow rate, c) aorta forward flow, lukking, lekkasje og total regurgitant volum, d) ventilenden åpningsarealet (EOA), e) transaortic forward flow, lukking, lekkasje og totale energitap.
- Forward flow trykkfall beregnes fra TVP opplesninger og kan kategoriseres i tre tidsintervaller, P: Intervall som starter og slutter med 0 TVP, F: intervall med forward flow og H: intervall starter med 0 TVP og slutter med 0 flyt. Maksimal TVP er maximum trykkgradient registrert over ventilen fra aorta og ventrikulære trykkavlesninger.
- RMS forward flow rate (Q RMS) gir en nyttig beregning for å kvantifisere omfanget av forward flow rate som følger:
Hvor 'n' er det totale antall tidspunkter samlet, 'Q i' er den momentant strømningsratemåling samlet for 'i'. - Aorta fremover, lukking og lekkasje volumer er beregnet basert på følgende tidsintervaller, Forward: begynnelsen av forward flow gjennom ventilen (t o), til slutten av forward flow (t 1), lukking: fra t 1 til forekomsten av ventillukkedelen (t 2), og lekkasje fra 2 t til slutten av hjertesyklusen (t 3). Total regurgitant volum er ganske enkelt summen av næing og lekkasje volumer.
- Den EOA basert på blod egenskaper kan beregnes for de tre intervaller, P, F og H fra gjennomsnittet TVP i løpet av hver av disse periodene som 20:
- Energitap er definert som følger 21:
- For hver ventil testet, bør følgende hydrodynamiske beregninger beregnes: a) Forward flyt trykkfall og maksimum transvalvular trykk (TVP), b) aorta root mean square (RMS) forward flow rate, c) aorta forward flow, lukking, lekkasje og total regurgitant volum, d) ventilenden åpningsarealet (EOA), e) transaortic forward flow, lukking, lekkasje og totale energitap.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
Representative vannmengde og trykk bølgeformer er vist på figurene 3, 4 og 5. Tomtene ble midlet over størrelsen på utvalget av ventiler testet for hver gruppe, som var, n = 5, 4 og 2 ventiler for polymer, native svin og bi-brosjyre grupper, henholdsvis. De gjennomsnittlige hydrodynamiske beregninger og standard feil av gjennomsnittet for disse utvalgene er presentert i tabell 1.
Figur 1. (A) Skjematisk av ViVitro puls duplikator system viser de viktigste komponentene som implementerer en Windkessel modell for fysiologisk relevante strømmer (figur presenteres her med tillatelse fra ViVitro Systems, Inc, BC, Canada). (B) Rapid prototyper ventil holder konfigurasjon for å sy og sikre silikon eller innfødte svin ventiler i-plass. (C) Modification av ViVitro pulserende sløyfe for å imøtekomme tri-brosjyre ventil konstruksjoner. Klikk her for å se større figur .
Figur 2. (A) Naturlig porcine ventil. (B) Sett ovenfra av polymer ventil brosjyrer. (C) fra siden av polymer-ventilen etter suturering og fastholde i-sted innenfor ventil-holderen. (D) Saint Jude bi-brosjyre mekanisk ventil. Klikk her for å se større figur .
Figur 3. Mener momentant forbruk av de tre ventiler testet (n = 5, 4 og 2 ventiler for polymer, innfødt svin en d bi-heftet, henholdsvis). Strømningshastigheten ble målt ved hjelp av en elektromagnetisk strømningsmåler koblet til en ikke-invasiv strømningsprobe plasseres ved grenseflaten plasseringen av ventrikkel og aorta-kammer (se figur 1A). klikk her for å vise større figur .
Figur 4. Midlere momentant ventrikulære trykket av de tre ventiler som ble testet (n = 5, 4, og to ventiler for polymeren, native porcine og bi-heftet, henholdsvis). Ventrikulær trykket ble målt i ventrikkelen kammeret ved hjelp av en mikro-spiss trykktransduser. Overlagret litteratur ventrikulære trykkverdiene for innfødte og bi-pakningsvedlegget ventiler (Diameter: 29 mm) ble innhentet fra 18 og 19, henholdsvis.fig4large.jpg "target =" _blank "> Klikk her for å se større figur.
Figur 5. Midlere momentant aortatrykket av de tre ventiler som ble testet (n = 5, 4, og to ventiler for polymeren, native porcine og bi-heftet, henholdsvis). Aorta-trykket ble målt rett nedstrøms fra den aortaventilen stilling ved hjelp av en mikro-spiss trykktransduser. Overlagret litteratur aortatrykket litteratur verdier for innfødte og bi-brosjyre (Diameter: 29 mm) ventiler ble innhentet fra 18 og 19, henholdsvis. Klikk her for å se større figur .
| Bi-brosjyre (n = 2) | (Polymer n = 5) | Porcin (n = 4) | ||||
| Data Beskrivelse | Mener | SEM | Mener | SEM | Mener | SEM |
| Aorta åpningsarealet [P] (cm 2) | 3,143 | 2.697 | 2.920 | 1.306 | 2,516 | 1,258 |
| Aorta åpningsarealet [F] (cm 2) | 7.940 | 1,286 | 4,613 | 2,063 | 3,975 | 1.988 |
| Aorta åpningsarealet [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-Aortic Max trykk (mmHg) | 15.850 | 12.400 | 60,930 | 20,470 | 75.250 | 17,470 |
| Aorta RMS Forward Flow Rate [P] (ml / sek) | 88,280 | 11,110 | 162,120 | 24,970 | 189,080 | 32,610 |
| Aorta RMS Forward Flow Rate [F] (ml / sek) | 193,570 | 3.820 | 204,560 | 6.680 | 177,310 | 2.630 |
| Aorta RMS Forward Flow Rate [H] (ml / sek) | 197,790 | 0.630 | 174,760 | 11,530 | 182,680 | 3.160 |
| Aorta Forward Volum (ml) | 68,180 | 6.430 | 55,390 | 3.660 | 64,200 | 1.750 |
| Aorta Closing Volum (ml) | 62,260 | 0,860 | 32.990 | 9,820 | 45,260 | 11.990 |
| Aorta Lekkasje Volum (ml) | 60,140 | 3.470 | 33,090 | 9.220 | 56,130 | 11.260 |
| Total regurgitant Volum (ml) | 122,400 | 4.320 | 66,080 | 17.200 | 101,390 | 23.160 |
| TransAortic Forward Flow Energy tap (MJ) | 80,321 | 4.65 | 115,287 | 17,354 | 184,325 | 12,354 |
| TransAortic Closing Energy tap (MJ) | 25,231 | 0.589 | 29.52 | 6.872 | 12,354 | 4,874 |
| TransAortic Lekkasje Energy tap (MJ) | 87,219 | 13,242 | 84.02 | 12,205 | 97,029 | 25,047 |
| TransAortic Total Energi tap (MJ) | 192,771 | 23.51 | 228,827 | 47,254 | 293,708 | 36,483 |
Tabell 1. Mean og Standard for gjennomsnittet (SEM) Hydrodynamiske verdier som er beregnet for hjerteklaffene testet (n = 5, 4 og 2 ventiler for polymer, native svin og bi-brosjyre, henholdsvis). Følgende intervaller bør bemerkes: P: intervall som starter og slutter med 0 TVP, F: Intervall med forward flow og H: intervall starter med 0 TVP og slutter med 0 flyt. Mean diametre av ventilene var som følger: Polymer ventil (n = 5): 22 mm; Native porcine ventil (n = 4): 20 mm; bi-heftet (n = 2): 23 mm. Liten sample size for bi-brosjyre ventil var på grunn av begrensede prøvene tilgjengelig for bruk i forskning, de to bi-pakningsvedlegget ventiler testet tidligere ble donert til Biomedical Engineering Department ved Florida International University av Saint Jude Medical (Saint Paul, Minnesota).
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
I denne studien har vi vist nytten av å endre en kommersielt tilgjengelig pulserende duplikator enhet for å imøtekomme tri-brosjyre ventil geometri slik at hydrodynamisk testing av polymer og innfødte svin ventiler kan utføres. Spesielt i vårt tilfelle, var systemet endret en ViVitro venstre hjerte og systemisk simulator system (Figur 1a) styres via ViViTest datainnsamling system (ViVitro Systems, Inc, Victoria, BC, Canada). Imidlertid er systemet ikke ulikt flere in vitro, pulsatile flyt looper som alle benytter en to-komponent Windkessel modell for å etterligne mengde og trykk bølgeformer av betydning for den menneskelige sirkulasjon 22-25. Disse to-komponent-systemer Windkessel typisk bestå av en pulserende pumpe, et samsvar kammer som etterligner distensibility av arteriene, og en perifer motstand kontroller som kan brukes til å regulere den vaskulære motstand. Ligningen som beskriver to-component Windkessel modellen er: 
hvor C er samsvar, motstanden R, Q (t) er den volumetriske strømningshastighet som en funksjon av tid og P er arterielt trykk (det vil si enten i lungearterien eller aorta). I denne sammenheng mener vi at en tilsvarende endring kan gjøres for å imøtekomme tri-pakningsvedlegget ventiler i andre pulsatile simulatorer også. Spesielt i vårt tilfelle, for å huse en tri-brosjyre ventil struktur i aortaklaffen beliggenhet, en forsamling hovedsakelig av akryl plast (pleksiglass) foringsrør som inneholdt en rask prototype ventil holderen og sys tri-brosjyre ventil (Tall 1b og 1c) kunne være lett integreres og fjernes fra den primære ViVitro systemet. Hydrodynamisk testing ble senere gjennomført lik andre studier utført av Baldwin et al. 26.og Wang et al. 25. Momentan strømningshastighet ble målt ved hjelp av en elektromagnetisk strømningsmåler system (figur 3). Sanntids måling av trykket ble registrert på ventrikkel og kabelrør sted ved hjelp mikrotip givere på et sett puls på 70 slag / min (figur 4 og 5). Testingen væske var en blod-analog væske, bestående av avionisert vann til glyserin i en 65% til 35% forhold og 9 g / l av NaCl, etterligne blod viskositet (~ 3,3 cP).
Vi først testet en mekanisk bi-brosjyre ventil og de oppnådde gjennomsnittlig trykkbølge skjemaene ble sammenlignet med litteraturverdier 19. Noen ventrikkel press variasjon ble sett muligens på grunn av ulike pumpe mekanismer på plass for å drive væskestrømmen samt geometri og innstillinger av forskjellige puls duplicator systemer som størrelsen på ventrikkel, spesifikk ventil etterligne mitralklaffen beliggenhet, hjertefrekvens valgt, Fysiologiske flyt bølgeform valgt, etc. På den annen side ble den aortiske bølgeformer funnet å være svært like og system-uavhengig. Denne øvelsen ble gjentatt for innfødte svin ventiler og igjen, var større variasjon i ventrikkel press observert når man sammenligner våre resultater til litteraturen 18. Det er imidlertid viktig å merke seg at i vårt system, øyeblikkelige strømningshastigheter samt både ventrikulære og aortisk trykk like, uavhengig av den ventil som ble testet, dvs. polymer og enhetlig med montering eller bi-heftet uten montering. Denne øvelsen er viktig å utføre fordi man trenger for å sikre at modifikasjoner på duplikator system med en forsamling ikke vesentlig endre lokale flyt og / eller trykkforhold. For det andre indikerer disse resultater at som et middel for systemvalidering i det minste sammenlignbare aorta trykket trenger å bli avledet på tvers puls duplikator plattformer eller ventilen som testes. Tolkningen avde hydrodynamiske variablene selv er et spørsmål om individuelle polymer ventil design detaljer. Standarder som ISO (International Organization for Standardization) 5840 brukt i evalueringen av hjerte ventil proteser kan fungere som en guide for å vurdere ulike parametere forbundet med polymer ventil geometri, produksjon og materialegenskaper. Disse parametrene kan bli ytterligere optimalisert og hydrodynamisk testing senere revisited å sikre at standardene som trengs for FDA innsending er oppfylt.
For eksempel, i våre polymer ventiler, sammenlignbare energitap og lavere regurgitant volumer versus innfødte og bi-pakningsvedlegget ventiler foreslått akseptable arbeidsoppgaver på venstre ventrikkel 21 og effektiv ventil nedleggelse (tabell 1). Imidlertid førte den avsluttende dynamikken i en relativt høyere polymer ventil maksimal TVP gradient (versus bi-pakningsvedlegget ventiler), som i vårt tilfelle, warrants videre mekanisk evaluering av silikon materialet som ossed å fremstille ventiler for å sikre at den høyere belastning ikke medfører heftet brudd, og at en tilstrekkelig sikkerhetsfaktor kan settes på plass. Som konklusjon, har vi vist at en enhet bestående av en bolig-enhet, glassrør og en ventil holderen kan bli fabrikert til å romme tri-Hefte strukturer som polymer ventiler som kan sutureres på-stilling. Comparative vannmengde og trykk kurver over innfødte, protese og polymer ventiler som er under utvikling må innhentes. Sekund, trykket kurvene må vurderes fortløpende med litteratur verdier. En begrensning av vår tilnærming er at ventrikkel bølgeformer er puls duplikator system spesifikke og vil sannsynligvis vise forskjeller, men aortatrykket kurver bør være sammenlignbare på tvers av plattformer eller ventil som testes hvis tilstrekkelig ventil funksjonalitet finnes. En fremtidig retning av dette arbeidet er å ytterligere optimalisere polymer ventil materialet, produksjonsprosess og geometri. Hydrodynamikk tester will senere bli gjentatt under identiske forhold, slik som å finne ut om funksjonelle forbedringer er kvantitativt observert ved å sammenligne nåværende og tidligere hydrodynamiske beregninger beregnet.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Disclosures
Forfatterne har ikke noe å avsløre.
Acknowledgments
Et frø stipend fra University of Florida - College of Medicine er takknemlig erkjent. Graduate studier (Manuel Salinas) ble støttet gjennom en minoritet muligheter i biomedisinske forskningsprogrammer - forskning initiativ for vitenskapelig ekstrautstyr (MBRS-RISE) fellesskap: NIH / NIGMS R25 GM061347. Økonomisk støtte fra Wallace H. Coulter Foundation gjennom Florida International University, er Biomedical Engineering Department også takknemlig erkjent. Til slutt, forfatterne takke følgende studenter for deres hjelp under ulike stadier av den eksperimentelle prosessen: Kamau Pier, Malaki Suttle, Kendall Armstrong og 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).
