Summary
Il rigurgito aortico è una cardiopatia della valvola aortica. Questo manoscritto dimostra come la risonanza magnetica a flusso quadridimensionale possa valutare il rigurgito aortico utilizzando valvole cardiache in vitro che imitano il rigurgito aortico.
Abstract
Il rigurgito aortico (AR) si riferisce al flusso sanguigno all'indietro dall'aorta al ventricolo sinistro (LV) durante la diastole ventricolare. Il getto rigurgitante derivante dalla forma complessa è caratterizzato dal flusso tridimensionale e dal gradiente ad alta velocità, a volte limitando una misurazione accurata del volume rigurgitante utilizzando l'ecocardiografia 2D. La risonanza magnetica a flusso quadridimensionale (4D flow MRI) di recente sviluppo consente misurazioni tridimensionali del flusso volumetrico, che possono essere utilizzate per quantificare con precisione la quantità del rigurgito. Questo studio si concentra su (i) fabbricazione di modelli AR compatibili con la risonanza magnetica (dilatazione, perforazione e prolasso) e (ii) analisi sistematica delle prestazioni della risonanza magnetica a flusso 4D nella quantificazione AR. I risultati hanno indicato che la formazione dei getti avanti e indietro nel tempo dipendeva fortemente dai tipi di origine AR. La quantità di bias del volume di rigurgito per i tipi di modello è stata del -7,04%, -33,21%, 6,75% e 37,04% rispetto al volume di verità del terreno (48 ml) misurato dal volume di corsa della pompa. L'errore più grande della frazione di rigurgito è stato di circa il 12%. Questi risultati indicano che è necessaria un'attenta selezione dei parametri di imaging quando il volume assoluto di rigurgito è importante. Il fantasma di flusso in vitro suggerito può essere facilmente modificato per simulare altre malattie valvolari come la stenosi aortica o la valvola aortica bicuspide (BAV) e può essere utilizzato come piattaforma standard per testare diverse sequenze mrI in futuro.
Introduction
Il rigurgito aortico (AR) si riferisce al flusso all'indietro dall'aorta al ventricolo sinistro durante la fase diastolica del ventricolo. L'AR è tipicamente classificata in dilatazione aortica, prolasso di coppe, perforazione di tazze, retrazione di tazze e altri1. L'AR cronica può causare il sovraccarico di volume del LV principalmente a causa di ipertrofia e dilatazione, e alla fine causa il suo scompenso2. L'AR acuta è causata principalmente da endocardite infettiva, dissezione aortica e rottura traumatica, che porta a emergenze emodinamiche2.
Gli attuali standard clinici per la diagnosi di AR si basano principalmente sull'ecocardiografia transtoracica (TTE) o sull'ecocardiografia transesofagea (TEE)3. Nonostante i vantaggi dell'imaging in tempo reale e del breve tempo di esame, l'accuratezza dell'ecocardiografia dipende fortemente dall'operatore. Soprattutto per la misurazione del volume rigurgitante, la misurazione diretta del volume del rigurgitante è limitata poiché il getto rigurgitante si sposta dal piano di misurazione bidimensionale (2D) a causa del movimento della valvola aortica. La stima indiretta utilizzando metodi PISA (Proximal iso-velocity surface area), ma ipotesi come l'area dell'orifizio circolare spesso limitano la misurazione accurata4.
Recenti linee guida mediche5 raccomandano anche la RM cardiaca (CMR), in particolare per i pazienti AR moderati o gravi per compensare la limitazione dell'ecocardiografia misurando la massa e la funzione globale del LV. Parametri strutturali come i foglietti aortici e le dimensioni LV e parametri di flusso come larghezza del getto, larghezza della vena contratta e volume del rigurgitante possono anche essere considerati in modo completo nella diagnosi AR6 . Tuttavia, il volume di rigurgito aortico stimato con la funzione globale LV può fallire soprattutto per i pazienti con altre malattie valvolari cardiache o shunt.
In alternativa, la risonanza magnetica a flusso 4D è stata considerata una tecnica promettente in grado di misurare direttamente il volume rigurgitante con informazioni sulla velocità risolte nel tempo all'interno del volume di interesse7. Il movimento della valvola in base al tempo può essere facilmente monitorato e compensato quando si misura il volume di flusso rigurgitante 8,9. Inoltre, un piano arbitrario perpendicolare al getto rigurgitante può essere posizionato retrospettivamente, il che aumenta la precisione della misurazione10. Tuttavia, poiché la risonanza magnetica a flusso 4D ottiene intrinsecamente le informazioni mediate spazio-temporali, l'accuratezza di questa tecnica merita ancora la convalida utilizzando esperimenti di flusso in vitro ben controllati.
Questo studio mira a (i) sviluppare una piattaforma sperimentale in vitro compatibile con la risonanza magnetica in grado di riprodurre i diversi scenari clinici di AR (dilatazione, perforazione e prolasso) e (ii) arricchire la nostra comprensione delle prestazioni della risonanza magnetica a flusso 4D nel quantificare diversi AR in questi modelli AR. Inoltre, la visualizzazione emodinamica 3D e la quantificazione basata sulla risonanza magnetica a flusso 4D sono state condotte in base ai vari scenari clinici. Questo protocollo non è limitato all'AR e può essere esteso ad altri tipi di studi sulla malattia valvolare che richiedono una serie di esperimenti in vitro e quantificazione emodinamica.
Protocol
NOTA: il protocollo è in gran parte composto da tre fasi: (1) fabbricazione del modello, (2) scansione MRI e selezione dei parametri e (3) analisi dei dati. La Figura 1 è un diagramma di flusso che mostra il processo complessivo del protocollo.
1. Fabbricazione del modello
- Modello di radice aortica
- Come illustrato nella Figura 2, determinare i valori dei parametri della radice aortica, ad esempio il diametro della base della valvola e il raggio del seno. Per questo esperimento, i valori erano DA = 32,24 mm, DO = 26 mm, LB = 8,84 mm, LA = 26 mm, rmin = 16,64 mm, rmax = 21,32 mm.
- Eseguire il software di modellazione 3D facendo clic su Strumenti sketch > Strumenti sketch >'immagine di sketch.
NOTA: Solidwork viene utilizzato per la modellazione 3D nell'esperimento. - Per creare un modello del seno, tracciate i cerchi corrispondenti a rmax e rmin utilizzando lo strumento cerchio. Disegnate una linea curva del seno utilizzando la funzione curva libera11, fate clic su Strumento Loft (Loft Tool) e selezionate l'area di sketch per loft.
- Tracciate cerchi aggiuntivi nella parte superiore e inferiore del modello corrente, fate clic su Strumento estrusione (Extrude Tool) e selezionate i cerchi. Impostare le opzioni come 20 mm verso il basso e 30 mm verso l'alto. Crea un modello esaedrico di dimensioni 100 mm x 100 mm x 76 mm allo stesso modo.
- Fate clic su Combina strumento (Combine Tool) da Inserisci > feature (Insert) > Combina (Combine). Seleziona Sottrai nel gestore della proprietà. Selezionate il modello esaedrico e il modello del seno. Fabbricare il progetto finale come un modello acrilico con una macchina CNC a 5 assi secondo le istruzioni del produttore.
- Telaio valvola
- Esegui il software di modellazione 3D e apri un nuovo schizzo. Disegnare un quadrato di dimensioni 100 mm x 100 mm e un cerchio di 25 mm al centro per la base della valvola, manualmente. Fate clic su Strumento estrusione (Extrude Tool) e regolate l'altezza della base della valvola a 5 mm.
- Estrudere il cerchio con un'altezza di 23,5 mm e uno spessore di 3 mm di spessore. Dividi il modello in 12 pezzi uniformi usando Line Tool in modo che ogni pezzo abbia 30°. Selezionare tre pezzi con intervalli di 120° ed estrudere con un'altezza di 16,5 mm per realizzare tre pilastri.
- Fate clic su Strumento raccordo (Fillet Tool) e selezionate i pilastri. Regolare il raggio del raccordo nella parte superiore e inferiore rispettivamente come 4 mm e 10 mm. Salvarlo in un formato di file STL.
- Stampa 3D del telaio della valvola. Impostare la densità di riempimento al 100% e utilizzare acrilonitrile butadiene stirene come materiale di riempimento. Vedere la Figura 3 per la forma e le dimensioni del telaio della valvola aortica.
- Modello di rigurgito aortico con politetrafluoroetilene espanso (ePTFE)
- Eseguire il software di modellazione 3D e aprire un nuovo schizzo. Disegnare una linea orizzontale di 23,24 mm e una linea verticale di 15 mm con riferimento alla Figura 4A.
NOTA: I parametri geometrici della base della valvola, dell'altezza e della lunghezza del bordo libero del volantino sono stati scelti in base a uno studio precedente12. - Fate clic su 3 Point Arc Tool (3 Point Arc Tool ) dal gestore comandi arc e impostate due punti su ciascuna estremità della linea orizzontale e l'ultimo punto all'estremità della linea verticale. Estrudete lo sketch con uno spessore di 5 mm. Esporta il modello con il formato di file STL e stampalo in 3D.
- Sovrapporre la membrana ePTFE in due strati e disegnare tre bordi del volantino ad intervalli di 2 mm utilizzando il foglietto stampato. Sutura lungo le linee disegnate e i bordi laterali a intervalli di 1 mm con una sutura in poliammide con un diametro di 0,1 mm. Suturare la valvola ePTFE dall'alto verso il basso sul telaio a intervalli di 1 mm.
- Tagliare il lato esterno della membrana e suturarlo l'uno con l'altro. Eseguire le tre modifiche seguenti per ottenere tre modelli diversi.
- Modello di dilatazione: ridurre il rapporto tra i parametri del foglietto progettato al 90%.
- Modello di perforazione: fai un foro circolare con un diametro di 2 mm usando le forbici al centro di un volantino.
- Prolasso: fissare le due commesse della valvola in un foro con un'altezza del palo bassa.
NOTA: la Figura 4 mostra i materiali e il metodo di fabbricazione della valvola ePTFE. La Figura 5 mostra le caratteristiche di ogni tipo di AR.
- Eseguire il software di modellazione 3D e aprire un nuovo schizzo. Disegnare una linea orizzontale di 23,24 mm e una linea verticale di 15 mm con riferimento alla Figura 4A.
2. Scansione MRI e selezione dei parametri
- Preparare il sistema sperimentale costituito da un modello AR, un modello del seno aortico, una pompa di simulazione cardiaca e una risonanza magnetica.
- Imposta i modelli dell'esperimento nella sala MRI e collega la pompa, il serbatoio e i modelli utilizzando un tubo in silicone di 25 mm (diametro interno). Utilizzare una fascetta lunga 10 cm per fissare le parti di collegamento per evitare possibili perdite.
- Utilizzare una pompa a pistoni controllata da motore per simulare le forme d'onda del flusso sanguigno aortico per generare una forma d'onda di flusso fisiologica attraverso il sistema del circuito di flusso. Utilizzare l'acqua come fluido di lavoro e collegare valvole unidirezionali all'ingresso e all'uscita per evitare il riflusso. I dettagli della pompa di flusso possono essere trovati nello studio precedente23.
- Individuare il modello all'interno del campo visivo (FOV) della risonanza magnetica. Eseguire una scansione scout per osservare le immagini fantasma nelle viste coronale, assiale e sagittale nel monitor della console operativa MRI. Questa immagine viene utilizzata come guida per posizionare le seguenti sequenze di immagini.
- Posizionate il piano dell'immagine 2D al centro del modello dell'aorta. Eseguire un'imaging 2D a contrasto di fase VENC (Variable Velocity-Encoding Parameter) per selezionare il valore VENC più appropriato per la risonanza magnetica del flusso 4D.
- Impostare VENC su un valore superiore del 10% nella risonanza magnetica del flusso 4D per ridurre al minimo il possibile aliasing della velocità7. Immettere la risoluzione spaziale desiderata e la risoluzione temporale sulla console MRI. La risoluzione spaziale e temporale per il flusso aortico è consigliata per essere rispettivamente di 2-3 mm e 20-40 ms,rispettivamente 7. La Tabella 2 mostra i parametri di scansione MRI.
- Acquisisci dati sia con che senza flusso utilizzando i 3 tipi di valvole AR e la valvola senza.
3. Analisi dei dati
- Ordinamento e correzione dei dati
- Copiare i file di dati grezzi dallo scanner per procedere con l'analisi dei dati. Ordina i file dicom in base all'intestazione denominata descrizione della serie utilizzando il software di ordinamento Dicom. Fare clic su Ordina immagini nel software di ordinamento Dicom per ordinare le immagini di fase tridirezionali e le immagini di magnitudo in cartelle separate.
- Carica l'immagine della magnitudo nel software ITK-snap. Fate clic su Pennello (Brush ) nello snap ITK e dipingete manualmente la regione fluida interna del fantasma utilizzando lo strumento pennello. Salva immagine segmentata.
- (Facoltativo) Carica entrambi i dati dell'immagine di fase ottenuti con il flusso acceso e spento utilizzando MATLAB. Sottrarre i dati con il flusso dai dati senza flusso per rimuovere gli errori in background. Ripeti questo per ogni direzione e ciclo cardiaco.
- Calcola la velocità dei dati di fase della matrice 5D (riga x colonna x fetta x direzione x tempo) utilizzando un'equazione pixel-velocità specifica del fornitore. In generale, l'intensità massima del pixel corrisponde al valore VENC selezionato.
- Visualizzazione
- Carica la velocità della matrice 5D dal passaggio 3.1.4 nel software di analisi della visualizzazione del flusso.
NOTA: la matrice della velocità di input può variare in base al software di analisi. Gli utenti di Ensight devono seguire la guida al formato della cassa d'oroEnsight 13. - Fare clic sulla parte Isosurface, modificare il tipo di dati da isosurface a isovolume per l'analisi 3D facendo clic sul pulsante Isovolume . Trascinare i dati di velocità nel gestore dei comandi delle variabili, aggiungerli all'isovolume per controllare la distribuzione della velocità del modello.
- Selezionate Strumento emettitori traccia particelle (Particle Trace Emitters Tool) nel menu principale. Seleziona Opzione avanzata per un'analisi più accurata. Selezionare la visualizzazione desiderata, ad esempio Semplificazioni o Linee tracciati durante la creazione.
- Per questo esperimento, impostate il seguente valore: Emit From Option = Part, Part ID = 2, No. di Emettitori = 10000, Direzione = +/-. Crea e controlla i risultati nel tempo.
- Fare clic con il pulsante destro del mouse sul modello traccia particellare e fare clic su Colore per. Selezionate la componente velocità per colorare la streamline con la velocità.
- Carica la velocità della matrice 5D dal passaggio 3.1.4 nel software di analisi della visualizzazione del flusso.
- Quantificazione
- Carica i dati di velocità (passo 3.1.4) e l'immagine segmentata (passo 3.1.2) su MATLAB. Impostare la velocità al di fuori dell'area di segmentazione su zero. Questo può essere facilmente eseguito moltiplicando in modo elementare i dati della matrice segmentata e i dati della matrice di velocità.
- Controlla se i dati di velocità hanno un avvolgimento di fase utilizzando la funzione Imshow di MATLAB. L'inversione della direzione della velocità indica l'avvolgimento di fase.
- Tagliare il piano desiderato dei dati della matrice. Sommare tutti i dati di velocità all'interno del piano e moltiplicare la risoluzione spaziale per calcolare la portata attraverso il piano. Sommare tutte le portate durante il ciclo cardiaco e moltiplicare la risoluzione temporale per calcolare il volume dell'ictus.
Representative Results
Sono state fabbricate tre classi rappresentative di modelli di rigurgito aortico e un caso senza valvola è stato fabbricato per il confronto (Figura 3). Il modello di dilatazione mostrava chiaramente una chiusura incompleta del foglietto della valvola a causa dei foglietti di dimensioni più piccole. Un foro è stato perforato su uno dei volantini usando le forbici per imitare il modello di perforazione. Un volantino del modello di prolasso sembrava più piccolo degli altri due volantini perché i due commessi erano suturati in una posizione inferiore all'altezza originale. Non c'erano differenze significative dalla vista dall'alto.
Con le informazioni sulla velocità 3D acquisite nel tempo utilizzando la risonanza magnetica a flusso 4D, sono state visualizzate le linee di flusso dei getti normali e di rigurgito durante la sistole e la diastole (Figura 6). Il getto anteriore era dritto in tutti i modelli ad eccezione del modello di perforazione. Nel modello di perforazione, si è verificato un getto distorto dalla parete durante la fase della sistole. Il getto rigurgitante ha mostrato una velocità e una forma diverse in base alla classificazione AR. Nel caso di senza valvola, si è verificato un flusso complessivo avanti e indietro. Il getto rigurgitante del modello di dilatazione usciva dal centro e tendeva a cambiare direzione nel tempo. Il getto rigurgitante del modello di perforazione e prolasso si inclinava verso il muro. La velocità di picco del getto anteriore e rigurgitante era di 0,28 m/s, -0,29 m/s nel modello senza valvola, 2,03 m/s, -3,53 m/s nel modello di dilatazione, 2,52 m/s, -3,13 m/s nel modello di perforazione e 2,76 m/s, -2,88 m/s nel modello prolasso.
La Figura 7 mostra la portata per ciascuna valvola e i volumi in avanti e rigurgitanti in un piano 3D lontano dalla base della valvola. Le portate mostravano forme d'onda e quantità diverse per ogni modello. La quantità di volume di rigurgito era di 51,38 ml, 63,94 ml, 44,76 ml e 30,22 ml per i modelli senza valvola, dilatazione, perforazione e prolasso, rispettivamente. La polarizzazione per senza valvola, dilatazione, perforazione e modello di prolasso era rispettivamente -7,04%, -33,21%, 6,75% e 37,04%, rispetto alla verità del terreno (48 ml) misurata dal volume della corsa della pompa. I valori percentuali positivi indicano una sottostima mentre i valori percentuali negativi rappresentano una sovrastima. L'errore di frazione di rigurgito è stato rispettivamente -7,78%, -6,00%, 0,33% e -11,18% per il modello senza valvola, dilatazione, perforazione e prolasso.
Figura 1: Diagramma del flusso di lavoro del protocollo. Questo protocollo sperimentale consiste principalmente nella fabbricazione del modello, nella risonanza magnetica e nell'analisi dei dati. Nella fase di fabbricazione del modello, vengono fabbricati il modello di radice aortica esterna e quattro diversi tipi di modello AR (senza valvola, dilatazione, prolasso e perforazione). Durante la scansione MRI, viene eseguita l'imaging scout seguito dalla scansione multi-VENC e dalla risonanza magnetica a flusso 4D. La parte di analisi dei dati include l'ordinamento dei dati, la segmentazione delle immagini, il calcolo della velocità, la visualizzazione e la quantificazione. Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.
Figura 2: Modello acrilico schematico e progettato della radice aortica (A) Caratterizzazione geometrica e parametri della geometria della radice aortica. (B) Modello 3D della radice aortica in vista multidimensionale. DA: diametro della giunzione sinotubulare (STJ), DO: diametro dell'anulus, rmax: diametro massimo del seno, rmin: diametro minimo del seno, LA: altezza del seno, LB: altezza di STJ. Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.
Figura 3: Telaio di rigurgito aortico e modello (A) Informazioni geometriche del telaio della valvola aortica che viene utilizzato per tenere il volantino. I fori attorno al corpo del telaio sono dove passa la linea di sutura. (B) Esempio di valvola suturata a membrana in ePTFE. (C) Vista en-face dei modelli in vitro : senza valvola, dilatazione, perforazione e prolasso fabbricati in questo studio. La freccia indica la cuspide danneggiata. Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.
Figura 4: Materiale e fase di fabbricazione del foglio illustrativo dell'ePTFE. (A) Utilizzando i foglietti stampati in 3D come guida, i foglietti illustrativi sono realizzati utilizzando la membrana in ePTFE. (B) Fasi di prelievo, sutura, taglio e fissaggio della valvola ePTFE. Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.
Figura 5: Metodi di fabbricazione di diversi modelli AR. (A) Modello di dilatazione, (B) modello di perforazione e (C) modello di prolasso. Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.
Figura 6: Semplificare la visualizzazione in base al tipo di rigurgito aortico. Una visualizzazione semplificata in sistole (a sinistra di ogni pannello) e diastole (a destra di ogni pannello) in base al tipo di rigurgito aortico. (A) Modello senza valvola (l'immagine diastole/sistole è la stessa a causa della mancanza di una valvola), (B) dilatazione, (C) perforazione e (D) prolasso. I dati di sistole e diastole sono stati presi dove la velocità di ingresso è la più alta e la più bassa durante il ciclo cardiaco. Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.
Figura 7: Portata e volume della corsa. La portata e il volume della corsa per il modello (A) senza valvola, (B) la dilatazione, (C) la perforazione e (D) il prolasso. La portata e il volume della corsa sono misurati sul piano (linea continua) di tre diametri a valle dell'anulus della valvola. I colori blu e rosso indicano rispettivamente i flussi in avanti e rigurgitanti. Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.
| Rapporto (Do= 26 mm) |
DA/Do | LA/Do | LB/Do | rmax/Do | rmin/Do |
| 1.24 | 1 | 0.34 | 0.82 | 0.64 |
Tabella 1. Parametri geometrici della geometria della radice aortica mostrati in Figura 1.
| Risoluzione temporale | 0,025 ms/40 fasi |
| Risoluzione spaziale | 2 mm x 2 mm / 0,5 pixel per 1 mm |
| Matrice | 96 x 160 x 26 pixel |
| Spessore della fetta | 2 millimetri |
| Tempo di eco | 2,54 ms |
| Velocità di codifica | 25-330 cm/s |
Tabella 2. Parametri di sequenza MRI 4D Flow in vitro.
Discussion
La risonanza magnetica a flusso quadridimensionale è stata recentemente verificata da vari studi ex vivo e in vivo come applicazione per uso clinico di routine14. Poiché la risonanza magnetica a flusso 4D ottiene informazioni sulla velocità 3D durante l'intero ciclo cardiaco, una forte applicazione è una quantificazione diretta del volume del rigurgitante valvolare, che l'ecocardiografia Doppler 2D convenzionale non è in grado di quantificare15. Esperimenti in vitro che utilizzano la risonanza magnetica a flusso 4D possono fornire la velocità del flusso 3D e i relativi parametri emodinamici che possono essere utilizzati per studiare la relazione tra malattie cardiovascolari ed emodinamica. Tuttavia, nonostante la sua promettente capacità, non sono stati ancora segnalati studi sistematici su questa applicazione. Ciò è probabilmente dovuto alla mancanza di esperimenti in vitro ben controllati che imitano il rigurgito delle valvole tri-volantino.
I recenti sviluppi negli studi in vitro hanno fornito metodi sperimentali più accurati e realistici per accedere all'emodinamica pre e post-valvolare16,17. Accoppiato con una velocimetria ottica basata su immagini di particelle (PIV), la misurazione e la quantificazione accurate del flusso intorno alla valvola erano possibili in precedenti studi in vitro 18. Tuttavia, i campi di flusso 3D accurati, in particolare per il flusso post-valvolare, erano limitati a causa del modello opaco e della rifrazione. D'altra parte, anche le misurazioni della velocità 3D utilizzando la risonanza magnetica erano limitate, poiché i componenti metallici non possono essere utilizzati19,20.
Quindi, in questo studio, viene introdotto un protocollo per costruire una piattaforma sperimentale di flusso compatibile con la risonanza magnetica e altamente modificabile per riprodurre vari scenari clinici di malattie valvolari. La membrana in ePTFE viene utilizzata per imitare la valvola tricuspide senza componenti metallici in quanto è stata ampiamente utilizzata come valvola e materiale per innesto vascolare grazie alla sua elevata resistenza alla trazione e resistenza chimica 17,21,22. Sulla base di film ePTFE, sono state riprodotte tre diverse origini dell'AR (dilatazione, perforazione e prolasso) e un modello senza valvola per il confronto. Il prossimo passo importante in questo protocollo sperimentale di flusso è l'imaging e la quantificazione MR. Una pompa a pistoni controllata dal motore in grado di simulare le forme d'onda del flusso sanguigno aortico viene utilizzata per generare una forma d'onda del flusso fisiologico attraverso il sistema del circuito di flusso. I dettagli della pompa di flusso possono essere trovati nello studio precedente23. Poiché questo studio mira anche a convalidare l'accuratezza della risonanza magnetica del flusso 4D nella quantificazione del flusso, tutti i parametri di imaging sono selezionati in base allo studio precedente che riassume i parametri che possono essere utilizzati nella routine clinica24. Poiché il sistema mrI include errori intrinseci dovuti a imperfezioni come correnti parassite e non linearità del campo magnetico25, la strategia di correzione dello sfondo viene applicata prima della quantificazione effettiva dei dati come descritto nel passaggio 3.1.3.
Il modello di rigurgito aortico fatto a mano suggerito in questo studio ha mostrato caratteristiche emodinamiche simili del getto rigurgitante secondo la classificazione del modello come studi precedenti riportati26,27. La forma chiusa era simmetrica e si verificava un getto dritto al centro della valvola nel modello di dilatazione. Un getto eccentrico diretto posteriormente appare a causa del danno da cuspide nel modello di perforazione. Il prolasso parziale della valvola mostra un getto la cui direzione è stata piegata dalla tazza colpevole a causa della mobilità limitata. Il volume di rigurgito aortico misurato direttamente utilizzando la risonanza magnetica a flusso 4D è stato sovrastimato nel modello senza valvola e dilatazione, mentre è stato ampiamente sottovalutato nel modello di prolasso rispetto alla verità del terreno. Tuttavia, quando è stata calcolata la frazione rigurgitante, la polarizzazione più grande era solo dell'11% nel modello di prolasso. Ciò indica fortemente che non solo il flusso rigurgitante, ma anche il normale getto aortico è stato influenzato dalla risonanza magnetica. Nella fase attuale, i singoli parametri di scansione non sono stati ottimizzati per ciascun modello AR. Un futuro studio dei parametri sistemici potrebbe migliorare l'accuratezza della misurazione del volume rigurgitante. In alternativa, l'uso della frazione rigurgitante è più robusto in quanto annulla gli errori intrinseci nella risonanza magnetica del flusso 4D, ma è anche clinicamente più rilevante della semplice misurazione del volume assoluto del rigurgitante.
In conclusione, questo studio suggerisce un modello sperimentale di flusso in vitro compatibile con MR che è altamente modificabile per simulare vari tipi di AR. Inoltre, è stata confrontata l'accuratezza della misurazione del volume AR utilizzando la risonanza magnetica del flusso 4D. Il limite di questo studio è che il movimento della valvola aortica non è stato simulato, il che può influenzare l'effettivo sviluppo del getto rigurgitante. Inoltre, l'effetto volume parziale e la natura di media temporale della risonanza magnetica a flusso 4D possono limitare l'accuratezza della misurazione del flusso, soprattutto considerando l'elevata gamma dinamica di velocità all'interno del getto e dell'ambiente circostante. Pertanto, è necessario un ulteriore studio sistematico dei parametri.
Disclosures
Gli autori non hanno nulla da rivelare.
Acknowledgments
Questa ricerca è stata supportata dal Basic Science Research Program attraverso la National Research Foundation of Korea, che è finanziata dal Ministero dell'Istruzione (2021R1I1A3040346, 2020R1A4A1019475, 2021R1C1C1003481 e HI19C0760). Questo studio è stato supportato anche dal 2018 Research Grant (PoINT) della 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 |
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