Name: in vitro assessment of aortic regurgitation using four-dimensional flow magnetic resonance imaging
Uploaded: 2022-02-25T14:45:00
Duration: 11 min 16 s
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본 연구는 교육부가 후원하는 한국연구재단(2021R1I1A3040346, 2020R1A4A1019475, 2021R1C1C1003481, HI19C0760)을 통해 기초과학연구프로그램의 지원을 받았다. 이 연구는 또한 강원대학교의 2018 연구보조금(PoINT)의 지원을 받았다.

참고: 프로토콜은 크게 (1) 모델 제작, (2) MRI 스캔 및 파라미터 선택, (3) 데이터 분석의 세 단계로 구성됩니다. 도 1은 프로토콜의 전체 과정을 나타내는 흐름도이다.
1. 모델 제작
<ol><li>대동맥 루트 모델<ol>
<li>그림 2와 같이 밸브 베이스 직경 및 부비동 반지름과 같은 대동맥 뿌리의 파라미터 값을 결정합니다. 이 실험을 위해, 값은 DA = 32.24 mm, O = 26 mm, LB = 8.84 mm, LA = 26 mm, rmin = 16.64 mm, rmax = 21.32 mm이었다.</li>
		<li>스케치 > 도구 스케치 도구 > 스케치 그림을 클릭하여 3D 모델링 소프트웨어를 실행합니다. 참고: 솔리드 워크는 실험에서 3D 모델링에 사용됩니다.</li>
		<li>부비동 모델을 만들려면 원 도구를 사용하여 rmax 및 rmin 에 해당하는 원을 스케치합니다. 자유 곡선 기능11을 사용하여 부비동의 곡선을 그리고 로프 트 도구를 클릭하고 로프트의 스케치 영역을 선택하십시오.</li>
		<li>현재 모델의 위쪽과 아래쪽에 추가 원을 스케치하고 밀어내기 도구를 클릭한 다음 원을 선택합니다. 옵션을 아래쪽 20mm, 위쪽 30mm로 설정합니다. 같은 방법으로 100mm x 100mm x 76mm 크기의 육면체 모델을 만듭니다.</li>
		<li>삽입에서 피쳐 결합> 도구> 클릭합니다. 속성 관리자에서 빼기를 선택합니다. 육면체 모델과 부비동 모델을 선택합니다. 제조업체의 지시에 따라 5 축 CNC 기계가있는 아크릴 모델로 최종 설계를 제작하십시오.</li>
	</ol></li>
	<li>밸브 프레임<ol>
<li>3D 모델링 소프트웨어를 실행하고 새 스케치를 엽니다. 밸브 베이스의 중앙에 100mm x 100mm 크기의 정사각형과 25mm의 원을 수동으로 그립니다. 압출 도구를 클릭하고 밸브베이스의 높이를 5mm로 조정하십시오.</li>
		<li>높이 23.5mm, 두께 3mm의 원형을 밀어냅니다. 라인 툴(Line Tool )을 사용하여 모델을 12개의 균일한 조각으로 나누어 각 조각이 30°가 되도록 합니다. 120 ° 간격으로 세 조각을 선택하고 16.5mm 높이로 압출하여 세 개의 기둥을 만듭니다.</li>
		<li>필렛 도구를 클릭하고 기둥을 선택합니다. 위쪽과 아래쪽의 필렛 반지름을 각각 4mm 및 10mm로 조정합니다. STL 파일 형식으로 저장합니다.</li>
		<li>밸브 프레임을 3D 인쇄합니다. 채우기 밀도를 100%로 설정하고 아크릴로니트릴 부타디엔 스티렌을 충전 재료로 사용합니다. 대동맥 밸브 프레임의 모양과 치수에 대해서는 그림 3 을 참조하십시오.</li>
	</ol></li>
	<li>확장된 폴리테트라플루오로에틸렌(ePTFE)을 이용한 대동맥 역류 모델<ol>
<li>3D 모델링 소프트웨어를 실행하고 새 스케치를 엽니다. 그림 4A를 참조하여 수평선 23.24mm와 수직 15mm의 수직선을 그립니다. 참고: 밸브의 베이스, 높이 및 리플릿 프리 엣지 길이의 기하학적 파라미터는 이전 연구12에 따라 선택되었습니다.</li>
		<li>아크 명령 관리자에서 3 점 아크 도구를 클릭하고 수평선의 양쪽 끝과 세로선 끝의 마지막 점에 두 점을 설정합니다. 스케치를 두께 5mm로 밀어냅니다. STL 파일 형식으로 모델을 내보내고 3D 인쇄합니다.</li>
		<li>ePTFE 멤브레인을 두 겹쳐서 인쇄된 전단지를 사용하여 2mm 간격으로 세 개의 전단지 테두리를 그립니다. 1mm 간격으로 그려진 선과 측면 테두리를 따라 직경 0.1mm의 폴리아미드 봉합사로 봉합합니다. ePTFE 밸브를 1mm 간격으로 프레임의 위에서 아래로 봉합합니다.</li>
		<li>멤브레인의 바깥 쪽을 자르고 서로 봉합하십시오. 다음 세 가지 수정 작업을 수행하여 세 가지 다른 모델을 가져옵니다.<ol>
<li>확장 모델: 설계된 리플릿 매개변수의 비율을 90%로 줄입니다.</li>
			<li>천공 모델 : 하나의 전단지 중앙에 가위를 사용하여 직경 2mm의 원형 구멍을 만듭니다.</li>
			<li>탈출증: 포스트 높이가 낮은 구멍에서 밸브의 두 가지 단점을 수정하십시오. 참고 : 그림 4 는 ePTFE 밸브의 재료 및 제조 방법을 보여줍니다. 도 5는 각 AR 타입의 특성을 나타낸다.</li>
		</ol>
</li>
	</ol></li>
</ol>2. MRI 스캔 및 파라미터 선택
<ol><li>AR 모델, 대동맥 부비동 모델, 심장 시뮬레이션 펌프 및 MRI로 구성된 실험 시스템을 준비하십시오.</li>
	<li>MRI 룸에서 실험 모델을 설정하고 25 mm (내경) 실리콘 튜브를 사용하여 펌프, 저장소 및 모델을 연결합니다. 10cm 길이의 케이블 타이를 사용하여 연결 부품을 고정하여 누출을 방지하십시오.</li>
	<li>모터 제어 피스톤 펌프를 사용하여 대동맥 혈류 파형을 시뮬레이션하여 흐름 회로 시스템을 통해 생리적 흐름 파형을 생성합니다. 물을 작동 유체로 사용하고 역류를 방지하기 위해 입구와 출구에 단방향 밸브를 부착하십시오. 유동 펌프의 세부사항은 이전 연구(23)에서 찾을 수 있다.</li>
	<li>MRI의 시야각(FOV) 내에서 모델을 찾습니다. 스카우트 스캔을 수행하여 MRI 작동 콘솔 모니터에서 관상, 축방향 및 시상 뷰에서 팬텀 이미지를 관찰합니다. 이 이미지는 다음 이미지 시퀀스를 배치하는 가이드로 사용됩니다.</li>
	<li>대동맥 모델의 중앙에 있는 2D 이미지 평면을 찾습니다. 가변 속도 인코딩 파라미터(VENC) 2D 위상차 이미징을 실행하여 4D 흐름 MRI에 가장 적합한 VENC 값을 선택합니다.</li>
	<li>가능한 속도 앨리어싱을 최소화하기 위해 4D 흐름 MRI에서 VENC를 10% 더 높은 값으로 설정합니다. 7. MRI 콘솔에 원하는 공간 해상도와 시간 해상도를 입력합니다. 대동맥 흐름에 대한 공간 및 시간 분해능은 각각 2-3mm 및 20-40ms(7)인 것이 좋습니다. 표 2는 MRI 스캔 파라미터를 나타낸다.</li>
	<li>3 가지 유형의 AR 밸브와 무 밸브를 사용하여 흐름 유무에 관계없이 데이터를 수집합니다.</li>
</ol>3. 데이터 분석
<ol><li>데이터 정렬 및 수정<ol>
<li>스캐너에서 원시 데이터 파일을 복사하여 데이터 분석을 진행합니다. Dicom 정렬 소프트웨어를 사용하여 시리즈 설명이라는 헤더에 따라 dicom 파일을 정렬합니다. Dicom 정렬 소프트웨어에서 이미지 정렬을 클릭하여 삼방향 위상 이미지와 크기 이미지를 별도의 폴더에 정렬 합니다.</li>
		<li>크기 이미지를 ITK 스냅 소프트웨어에 로드합니다. ITK 스냅에서 브러시를 클릭하고 브러시 도구를 사용하여 팬텀의 내부 유체 영역을 수동으로 페인트합니다. 분할된 이미지를 저장합니다.</li>
		<li>(선택 사항) MATLAB을 사용하여 흐름을 켜고 끌 때 얻은 두 위상 이미지 데이터를 모두 로드합니다. 흐름이 없는 데이터에 의해 흐름이 있는 데이터를 빼서 배경 오류를 제거합니다. 모든 방향과 심장 사이클에 대해 이것을 반복하십시오.</li>
		<li>공급업체별 픽셀-속도 방정식을 사용하여 5D 행렬 위상 데이터(행 x 열 x 슬라이스 x 방향 x 시간)의 속도를 계산합니다. 일반적으로, 픽셀의 최대 강도는 선택된 VENC 값에 대응한다.</li>
	</ol>
</li>
	<li>시각화<ol>
<li>3.1.4단계의 5D 매트릭스 속도를 흐름 시각화 분석 소프트웨어로 로드합니다. 참고: 입력 속도 매트릭스는 분석 소프트웨어에 따라 다를 수 있습니다. Ensight 사용자는 Ensight 골드 케이스 형식 가이드13을 따라야 합니다.</li>
		<li>등면 부품을 클릭하고 Isovolume 버튼을 클릭하여 3D 분석을 위해 데이터 유형을 isosurface에서 isovolume으로 변경합니다. 변수 명령 관리자에서 속도 데이터를 드래그하고 isovolume에 추가하여 모델의 속도 분포를 확인하십시오.</li>
		<li>주 메뉴에서 파티클 추적 이미터 도구를 클릭합니다. 보다 정확한 분석을 위해 고급 옵션을 선택하십시오. 만들 때 간소화 또는 경로선 과 같은 원하는 시각화를 선택합니다.</li>
		<li>이 실험에서는 내보내기 옵션 = 부품, 부품 ID = 2, 아니요 값을 설정합니다. 에미터 수 = 10000, 방향 = +/-. 시간이 지남에 따라 결과를 만들고 확인합니다.</li>
		<li>파티클 추적 모델을 마우스 오른쪽 단추로 클릭하고 색상 기준(Color by)을 클릭합니다. 속도 구성 요소를 선택하여 속도와 함께 유선형을 채색합니다.</li>
	</ol>
</li>
	<li>부량<ol>
<li>속도 데이터(3.1.4단계) 및 세그먼트화된 이미지(3.1.2단계)를 MATLAB에 로드합니다. 세그멘테이션 영역 외부의 속도를 0으로 설정합니다. 이것은 분절된 행렬 데이터와 속도 행렬 데이터를 요소적으로 곱함으로써 쉽게 수행될 수 있다.</li>
		<li>속도 데이터에 MATLAB의 Imshow 함수를 사용하여 위상 래핑이 있는지 확인합니다. 속도 방향의 반전은 위상 래핑을 나타냅니다.</li>
		<li>행렬 데이터의 원하는 평면을 분할합니다. 평면 내의 모든 속도 데이터를 합산하고 공간 분해능을 곱하여 평면을 통한 유속을 계산합니다. 심장 주기 동안의 모든 유속을 합산하고 시간 분해능을 곱하여 뇌졸중 부피를 계산합니다.</li>
	</ol>
</li>
</ol>

<ol>
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4차원 유동 MRI는 최근 임상 루틴 사용을 위한 응용으로서 다양한 생체외 및 생체내 연구에 의해 검증되었다(14). 4D 흐름 MRI가 전체 심장 사이클에 걸쳐 3D 속도 정보를 얻음에 따라, 한 가지 강력한 응용은 기존의 2D 도플러 심 초음파 (15)를 정량화 할 수없는 판막 역류제 부피의 직접 정량화입니다. 4D Flow MRI를 이용한 시험관내 실험은 심혈관 질환과 혈역학 사이의 관계를 조사하는 데 사용할 수 있는 3D 유속 및 관련 혈역학적 파라미터를 제공할 수 있다. 그러나 유망한 기능에도 불구하고이 응용 프로그램에 대한 체계적인 연구는 아직보고되지 않았습니다. 이것은 아마도 트라이 리플릿 밸브의 역류를 모방하는 잘 조절 된 시험관 내 실험의 부족 때문일 수 있습니다.
시험관내 연구의 최근 발전은 판막 전후 혈역학(16,17)에 접근하기 위한 보다 정확하고 현실적인 실험 방법을 제공하였다. 광학 이미지 기반 입자 이미지 속도측정법(PIV)과 결합하여, 밸브 주위의 유동의 정확한 측정 및 정량화가 이전의 시험관내 연구(18)에서 가능하였다. 그러나, 정확한 3D 흐름장, 특히 포스트 valvular 흐름의 경우, 불투명한 모델 및 굴절로 인해 제한되었다. 반면에 MRI를 사용한 3D 속도 측정도 금속 부품이19,20을 사용할 수 없기 때문에 제한되었습니다.
따라서이 연구에서는 판막 질환의 다양한 임상 시나리오를 재현하기 위해 MR 호환 가능하고 고도로 수정 가능한 흐름 실험 플랫폼을 구축하기위한 프로토콜이 도입되었습니다. ePTFE 멤브레인은 높은 인장 강도와 내화학성17,21,22로 인해 밸브 및 혈관 이식재로 널리 사용되어 왔기 때문에 금속 성분없이 트리쿠스피드 밸브를 모방하는 데 사용됩니다. ePTFE 필름을 기반으로 AR의 세 가지 기원 (팽창, 천공 및 탈출)뿐만 아니라 비교를위한 밸브가없는 모델이 재현되었습니다. 이 흐름 실험 프로토콜의 다음 중요한 단계는 MR 이미징 및 정량화입니다. 대동맥 혈류 파형을 시뮬레이션할 수 있는 모터 제어 피스톤 펌프가 흐름 회로 시스템을 통해 생리적 흐름 파형을 생성하는 데 사용됩니다. 유동 펌프의 세부사항은 이전 연구(23)에서 찾을 수 있다. 본 연구는 또한 유동 정량화에서 4D 유동 MRI의 정확성을 검증하는 것을 목표로 하기 때문에, 모든 영상화 파라미터는 임상 루틴(24)에서 사용될 수 있는 파라미터를 요약하는 이전 연구에 기초하여 선택된다. MRI 시스템은 자기장(25)의 와전류 및 비선형성과 같은 불완전성으로 인한 고유 오류를 포함하므로, 배경 보정 전략은 단계 3.1.3에서 설명된 바와 같이 실제 데이터 정량화에 앞서 적용된다.
이 연구에서 제안 된 수제 대동맥 역류 모델은 이전 연구가보고 한26,27과 같이 모델 분류에 따라 역류제 제트기의 유사한 혈류 역학 특성을 나타냈다. 닫힌 형상은 대칭적이었고, 팽창 모델에서 밸브의 중앙에 직선 제트기가 발생했다. 천공 모델의 커프 손상으로 인해 후방으로 향하는 편심 제트기가 나타납니다. 밸브의 부분 탈출은 제한된 이동성으로 인해 범인 컵에서 방향이 구부러진 제트기를 보여줍니다. 4D 흐름 MRI를 사용하여 직접 측정 된 대동맥 역류 부피는 밸브 및 팽창 모델에서 과대 평가되었지만 접지 진실과 비교할 때 탈출 모델에서는 크게 과소 평가되었습니다. 그러나, 역류성 분율이 계산되었을 때, 가장 큰 편향은 탈출 모델에서 단지 11%에 불과하였다. 이것은 역류제 흐름뿐만 아니라 정상적인 대동맥 제트기가 MR 스캔의 영향을 받았다는 것을 강력하게 나타냅니다. 현재 단계에서 개별 스캔 파라미터는 각 AR 모델에 최적화되지 않았습니다. 미래의 전신 파라미터 연구는 역류제 부피 측정의 정확도를 향상시킬 수 있다. 대안으로, 역류제 분획의 사용은 4D 유동 MRI에서 내재된 오류를 없애기 때문에 더 강력하지만, 또한 단순히 절대 역류제 부피를 측정하는 것보다 임상적으로 더 관련성이 높다.
결론적으로,이 연구는 다양한 유형의 AR을 시뮬레이션하기 위해 고도로 수정 가능한 MR 호환 시험관 내 흐름 실험 모델을 제안합니다. 또한, 4D 플로우 MRI를 이용한 AR 체적 측정의 정확도를 비교하였다. 이 연구의 한계는 대동맥 판막의 움직임이 시뮬레이션되지 않아 역류 제트기의 실제 발달에 영향을 줄 수 있다는 것입니다. 또한, 4D-flow MRI의 부분적 체적 효과 및 시간적 평균 특성은 특히 제트 및 주변 환경 내의 속도의 높은 동적 범위를 고려할 때 유동 측정의 정확도를 제한할 수 있다. 따라서, 보다 체계적인 파라미터 연구가 요구된다.

대동맥 역류(AR)는 심실의 확장기 단계 동안 대동맥에서 좌심실로 후진 유동을 말한다. AR은 일반적으로 대동맥 팽창, 컵 탈출, 컵 천공, 컵 수축 및 기타1로 분류됩니다. 만성 AR은 주로 비대 및 팽창으로 인해 LV의 부피 과부하를 야기할 수 있고, 결국 그의 보상 상실을 야기한다2. 급성 AR은 주로 전염성 심내막염, 대동맥 박리 및 외상성 파열로 인해 발생하며, 이는 혈역학적 응급 상황으로 이어진다2.
AR 진단에 대한 현재의 임상 표준은 주로 흉부 경 심 초음파 (TTE) 또는 경식도 심 초음파 (TEE)3를 기반으로합니다. 실시간 이미징과 짧은 시험 시간의 장점에도 불구하고 심 초음파의 정확도는 운영자에 따라 크게 다릅니다. 특히 역류제 부피 측정의 경우, 역류물질 용적의 직접적인 측정은 대동맥 밸브의 움직임으로 인해 역류제 제트기가 2차원(2D) 측정 평면 밖으로 이동함에 따라 제한된다. 근위 등속 표면적(PISA) 방법을 사용한 간접 추정이 자주 사용되지만, 원형 오리피스 면적과 같은 가정은 종종 정확한 측정을 제한합니다4.
최근의 의료 가이드라인5 는 또한 LV의 질량 및 전역 기능을 측정함으로써 심초음파의 한계를 보상하기 위해 특히 중등도 또는 중증 AR 환자에 대해 심장 MR(CMR)을 권장한다. 대동맥 전단지 및 LV 크기와 같은 구조적 파라미터, 제트 폭, 베나 콘트라우나 폭, 역류성 부피와 같은 유동 파라미터도 AR 진단6에서 종합적으로 고려될 수 있다. . 그러나, LV 전역 기능으로 추정된 대동맥 역류량은 특히 다른 심장 판막 질환 또는 션트 환자에 대해 실패할 수 있다.
대안적으로, 4D 유동 MRI는 관심 볼륨(7) 내의 시간-분해된 속도 정보를 갖는 역류성 부피를 직접 측정할 수 있는 유망한 기술로서 고려되었다. 시간에 따른 밸브의 움직임은 역류제 유동량 8,9를 측정할 때 쉽게 추적되고 보상될 수 있다. 또한, 역류성 제트에 수직인 임의의 평면이 소급적으로 위치될 수 있고, 이는 측정(10)의 정확도를 증가시킨다. 그러나 4D 흐름 MRI가 본질적으로 시공간 평균 정보를 얻음에 따라이 기술의 정확성은 잘 제어 된 시험관 내 흐름 실험을 사용하여 검증을 보증합니다.
이 연구는 (i) AR의 다양한 임상 시나리오 (팽창, 천공 및 탈출)를 재현 할 수있는 MRI 호환 시험관 내 실험 플랫폼을 개발하고 (ii) 이러한 AR 모델에서 다른 AR을 정량화하는 데 4D 흐름 MRI 성능에 대한 이해를 풍부하게하는 것을 목표로합니다. 또한, 다양한 임상 시나리오에 따라 4D 유동 MRI를 기반으로 한 3D 혈역학 시각화 및 정량화가 수행되었다. 이 프로토콜은 AR에 한정되지 않으며, 일련의 시험관내 실험 및 혈역학적 정량화를 필요로 하는 다른 유형의 판막 질환 연구로 확장될 수 있다.

<table border="1" fo:keep-together.within-page="1" fo:keep-with-next.within-page="always">
	<tbody>
		<tr>
			<td>3D modeling software(SolidWorks)</td>
			<td>Dassault Syst&#232;mes SolidWorks Corporation</td>
			<td></td>
			<td>Waltham, MA, USA</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>3D printer</td>
			<td>Zortrax S.A.</td>
			<td></td>
			<td>the construction of a three-dimensional object from a CAD model or a digital 3D model,(zortrax m200 plus, Zortrax S.A.,Olsztyn, Poland)</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Dicom sort</td>
			<td>Open source software</td>
			<td></td>
			<td>Jonathan Suever, Software Engineer</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Ensight</td>
			<td>Ansys</td>
			<td></td>
			<td>Flow visualization software (Canonsburg, PA, USA).</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Expanded Polytetrafluoroethylene(ePTFE)</td>
			<td>SANG-A-FRONTEC</td>
			<td></td>
			<td>Medical membrane (ePTFE,SANG-A-FRONTEC, Incheon, korea)</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Itk snap software</td>
			<td>Open source software</td>
			<td></td>
			<td>GNU General Public License,</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>MATLAB</td>
			<td>MathWorks</td>
			<td></td>
			<td>Natick, MA, USA</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>MRI</td>
			<td>Siemens</td>
			<td></td>
			<td>3T, Erlangen, Germany</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Scissors</td>
			<td>Scanlan International Inc</td>
			<td>n43 1765</td>
			<td>7007-454, Scanlan International Inc., Saint Paul, USA</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Suture</td>
			<td>AILEE</td>
			<td>NB530</td>
			<td>Ailee, Polyamide suture, UPS 5-0</td>
		</tr>
	</tbody>
</table>

in vitro assessment of aortic regurgitation using four-dimensional flow magnetic resonance imaging

대동맥 역류(AR)는 심실 디아스톨 동안 대동맥에서 좌심실(LV)로 후진 혈류를 의미한다. 복잡한 형상으로부터 발생하는 역류제 제트는 입체 유동 및 고속 구배를 특징으로 하며, 때로는 2D 심초음파를 사용하여 역류제 부피의 정확한 측정을 제한한다. 최근에 개발된 4차원 유동 자기 공명 영상(4D flow MRI)은 역류의 양을 정확하게 정량화하는 데 사용할 수 있는 입체 체적 유동 측정을 가능하게 합니다. 이 연구는 (i) 자기 공명 호환 AR 모델 제작 (팽창, 천공 및 탈출) 및 (ii) AR 정량화에서 4D 흐름 MRI의 성능에 대한 체계적인 분석에 중점을 둡니다. 결과는 시간에 따른 전방 및 후진 제트기의 형성이 AR 기원의 유형에 크게 의존한다는 것을 나타냈다. 모델 유형에 대한 역류 부피 바이어스의 양은 펌프 행정 부피로부터 측정된 접지 진실(48 mL) 부피에 비해 -7.04%, -33.21%, 6.75%, 및 37.04%였다. 역류 분율의 가장 큰 오차는 약 12 %였습니다. 이러한 결과는 절대 역류량이 중요할 때 이미징 파라미터의 신중한 선택이 필요하다는 것을 나타냅니다. 제안 된 시험관 내 유동 팬텀은 대동맥 협착증 또는 bicuspid 대동맥 판막 (BAV)과 같은 다른 판막 질환을 시뮬레이션하기 위해 쉽게 변형 될 수 있으며 향후 다른 MRI 서열을 테스트하기위한 표준 플랫폼으로 사용될 수 있습니다.

대동맥 역류 모델의 세 가지 대표적인 클래스가 제작되었고, 밸브가없는 한 가지 케이스가 비교를 위해 제작되었습니다 (그림 3). 팽창 모델은 작은 크기의 전단지로 인해 밸브 전단지의 불완전한 폐쇄를 분명히 보여주었습니다. 천공 모델을 모방하기 위해 가위를 사용하여 전단지 중 하나에 구멍을 뚫었습니다. 탈출 모델의 한 전단지는 두 개의 전단지가 원래 높이보다 낮은 위치에서 봉합 되었기 때문에 다른 두 전단지보다 작아 보였습니다. 상단 뷰와 큰 차이는 없었습니다.
4D 흐름 MRI를 사용하여 시간이 지남에 따라 획득한 3D 속도 정보를 통해 수축기 및 디아스톨 중에 정상 및 역류 제트의 간소화가 시각화되었습니다(그림 6). 전방 제트기는 천공 모델을 제외한 모든 모델에서 직선이었습니다. 천공 모델에서, 벽 편향된 제트기가 수축기 단계에서 발생하였다. 역류 제트기는 AR 분류에 따라 다른 속도와 모양을 보였다. 밸브가없는 경우 전반적인 전방 및 후진 흐름이 발생했습니다. 팽창 모델의 역류 제트기는 중심에서 나왔고 시간이 지남에 따라 방향이 바뀌는 경향이있었습니다. 천공 및 탈출 모델 역류제 제트기가 벽을 향해 기울었다. 전방 및 역류제 제트의 피크 속도는 밸브가 없는 모델에서 0.28m/s, -0.29m/s, 팽창 모델에서 2.03m/s, -3.53m/s, 천공 모델에서 2.52m/s, -3.13m/s, 탈출 모델에서 2.76m/s, -2.88m/s였습니다.
도 7은 밸브 베이스로부터 떨어진 3D 평면에서의 각 밸브 및 순방향 및 역류제 부피에 대한 유량을 보여준다. 유속은 각 모델에 대해 서로 다른 파형과 수량을 보여주었습니다. 역류 부피의 양은 밸브, 팽창, 천공 및 탈출 모델이 없는 모델에 대해 각각 51.38 mL, 63.94 mL, 44.76 mL 및 30.22 mL이었다. 밸브, 팽창, 천공 및 탈출 없이 모델에 대한 바이어스는 펌프 행정 부피로부터 측정된 접지 진실(48 mL)과 비교하여 각각 -7.04%, -33.21%, 6.75% 및 37.04%였다. 양수 백분율 값은 과소 평가값을 나타내고 음수 백분율 값은 추정치에 대한 값을 나타냅니다. 역류 분율 오차는 밸브, 팽창, 천공 및 탈출 모델 없이 각각 -7.78%, -6.00%, 0.33% 및 -11.18%였다.
<img alt="Figure 1" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/63491/63491fig01.jpg"> 그림 1: 프로토콜의 워크플로 다이어그램 이 실험 프로토콜은 주로 모델 제작, MRI 스캔 및 데이터 분석으로 구성됩니다. 모델 제작 단계에서는 외부 대동맥 뿌리 모델과 네 가지 유형의 AR 모델 (밸브, 팽창, 탈출 및 천공 없음)이 제작됩니다. MRI 스캔 중에 스카우트 이미징 후 다중 VENC 스캔 및 4D 흐름 MRI가 수행됩니다. 데이터 분석 부분에는 데이터 정렬, 이미지 세분화, 속도 계산, 시각화 및 정량화가 포함됩니다. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/63491/63491fig01large.jpg" target="_blank">이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.</a>
<img alt="Figure 2" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/63491/63491fig02.jpg"> 그림 2 : 대동맥 뿌리의 개략적이고 설계된 아크릴 모델 (A) 대동맥 뿌리 기하학의 기하학적 특성화 및 매개 변수. (B) 다차원 뷰의 대동맥 루트 3D 모델. D A : 시노관 접합부 (STJ)의 직경, Do : 환부의 직경, rmax : 최대 부비동 직경, r 최소 :최소 부비동 직경, LA : 부비동의 높이, LB : STJ의 높이. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/63491/63491fig02large.jpg" target="_blank">이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.</a>
<img alt="Figure 3" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/63491/63491fig03.jpg"> 그림 3: 대동맥 역류 프레임 및 모델 (A) 전단지를 보유하는 데 사용되는 대동맥 판막 프레임의 기하학적 정보. 프레임의 몸체 주위의 구멍은 봉합사 라인이 통과하는 곳입니다. (b) ePTFE 멤브레인 봉합 밸브의 예. (C) 시험관내 모델의 얼굴보기: 본 연구에서 조작된 판막, 팽창, 천공 및 탈출이 없다. 화살표는 손상된 커프를 나타냅니다. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/63491/63491fig03large.jpg" target="_blank">이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.</a>
<img alt="Figure 4" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/63491/63491fig04.jpg"> 그림 4: ePTFE 전단지의 재료 및 제조 단계. (A) 3D 인쇄된 전단지를 가이드로 사용하여 ePTFE 멤브레인을 사용하여 전단지를 제작합니다. (b) ePTFE 밸브의 도면, 봉합, 절단 및 고정 단계. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/63491/63491fig04large.jpg" target="_blank">이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.</a>
<img alt="Figure 5" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/63491/63491fig05.jpg"> 그림 5: 다양한 AR 모델의 제작 방법 . (A) 팽창 모델, (B) 천공 모델 및 (C) 탈출 모델. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/63491/63491fig05large.jpg" target="_blank">이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.</a>
<img alt="Figure 6" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/63491/63491fig06.jpg"> 그림 6: 대동맥 역류 유형에 따라 시각화를 간소화합니다. 대동맥 역류 유형에 따라 수축기 (각 패널의 왼쪽)와 디아스톨 (각 패널의 오른쪽)에서 간소화 된 시각화. (A) 밸브가없는 모델 (디아스톨 / 수축기 이미지는 밸브 부족으로 인해 동일합니다), (B) 팽창, (C) 천공 및 (D) 탈출. 수축기 및 디아스톨 데이터는 심장 주기 동안 입구 속도가 가장 높고 가장 낮은 곳에서 취해졌다. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/63491/63491fig06large.jpg" target="_blank">이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.</a>
<img alt="Figure 7" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/63491/63491fig07.jpg"> 그림 7: 유량 및 스트로크 볼륨 밸브가 없는 (A) 모델, (B) 팽창, (C) 천공 및 (D) 탈출에 대한 유량 및 스트로크 부피. 유량 및 스트로크 부피는 밸브 환부까지 평면(실선) 하류의 삼지름에서 측정된다. 파란색과 빨간색은 각각 전방 및 역류 흐름을 나타냅니다. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/63491/63491fig07large.jpg" target="_blank">이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.</a>
<table border="1" fo:keep-together.within-page="1" fo:keep-with-next.within-page="always"><tbody>
<tr>
<td rowspan="2">비율 (Do= 26 mm)</td>
			<td>DA/Do</td>
			<td>LA/Do</td>
			<td>LB / Do</td>
			<td>r최대/Do</td>
			<td>r최소 / Do</td>
		</tr>
<tr>
<td>1.24</td>
			<td>1</td>
			<td>0.34</td>
			<td>0.82</td>
			<td>0.64</td>
		</tr>
</tbody></table>표 1. 그림 1에 표시된 대동맥 뿌리 형상의 기하학적 매개변수.
<table border="1" fo:keep-together.within-page="1" fo:keep-with-next.within-page="always"><tbody>
<tr>
<td>시간적 해결</td>
			<td>0.025ms/40단계</td>
		</tr>
<tr>
<td>공간 해상도</td>
			<td>2mm x 2mm/1mm 당 0.5픽셀</td>
		</tr>
<tr>
<td>행렬</td>
			<td>96 x 160 x 26 픽셀</td>
		</tr>
<tr>
<td>슬라이스 두께</td>
			<td>2 밀리미터</td>
		</tr>
<tr>
<td>에코 시간</td>
			<td>2.54 밀리세컨드</td>
		</tr>
<tr>
<td>인코딩 속도</td>
			<td>25-330 cm/s</td>
		</tr>
</tbody></table>표 2. 시험관 내에서 4D 흐름 MRI 시퀀스 파라미터.

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In vitro Assessment of Aortic Regurgitation Using Four-Dimensional Flow Magnetic Resonance Imaging

대동맥 역류는 대동맥 판막 심장 질환입니다. 이 원고는 네 차원 유동 자기 공명 영상이 대동맥 역류를 모방한 시험관내 심장 판막을 사용하여 대동맥 역류를 평가할 수 있는 방법을 보여줍니다.

시험관내 사차원 유동 자기 공명 영상을 이용한 대동맥 역류 평가

Aortic regurgitation (AR) refers to backward blood flow from the aorta into the left ventricle (LV) during ventricular diastole. The regurgitant jet ...

판막 질환의 특성은이 프로토콜을 통해 확인 될 수 있으며, 그렇지 않으면 생체 내 진단 연구를 통해 어렵습니다. 또한, 4D 유동 MRI의 시험관내 평가가 이 프로토콜에서 입증된다. 이 기술은 시험관내 심장 판막 모델의 시간 해결 3D 속도 필드를 측정할 수 있습니다.여기에는 유속과 스트로크 부피를 소급적으로 분석하는 것이 포함됩니다. 4D 흐름 MRI 측정은 DICOM 의료 형식 이미지로 결과를 제공합니다. 그러나 이러한 의료 이미지를 이해하고 이미지를 물리적 흐름 데이터로 전송하는 것은 초보자에게는 어려울 수 있습니다.일반 연구자를위한 MRI의 제한된 접근으로 인해 4D 흐름 MRI 측정에 대한 인식은 많은 분야에서 제한적입니다. 이 프로토콜의 시각적 데모는 응용 프로그램을 증가시킵니다. 시작하려면 밸브 기반 직경 및 부비동 반지름과 같은 대동맥 뿌리의 매개 변수 값을 결정하십시오.스케치를 클릭하여 입체 모델링 소프트웨어를 실행 한 다음 도구, 스케치, 도구로 이동하여 스케치 그림을 클릭하십시오. 원 도구를 사용하여 R 최대 및 R 최소값에 해당하는 원을 스케치하여 부비동 모드를 만듭니다. 자유 곡선 기능을 사용하여 부비동의 곡선을 그리고 로프트 도구를 클릭 한 다음 로프트의 스케치 영역을 선택하십시오.현재 모델의 위쪽과 아래쪽에 추가 원을 스케치하고 밀어내기 도구를 클릭한 다음 원을 선택합니다. 옵션을 아래쪽으로 20mm, 위쪽으로 30mm로 설정합니다. 같은 방법으로 육면체 모델을 만드십시오.삽입 메뉴에서 기능으로 이동하여 결합을 선택한 다음 결합 도구를 클릭하십시오. 속성 관리자에서 빼기를 선택합니다. 육면체 모델과 부비동 모델을 선택합니다.최종 설계를 제조업체의 지침에 따라 다섯 축 CNC 기계로 아크릴 모델로 제작하십시오. 3D 모델링 소프트웨어를 실행하고 새 스케치를 엽니다. 밸브베이스의 중앙에 사각형과 원을 수동으로 그립니다.압출 도구를 클릭하고 밸브베이스의 높이를 다섯 밀리미터로 조정하십시오. 높이가 23.5mm이고 두께가 3mm인 원을 밀어냅니다. 각 조각에 30도가 되도록 선 도구를 사용하여 모델을 12개의 균일한 조각으로 나눕니다.120도 간격으로 세 조각을 선택하고 높이가 16.5mm로 돌출하여 세 개의 기둥을 만듭니다. 필렛 도구를 클릭하고 기둥을 선택합니다. 위쪽과 아래쪽의 필렛 반경을 각각 4mm와 10mm로 조정합니다.STL 파일 형식으로 저장합니다. 3D 인필 밀도를 100%로 설정하고 필름 재료로 아크릴로니트릴 부타디엔 스티렌을 사용하여 밸브 프레임을 인쇄합니다. 3D 모델링 소프트웨어를 실행하고 새 스케치를 엽니다.23mm의 수평선과 15mm의 수직선을 그립니다. ARC 명령 관리자에서 세 지점 ARC 도구를 클릭합니다. 수평선의 양쪽 끝과 세로선 끝의 마지막 점에 두 점을 설정하고 스케치를 다섯 밀리미터 두께로 밀어냅니다.STL 파일 형식으로 모델을 내보내고 인쇄합니다. ePTFE 멤브레인을 두 층으로 겹치십시오. 인쇄된 전단지를 사용하여 두 밀리미터 간격으로 전단지 테두리를 그립니다.그려진 선과 측면 테두리를 따라 1 밀리미터 간격으로 봉합하여 직경 0.1 밀리미터의 폴리아미드 봉합사. ePTFE 밸브를 한 밀리미터 간격으로 프레임의 위에서 아래로 봉합합니다. 멤브레인의 바깥 쪽을 자르고 서로 봉합하십시오.세 가지 모델에 대해 수정을 수행합니다. 팽창 모델의 경우 지정된 전단지 매개변수의 비율을 90%로 줄여 천공 모델에 대해 하나의 전단지 중앙에 있는 가위를 사용하여 직경 두 밀리미터의 원형 구멍을 만듭니다. 탈출의 경우, 포스트 높이가 낮은 구멍에서 밸브의 두 개의 타협을 수정하십시오.대동맥 모델, 심장 시뮬레이션 펌프 및 MRI로 구성된 실험 시스템을 준비하십시오. MRI 룸에서 실험 모델을 설정하고 내경 25mm의 실리콘 튜브를 사용하여 펌프, 저장소 및 모델을 연결합니다. 10cm 길이의 케이블을 사용하고 연결 부품을 고정하여 누출을 방지하십시오.MRI의 시야 내에서 모델을 찾습니다. 스카우트 스캔을 수행하여 MRI 작동 콘솔 모니터에서 관상, 축방향 및 시상 뷰에서 팬텀 이미지를 관찰합니다. 대동맥 모델의 중앙에 있는 이차원 이미지 평면을 찾습니다.가변 속도 인코딩 파라미터 2D 위상차 이미징을 실행하여 4D 흐름 MRI에 가장 적합한 속도 인코딩 값을 선택합니다. 4D 흐름 MRI에서 VENC를 10% 더 높은 값으로 설정합니다. MRI 콘솔에 원하는 공간 해상도와 시간 해상도를 입력합니다.대동맥 흐름의 경우, 이러한 값은 2 ~ 세 밀리미터 및 20 ~ 40 밀리 초이며 세 가지 유형의 AR 밸브를 사용하고 밸브없이 흐름의 유무에 관계없이 데이터를 수집합니다. 스캐너에서 원시 데이터 파일을 복사하여 데이터를 분석합니다. DICOM 정렬 소프트웨어를 사용하여 시리즈 설명이라는 헤더에 따라 DICOM 파일을 정렬합니다.DICOM 정렬 소프트웨어에서 이미지 정렬을 클릭하여 삼방향 위상 이미지와 크기 이미지를 별도의 폴더에 정렬합니다. 크기 이미지를 ITK-SNAP 소프트웨어에 로드합니다. ITK-SNAP에서 브러시를 클릭하고 브러시 도구를 사용하여 팬텀의 내부 유체 영역을 수동으로 페인트합니다.분할된 이미지를 저장합니다. 선택적으로 MATLAB을 사용하여 흐름을 켜고 끌 때 얻은 두 위상 이미지 데이터를 모두 로드합니다. 흐름이 없는 데이터에 의해 흐름이 있는 데이터를 빼서 배경 오류를 제거합니다.모든 방향과 심장 사이클에 대해 이것을 반복하십시오. 공급업체별 픽셀-속도 방정식을 사용하여 5D 매트릭스 위상 데이터의 속도를 계산합니다. 이전에 획득한 5D 매트릭스 속도를 흐름 시각화 분석 소프트웨어에 로드합니다.등표면 부품을 클릭하고 등각 버튼을 클릭하여 3D 분석용 데이터 유형을 변경합니다. 변수 명령 관리자에서 속도 데이터를 드래그하여 isovolume에 추가하여 모델의 속도 분포를 확인합니다. 주 메뉴에서 파티클 추적 이미터 도구를 클릭합니다.보다 정확한 분석을 위해 고급 옵션을 선택하십시오. 만들 때 간소화 또는 경로 선과 같은 원하는 시각화를 선택합니다. 실험의 값을 설정합니다.시간이 지남에 따라 결과를 만들고 확인합니다. 파티클 추적 모델을 마우스 오른쪽 단추로 클릭하고 색상을 클릭합니다. 속도 구성 요소를 선택하여 속도와 함께 유선형을 채색합니다.속도 데이터와 이전에 획득한 세그먼트화된 이미지를 MATLAB에 로드합니다. 분절된 행렬과 속도 행렬 데이터를 요소를 현명하게 곱하여 세그멘테이션 영역 외부의 속도를 0으로 설정합니다. 속도 데이터에 MATLAB의 이미지 표시 기능을 사용하여 위상 래핑이 있는지 확인합니다.속도 방향의 반전은 위상 래핑을 나타냅니다. 행렬 데이터의 원하는 평면을 분할합니다. 평면 내의 모든 속도 데이터를 합산하고 공간 분해능을 곱하여 평면을 통한 유속을 계산합니다.심장 주기 동안의 모든 유속을 합산하고 시간 분해능을 곱하여 뇌졸중 부피를 계산합니다. 그림은 수축기 및 디아스톨 동안 정상 및 역류 제트기를 간소화하는 4D 흐름 MRI의 결과를 보여줍니다. 밸브가 없으면 전체 전방 및 후진 흐름이 발생했음을 관찰 할 수 있습니다.팽창 모델의 역류 제트기는 중심에서 나왔고 시간이 지남에 따라 방향이 바뀌는 경향이있었습니다. 또한 전방 제트기는 천공 모델을 제외한 모든 모델에서 직선이었습니다. 수축기 단계 동안 벽 편향된 제트기가 천공 모델에서 발생하였다.또한, 천공 및 탈출 모델 역류 제트기가 벽을 향해 기울어 졌다. 그림은 각 밸브의 유량과 밸브베이스에서 떨어진 3D 평면의 전방 및 역류성 볼륨을 보여줍니다. 유속은 각 모델에 대해 서로 다른 파형과 수량을 보여주었습니다.일반적으로 양수 백분율 값은 과소 평가를 나타내는 반면, 음수 백분율 값은 과대 평가를 나타냅니다. 이 프로토콜에 따라 연구자들은 협착 심장 판막 및 역류 심장 판막을 포함한 다양한 체외 심장 판막을 제조 할 수 있습니다. 또한,이 밸브의 혈역학을 조사 할 수 있습니다.이 기술은 병든 심장 판막의 시험관 내 제작과 4D 흐름 MRI 시연을 탐구했습니다.

Research

JoVE Journal

Engineering

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연구

공학

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