Method Article

Kwantyfikacja funkcji lewej komory serca myszy, napięcia mięśnia sercowego i sił hemodynamicznych za pomocą rezonansu magnetycznego układu sercowo-naczyniowego

DOI:

10.3791/62595

⸱

May 24th, 2021

 ,  ,  ,  ,  ,  , 
1Department of Biomedical Engineering & Physics, Amsterdam University Medical Centers, Amsterdam Cardiovascular Sciences, University of Amsterdam, 2BioMedical Engineering and Imaging Institute, Icahn School of Medicine at Mount Sinai, 3MR Solutions Ltd., 4Laboratory for Myology, Department of Human Movement Sciences, Faculty of Behavioral and Movement Sciences, Vrije Universiteit Amsterdam, 5Medis medical imaging systems B.V.

In This Article

Summary

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

To badanie opisuje kompleksowy protokół obrazowania metodą rezonansu magnetycznego układu sercowo-naczyniowego (CMR) w celu ilościowego określenia parametrów funkcjonalnych lewej komory serca myszy. Protokół opisuje pozyskiwanie, przetwarzanie końcowe i analizę obrazów CMR, a także ocenę różnych parametrów czynnościowych serca.

Abstract

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Modele mysie znacząco przyczyniły się do zrozumienia czynników genetycznych i fizjologicznych związanych z prawidłowym funkcjonowaniem serca, jak perturbacje prowadzą do patologii i jak można leczyć choroby mięśnia sercowego. Rezonans magnetyczny układu sercowo-naczyniowego (CMR) stał się nieodzownym narzędziem do kompleksowej oceny anatomii i funkcji serca in vivo. Protokół ten przedstawia szczegółowe pomiary funkcji lewej komory serca myszy, napięcia mięśnia sercowego i sił hemodynamicznych przy użyciu CMR 7-Tesla. Najpierw demonstrowane jest przygotowanie i pozycjonowanie zwierząt w skanerze. Skany geodezyjne są wykonywane w celu planowania warstw obrazowania w różnych widokach krótkiej i długiej osi. Rejestruje się serię prospektywnych filmów krótkoosiowych (SA) wyzwalanych EKG (lub obrazów CINE) obejmujących serce od wierzchołka do podstawy, rejestrując fazę końcowoskurczową i końcoworozkurczową. Następnie jednowarstwowe, retrospektywnie bramkowane obrazy CINE są pozyskiwane w widoku SA śródkomorowym oraz w widokach 2-, 3- i 4-komorowych, a następnie rekonstruowane do obrazów CINE o wysokiej rozdzielczości czasowej przy użyciu niestandardowego oprogramowania typu open source. Obrazy CINE są następnie analizowane za pomocą dedykowanego oprogramowania do analizy obrazów CMR.

Wyznaczanie granic endomięśnia sercowego i nasierdzia na obrazach CINE końca skurczowego i rozkurczowego SA pozwala na obliczenie objętości końcowoskurczowej i rozkurczowej, frakcji wyrzutowej i rzutu serca. Obrazy SA CINE w środkowej komorze są nakreślone dla wszystkich ram czasowych serca w celu wyodrębnienia szczegółowej krzywej objętość-czas. Jego pochodna czasowa pozwala na obliczenie funkcji rozkurczowej jako stosunku fal wczesnego wypełnienia i obkurczania przedsionków. Na koniec ściany wsierdzia lewej komory w widokach 2-, 3- i 4-komorowym wyznacza się za pomocą śledzenia cech, na podstawie którego obliczane są parametry podłużnego obciążenia mięśnia sercowego i siły hemodynamiczne lewej komory. Podsumowując, protokół ten zapewnia szczegółową kwantyfikację in vivo parametrów serca myszy, którą można wykorzystać do badania czasowych zmian w funkcji serca w różnych mysich modelach chorób serca.

Introduction

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Rezonans magnetyczny układu sercowo-naczyniowego (CMR) u małych zwierząt zapewnia dokładny pomiar in vivo funkcji mięśnia sercowego, co czyni CMR optymalnym narzędziem do badań przedklinicznych nad chorobami sercowo-naczyniowymi. Ze względu na wysoką rozdzielczość przestrzenną i wysoki kontrast między krwią a mięśniem sercowym na obrazach CMR, możliwe jest wyznaczenie konturów śród- i nasierdziowych oraz obliczenie masy mięśnia sercowego i objętości komór1,2. Pomimo wysokiego tętna do 600 uderzeń na minutę, zastosowanie elektrokardiogramu (EKG) i wyzwalania oddechu umożliwia wysokiej jakości pomiary różnych faz serca (zwane również obrazami CINE) bez artefaktów ruchu oddechowego. W ten sposób można użyć wielu plasterków do pokrycia serca od wierzchołka do podstawy, aby wyodrębnić parametry funkcji skurczowej, takie jak frakcja wyrzutowa (EF), objętość końcowoskurczowa (ESV), objętość końcoworozkurczowa (EDV) i pojemność minutowa serca (CO)3. Oprócz podstawowej oceny funkcji skurczowej, ostatnio opracowano dodatkowe techniki CMR do oceny dysfunkcji rozkurczowej4, szczep mięśnia sercowego5 i siły hemodynamiczne (HDF)6.

bramkowanie EKG umożliwia synchronizację z cyklem pracy serca poprzez rozpoczęcie akwizycji sygnału MR po wykryciu szczytu R i zarejestrowanie określonej liczby faz pracy serca podczas przerwy R-R. Jednak liczba faz serca (liczba klatek na sekundę), które można uzyskać w ten sposób, zależy od najniższego możliwego czasu powtarzania (TR), jaki system może osiągnąć przy zachowaniu akceptowalnego stosunku sygnału do szumu (SNR) i rozdzielczości przestrzennej4. Ponadto, ponieważ zastosowanie wysokich gradientów pola magnetycznego może tymczasowo zniekształcić sygnał EKG, akwizycja jest zwykle zatrzymywana przed fazą końcoworozkurczową. Oba czynniki ograniczają stosowanie takich skanów do oceny funkcji skurczowej, ponieważ obliczenie innych parametrów funkcjonalnych serca wymaga lepszego zdefiniowania krzywej objętościowo-czasowej lewej komory (LV).

Obrazy CINE o wysokiej liczbie klatek na sekundę mogą być pozyskiwane przez bramkowanie retrospektywne, dzięki czemu sygnał MR jest stale pozyskiwany podczas skanowania, a wbudowane echo nawigatora po wzbudzeniu radiowym (RF) wykrywa ruchy serca i oddechu. Ponieważ akwizycja CMR odbywa się asynchronicznie z ruchem serca, pozyskane sygnały MR można następnie przypisać do retrospektywnie wybranej liczby ramek serca. W ten sposób, jeśli zostanie zebrana wystarczająca ilość danych, można zrekonstruować obrazy CINE o dużej liczbie klatek na sekundę4,7. Pozwala to na ocenę funkcji rozkurczowej, reprezentowanej przez stosunek między szczytową szybkością wczesnego napełniania (E') a szczytową szybkością późnego napełniania w wyniku skurczu przedsionków (A').

W badaniach klinicznych obrazy CINE mogą być analizowane za pomocą CMR feature tracking w celu oceny szczepu mięśnia sercowego i HDF6,8. Obciążenie mięśnia sercowego to parametr deformacji serca, który mierzy różnicę w procentach między długością początkową (zwykle w długości końcoworozkurczowej) a maksymalną długością (zwykle w skurczu końcowym) segmentu mięśnia sercowego9. Pomiary odkształcenia mięśnia sercowego mogą mieć wartość przyrostową dla oceny funkcji lewej komory, ponieważ wartości odkształcenia określają ilościowo skrócenie i pogrubienie ściany mięśnia sercowego. Zmniejszenie funkcji skracania może wskazywać na uszkodzenie włókien podwsierdziowych10. Zmiany w obciążeniu mięśnia sercowego mogą wystąpić niezależnie od EF i mogą być prekursorem powikłań podstawowych.

W szczególności, wykazano, że globalny szczep podłużny (GLS) i globalny szczep obwodowy (GCS) mają wartość dodaną w charakterystyce chorób serca10,11,12. Podobnie, HDF został zasugerowany jako potencjalny nowy parametr wskazujący na zmienioną czynność serca6,13. Te HDF lub gradienty ciśnienia międzykomorowego (IVPG) napędzają ruch krwi podczas wyrzutu i napełniania serca i są zależne od wymiany pędu między krwią a mięśniem sercowym, w tym zastawką aortalną i mitralną14,15.

W tym badaniu opisany jest obszerny protokół do wykonywania solidnych pomiarów CMR u małych zwierząt w celu ilościowego określenia funkcji LV, szczepu mięśnia sercowego i HDF u serc myszy. Zawiera niezbędne kroki do przygotowania zwierząt, pozyskiwania danych za pomocą zarówno prospektywnie, jak i retrospektywnie bramkowanych obrazów CINE serca, a także analizę za pomocą dedykowanego oprogramowania zdolnego do obliczenia pomiarów wolumetrycznych, stosunku E'/A', obciążenia mięśnia sercowego i HDF serca. Protokół ten może być wykorzystany do obszernej oceny funkcji lewej komory serca w różnych mysich modelach chorób sercowo-naczyniowych.

Protocol

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Opisane doświadczenia na zwierzętach są prowadzone zgodnie z wytycznymi Unii Europejskiej dotyczącymi dobrostanu zwierząt laboratoryjnych (Dyrektywa 2010/63/UE) i zostały zatwierdzone przez Komisję Etyki Zwierząt Akademickiego Centrum Medycznego.

1. Konfiguracja i przygotowanie zwierząt

  1. Przed rozpoczęciem eksperymentu upewnij się, że znieczulenie izofluranem jest wystarczające przez co najmniej 2 godziny oraz że bateria dostępna do monitorowania EKG i oddechu jest wystarczająco naładowana. Upewnij się, że obszar skanera jest wyposażony w działającą rurkę odciągową w celu usunięcia nadmiaru izofluranu.
  2. Przygotuj kołyskę dla myszy (Rysunek 1A) i włącz system ogrzewania zwierząt z temperaturą ustawioną na 40 °C. Przygotuj moduł interfejsu EKG/oddech i konfigurację baterii (Rysunek 1B), a następnie uruchom oprogramowanie do monitorowania w czasie rzeczywistym sygnałów EKG i oddechowych (Rysunek 1C).
  3. Wyjmij mysz z klatki obudowy i zmierz masę ciała.
  4. Umieść mysz w komorze indukcyjnej znieczulenia pod ramieniem odciągowym wyciągowym i podaj 3-4% izofluranu w mieszaninie 0,2 l/min O2 i 0,2 l / min powietrza medycznego. Po całkowitym znieczuleniu zwierzęcia nałóż niewielką kroplę maści do oczu na każde oko i zamknij powieki myszy.
  5. Umieść mysz w pozycji leżącej na kołysce myszy. Zaczep siekacze myszy w listwie gryzącej na kołysce myszy i wyreguluj stożek nosa, aby pasował prawidłowo (Rysunek 1A). Sprawdzić wzrokowo, czy oddech jest stabilny poniżej 100 oddechów/min i zmniejszyć poziom izofluranu do ~2% podczas przygotowywania dla zwierząt.
  6. Przesuń podstawkę myszy tak, aby serce znajdowało się w tej części uchwytu kołyski, która znajdzie się w środku cewki RF i izocentrum magnesu.
  7. Użyj wazeliny, aby włożyć sondę temperatury doodbytnicy i przyklej światłowodowy sondy temperatury do podstawki myszy.
  8. Umieść balon oddechowy na dolnej części brzucha myszy i zabezpiecz go taśmą. Włóż dwie igły elektrody EKG podskórnie w klatkę piersiową na wysokości przednich łap i delikatnie przyklej je taśmą, aby zapobiec ruchom (Rysunek 1A).
  9. Sprawdź, czy sygnały oddechowe i EKG są wystarczającej jakości i czy oprogramowanie wykrywa prawidłowe punkty spustowe (Rysunek 1C).
    1. Upewnij się, że częstość oddechów wynosi 50-80 oddechów/min, tętno ~400-600 uderzeń/min, a temperatura ciała około 37 °C. Dostosuj podawanie izofluranu, gdy częstość oddechów wykracza poza ten zakres i zmniejsz temperaturę systemu grzewczego dla zwierząt, jeśli temperatura ciała ma tendencję do przekraczania 37 °C.
  10. Umieść cewkę RF na myszy.
    UWAGA: W zależności od systemu może to wymagać tymczasowego odłączenia elektrod EKG i zatyczek balonów oddechowych od modułu interfejsu EKG/oddechowego.
  11. Podłącz cewki i umieść kołyskę w otworze magnesu. Sprawdź, czy sygnał EKG jest nadal stabilny.
    1. Jeśli sygnał EKG jest nieoptymalny, zmień położenie elektrod EKG, aby uzyskać lepszy sygnał, ponieważ nie można tego zrobić na późniejszym etapie bez znaczącej zmiany orientacji zwierzęcia.

figure-protocol-1
Rysunek 1: Przygotowanie zwierząt i konfiguracja sprzętu do obrazowania CMR serca myszy. (A) W pełni znieczulona mysz w pozycji leżącej, umieszczona w podgrzewanej kołysce myszy z pneumatyczną poduszką oddechową umieszczoną na brzuchu, doodbytniczym światłowodowym czujnikiem temperatury i podskórnymi przewodami EKG w klatce piersiowej w pobliżu przednich łap. (B) Cewka ciała myszy umieszczona nad kołyską myszy, z przewodami EKG i poduszką oddechową ponownie podłączonymi do interfejsu EKG i oddechowego przed umieszczeniem uchwytu w magnesie MRI. (C) Obraz sygnałów EKG i sygnałów oddechowych w specjalnym oprogramowaniu do monitorowania małych zwierząt. Szczyt R sygnału EKG jest wykrywany i wykorzystywany jako punkt wyjścia do akwizycji sygnału MRI. Okres wygaszania między szczytami R można regulować ręcznie w zależności od okresu bicia serca. Wyzwalanie może nastąpić tylko podczas plateau oddechowego (zielona linia w środkowym panelu), dla którego opóźnienie początkowe i maksymalną szerokość można regulować ręcznie. Skróty: CMR = rezonans magnetyczny układu sercowo-naczyniowego; EKG = elektrokardiogram; MRI = rezonans magnetyczny. Kliknij tutaj, aby zobaczyć większą wersję tego rysunku.

2. Kalibracja i wyzwalanie skanu MRI

  1. Dostosuj parametry EKG i bramkowania oddechowego w oprogramowaniu do monitorowania sygnału tak, aby punkty spustowe były generowane w szczytach R i tylko podczas płaskiej części sygnału oddechowego. Aby zminimalizować błędy bramkowania EKG, ustaw okres wygaszania krótszy o 10-15 ms niż interwał R-R.
    UWAGA: Ten okres wygaszania powinien być dostosowywany podczas całego eksperymentu, jeśli wystąpią zmiany w tętnie.
  2. Wykonaj kalibrację częstotliwości środkowej i standardowy (niezawartościowany) skan SCOUT z zerowym przesunięciem, aby określić pozycję myszy w skanerze w kierunku koronalnym, osiowym i strzałkowym. Jeśli serce nie znajduje się w odległości 0.5-1 cm od środka pola widzenia (FOV), odpowiednio dostosuj położenie podstawki i ponownie wykonaj skanowanie SCOUT.
  3. Wykonaj ręczną kalibrację podkładki i RF przy użyciu metod dostępnych od dostawcy.

3. Planowanie i akwizycja skanów

UWAGA: Patrz Tabela 1, aby zapoznać się ze szczegółowymi parametrami skanowania dla następujących skanów.

  1. Opierając się na początkowym SCOUT, wykonaj bramkowany jednoklatkowy skan zwiadowczy Gradient Echo (GRE) (Tabela 1, skan 1) z 5 warstwami w 3 ortogonalnych kierunkach i umieść każdy stos plasterków w przybliżonym położeniu serca, aby zlokalizować dokładną pozycję serca (Rysunek 2A).
  2. Wykonaj bramkowane, jednoramkowe, wielowarstwowe skanowanie zwiadowcze SA (Tabela 1, skanowanie 2). W tym celu użyj poprzedniego zwiadowcy GRAVE, aby ustawić 4-5 plasterków w pozycji środkowej lewej komory, prostopadle do długiej osi serca, aby znaleźć wstępne oszacowanie widoku SA w środkowej komorze, które jest potrzebne do zaplanowania 2-komorowego zwiadowcy o długiej osi (Rysunek 2B).
  3. W przypadku następujących skanów prospektywnych (kroki 3.4-3.6) dostosuj liczbę ramek serca (Nframes) tak, aby Nframes × TR wynosił ~60-70% interwału R-R.
    UWAGA: Akwizycja przez 60-70% przedziału R-R jest wystarczająca do uchwycenia końcowej fazy rozkurczowej cyklu sercowego, jednocześnie umożliwiając dodatkowe rozluźnienie T1 podczas końcowego rozkurczu w celu poprawy SNR i zapobiegania zakłóceniom następnego piku R poprzez przełączanie gradientowe.
  4. Wykonaj bramkowany jednowarstwowy skan GRE, aby wygenerować długoosiowy 2-komorowy (2CH) scout, który w połączeniu ze skanem SA jest potrzebny do zaplanowania 4-komorowego (4CH) (Tabela 1, skan 3). W tym celu należy umieścić wycinek prostopadły do poprzednich widoków SA biegnący równolegle do punktów połączeń między lewą i prawą komorą. Przesuń ten wycinek na środek lewej komory i sprawdź na obrazie koronalnym zwiadowcy GRES, czy wycinek jest wyrównany z długą osią LV w taki sposób, że jest umieszczony przez wierzchołek (Rysunek 2C).
  5. Wykonaj kolejny bramkowany jednowarstwowy skan GRE, aby wygenerować 4-komorowy (4CH) skan zwiadowczy, który jest potrzebny do zaplanowania wielowarstwowego skanowania SA i skanowania 3-komorowego (Tabela 1, skan 4). W tym celu umieść wycinek prostopadle do skanu zwiadowczego 2CH i wyrównaj go do środka długiej osi tak, aby plasterek przechodził przez zastawkę mitralną i wierzchołek. W widokach SA dostosuj plasterek tak, aby był umieszczony równolegle do tylnej i przedniej ściany komory oraz między dwoma mięśniami brodawkowatymi (Rysunek 2D). Sprawdź, czy plasterek pozostaje w środku komory przez cały cykl pracy serca.
  6. Wykonaj bramkowane, sekwencyjne, wielowarstwowe skanowanie SA GRE (Tabela 1, skan 5) w celu pomiaru funkcji skurczowej. W tym celu umieść wycinek środkowej komory prostopadły do długiej osi LV w widokach 2CH i 4CH w środku serca i zwiększ liczbę plasterków (zwykle liczba nieparzysta, np. 7 lub 9 plasterków, brak przerwy między plasterkami), aby pokryć serce od podstawy do wierzchołka (Rysunek 2E).
  7. W przypadku poniższych skanów z bramką retrospektywną (kroki 3.8-3.9) wyłącz wszystkie prospektywne funkcje bramkowania serca i oddechu. Zanotuj częstość akcji serca i oddechu przed i po każdym retrospektywnie bramkowanym skanowaniu i wykorzystaj te wartości do celów rekonstrukcyjnych później (krok 5.2.2).
  8. Wykonaj trzy sekwencyjne, jednowarstwowe, retrospektywnie bramkowane skany GRE w widoku SA komory środkowej (w celu ilościowego określenia stosunku E'/A'), widoku 2CH i 4CH, przy czym dwa ostatnie są niezbędne do ilościowego określenia szczepu mięśnia sercowego i wartości HDF (Tabela 1, skan 6-8). W razie potrzeby zoptymalizuj końcowe orientacje warstw 2CH i 4CH w oparciu o widoki SA z wieloma warstwami, a także dostępne skany zwiadowcze 2CH i 4CH.
  9. Wykonać dodatkowy, retrospektywnie bramkowany jednowarstwowy skan GRE w widoku 3-komorowym (3CH), który w połączeniu z widokiem 2CH i 4CH z kroku 3.8 jest niezbędny do ilościowego określenia szczepu mięśnia sercowego i wartości HDF (Tabela 1, skan 9). W tym celu umieść plaster prostopadły do widoku SA w środkowej komorze, podobnie jak w przypadku końcowego widoku 4CH z długą osią, i obróć plasterek o 45°, aby przejść od przedniej ściany do mięśnia brodawkowatego znajdującego się najbliżej tylnej ściany. Sprawdź podstawowy plasterek SA, aby zobaczyć, czy plasterek przechodzi przez zastawkę mitralną i aortalną. Sprawdź w końcowym widoku 4CH z długą osią, czy przekrój przechodzi przez wierzchołek ( Rysunek 2F).

figure-protocol-2
Rysunek 2: Planowanie warstw dla obrazowania CMR za pomocą myszy. (A) Planowanie GRE SCOUT przez serce w 3 ortogonalnych widokach przy użyciu wstępnego skanowania zwiadowczego. (B) Planowanie zwiadowcze w krótkiej osi na przekrojach koronalnych i strzałkowych GRE SCOUT. (C) Planowanie widoku zwiadowczego 2CH przy użyciu zwiadowcy o krótkiej osi i wycinka koronalnego GRE SCOUT. (D) Planowanie widoku zwiadowcy 4CH za pomocą zwiadowcy o krótkiej osi i zwiadowcy 2CH. (E) Planowanie wielowarstwowego widoku krótkiej osi przy użyciu zwiadowców 2CH i 4CH. (F) (po lewej) Planowanie końcowych widoków 2CH, 3CH i 4CH z wykorzystaniem krótkiej osi środkowej komory i widoków zwiadowczych 2CH/4CH. Skróty: CMR = rezonans magnetyczny układu sercowo-naczyniowego; GRE = Echo gradientowe; CH = komora. Kliknij tutaj, aby zobaczyć większą wersję tego rysunku.

Rozdział Rozdział Rozdział Rozdział szt.
Numer(y) skanów1cyfra arabska3456-9
Nazwa(y) skanowaniaZwiadowca GREwielowarstwowy zwiadowca SAZwiadowca 2-kanałowyZwiadowca 4-kanałowywielowarstwowe skojarzenie zabezpieczeń SA, 2 kanały, 4 kanały, 3 kanały
Łączna liczba wycinków 15 (3 x 5)*4-5117-91
Grubość (mm)111111
Pole widzenia (mm)6035Rozdział 30Rozdział 3035Rozdział 30
Współczynnik pola widzenia111111
Kąt odwróceniaRozdział 402020202015
TE (ms)**3.83.4Rozdział 2.5Rozdział 2.5Rozdział 2.53.6
TR (ms)2001 R-R7778
Nframes (liczba ramek)1112-14 12-1412-1432 ***
Rozmiar matrycy Wymiary: 192 x 192Wymiary: 192 x 192Wymiary: 192 x 192Wymiary: 192 x 192Wymiary: 192 x 192Wymiary: 192 x 192
Wyzwalanie EKGNietaktaktaktakretrospektywny
Wyzwalanie oddechowetaktaktaktaktakretrospektywny
Średnie13555retrospektywny****
Całkowity czas obrazowania (szacowany *****)Czas trwania: 2 min2 min 3-4 min3-4 minCzas trwania: 20-25 min13 min / skan

Tabela 1: Parametry akwizycji dla każdej sekwencji używanej podczas protokołu CMR. * Skany wykonywane są w trzech różnych orientacjach ortogonalnych (osiowa, czołowa, strzałkowa). **Stosowane są najkrótsze możliwe TE, biorąc pod uwagę wszystkie inne parametry, które zależą od konkretnej konfiguracji skanera. Jest to liczba ramek kardiologicznych po retrospektywnym binningu. Efektywne uśrednianie zależy od losowego wypełnienia k-space podczas całkowitego czasu akwizycji. W sumie wykonano 400 powtórzeń wszystkich linii k. W tym opóźnienia wyzwalania EKG/oddechowego. Skróty: CMR = rezonans magnetyczny układu sercowo-naczyniowego; EKG = elektrokardiogram; GRE = echo gradientowe; FOV = pole widzenia; TE = czas echa; TR = czas powtórzenia; Nframes = liczba ramek serca; SA = krótka oś; CH = komora. Kliknij tutaj, aby pobrać tę tabelę.

4. Zakończenie eksperymentu i przechowywanie danych

  1. Wyjmij mysz z podstawki po odłączeniu wszystkich innych urządzeń pomiarowych i wyłącz znieczulenie. W przypadku doświadczeń podłużnych umieścić mysz w wstępnie ogrzanej klatce w temperaturze 37 °C w celu odzyskania sprawności do czasu, gdy zwierzę obudzi się i będzie aktywne.
  2. Wyczyść cały sprzęt, który był używany, chusteczkami czyszczącymi lub 70% alkoholem.
  3. Wygeneruj pliki DICOM (Digital Imaging and Communication in Medicine) dla prospektywnie bramkowanych danych MRI i skopiuj je wraz z plikami surowych danych MRI z retrospektywnie bramkowanych skanów na bezpieczny serwer w celu późniejszej analizy danych.

5. Rekonstrukcja retrospektywnie pobranych skanów w trybie offline

UWAGA: Do rekonstrukcji retrospektywnie bramkowanych skanów, użyto specjalnie zbudowanego oprogramowania open-source (Rysunek 3). Wykonaj następujące kroki oddzielnie dla każdego z danych wyzwolonych retrospektywnie.

  1. Otwórz oprogramowanie do rekonstrukcji Retrospective i załaduj plik z surowymi danymi odpowiadający retrospektywnie bramkowanemu skanowi MRI.
  2. Sprawdź surowy sygnał nawigatora i zwróć uwagę, że wyższe piki sygnału reprezentują częstotliwość oddechową, a niższe piki sygnału reprezentują tętno.
    1. Jeśli szczyty są zarejestrowane do góry nogami, odwróć sygnał za pomocą przełącznika góra/dół.
    2. Dodatkowo sprawdź, czy automatycznie wykryte tętno odpowiada 10% obserwowanych wartości podczas każdego skanowania. Jeśli nie, ręcznie dostosuj te wartości, ponieważ automatyczne wykrywanie nie powiodło się.
    3. Wybierz odpowiedni procent okna do wykluczenia danych podczas ruchu oddechowego, zwykle 30%.
  3. Naciśnij przycisk Filtr, aby przeprowadzić analizę nawigatora i oddzielić nawigator serca od nawigatora oddechowego.
  4. Ustaw liczbę ramek CINE na 32 (wartość użyta w tym badaniu) i naciśnij przycisk sortuj k-space.
  5. Wybierz odpowiednie ustawienia regularyzacji wykrywania skompresowanego (CS) i naciśnij przycisk rekonstrukcji. Użyj następujących typowych parametrów regularyzacji: parametr regularyzacji falkowej w wymiarach przestrzennych (x, y i z) (WVxyz) 0,001 lub 0; ograniczenie całkowitej zmienności w wymiarze CINE (TVcine) 0,1; całkowite ograniczenie zmienności w wymiarze przestrzennym (TVxyz) 0; i ograniczenie zmienności całkowitej w wymiarze dynamiki (TVdyn) 0,05.
  6. Po zakończeniu rekonstrukcji obejrzyj film CINE, aby ocenić rekonstrukcję. Eksportuj obrazy DICOM do dalszej analizy za pomocą funkcji Eksport DCM.

figure-protocol-3
Rysunek 3: 'Retrospektywa' uruchamia graficzny interfejs użytkownika. 'Retrospektywa' to niestandardowa aplikacja rekonstrukcyjna do retrospektywnie wyzwalanych skanów rezonansu magnetycznego serca. W interfejsie użytkownika można ocenić sygnał nawigatora, dostosować liczbę klatek CINE do zrekonstruowania, dostosować skompresowane parametry wykrywania w celu poprawy rekonstrukcji, wyświetlić podgląd obrazów CINE jako dynamicznego filmu i wyeksportować zrekonstruowane dane. Kliknij tutaj, aby zobaczyć większą wersję tego rysunku.

6. Oprogramowanie do analizy obrazu

UWAGA: Oprogramowanie do analizy obrazów (Rysunek 4) wymaga użycia obrazów DICOM i posiada wiele wtyczek do różnych aplikacji do analizy układu sercowo-naczyniowego, takich jak wtyczka do pomiarów objętościowych oraz wtyczka do analizy odkształceń i HDF.

  1. Aby dokonać oceny wolumetrycznej LV, wybierz skanowanie wielowarstwowe SA i załaduj je do wtyczki do pomiarów wolumetrycznych.
    1. Przypisz etykiety końca skurczowego (ES) i końca rozkurczowego (ED) do odpowiedniej ramy serca.
    2. Użyj narzędzi do konturowania, aby podzielić granice endomięśnia sercowego w ramkach ES i ED.
      UWAGA: Oprogramowanie analityczne, używane dla tego protokołu, automatycznie wyświetla parametry LV EF, EDV, ESV po wprowadzeniu wszystkich niezbędnych adnotacji.
  2. W przypadku pomiarów rozkurczowych wybierz obrazy SA CINE w środkowej komorze i załaduj je do wtyczki do pomiarów objętościowych.
    1. Przypisz etykiety ED i ES do odpowiednich ram kardiologicznych.
    2. Użyj narzędzi do konturowania, aby podzielić obramowanie wsierdzia na segmenty dla wszystkich ramek. Porównaj segmentację sąsiednich ramek, aby zapewnić płynne przejścia segmentacji w całym cyklu pracy serca.
    3. Eksport ewolucji czasu ze wszystkich ramek serca i odpowiadających im objętości endomięśnia sercowego LV (LV ENDO). Zastosuj niestandardowy skrypt (patrz Materiał dodatkowy), aby obliczyć stosunek E'/A'.
      UWAGA: Skrypt stosuje filtr Savitzky'ego-Golaya do solidnego obliczania krzywych dV/dt i wykorzystuje półautomatyczne wykrywanie pików w celu znalezienia pików E' i A'.
  3. Do obliczeń odkształceń i HDF wybierz obrazy CINE o długiej osi 2CH, 3CH i 4CH i załaduj je do wtyczki w celu pomiarów wolumetrycznych.
    1. Przypisz etykiety ED i ES do odpowiedniej ramy serca w każdej orientacji warstwy.
    2. Użyj narzędzi do konturowania, aby podzielić granicę wsierdzia na segmenty dla wszystkich ramek we wszystkich 3 orientacjach. Porównaj segmentację sąsiednich ramek, aby zapewnić płynne przejścia segmentacji w całym cyklu pracy serca.
    3. Po narysowaniu konturów we wtyczce do pomiarów objętościowych, uruchom wtyczkę do analizy odkształcenia i HDF.
    4. Przypisz każdy z uzyskanych zestawów danych do odpowiednich etykiet dla widoków 2CH, 3CH i 4CH, a następnie wykonaj analizę odkształcenia.
    5. W przypadku analizy HDF narysuj średnicę zastawki mitralnej w ramie końcoworozkurczowej we wszystkich 3 orientacjach i narysuj średnicę aorty na 3-komorowym obrazie o długiej osi.

figure-protocol-4
Rysunek 4: Graficzny interfejs użytkownika oprogramowania do analizy obrazów. Wtyczka do pomiaru wolumetrycznego w oprogramowaniu do analizy obrazu, która służy do konturowania granicy mięśnia sercowego. Dla każdego zestawu danych wybierane są końcoworozkurczowe i końcowoskurczowe fazy serca, a granica endomięśnia sercowego jest segmentowana dla wszystkich ramek. Kliknij tutaj, aby zobaczyć większą wersję tego rysunku.

Results

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Korzystając z wcześniej opisanego protokołu, grupa zdrowych myszy typu dzikiego C57BL/6 (n = 6, wiek 14 tygodni) została zeskanowana za pomocą skanera MRI o mocy 7 Tesli przy użyciu cewki klatki dla ptaków o średnicy 38 mm. Podczas każdej sesji skanowania wielowarstwowe obrazy CINE SA uzyskano przy użyciu prospektywnie bramkowanych sekwencji GRE, podczas gdy jednowarstwowe obrazy CINE z widokiem śródkomorowym SA, 2CH, 3CH i 4CH uzyskano przy użyciu bramkowania retrospektywnego. Reprezentatywne rekonstrukcje skanów bramkowanych retrospektywnie z dużą liczbą klatek na sekundę przy użyciu niestandardowego oprogramowania do przetwarzania końcowego można zobaczyć w filmie uzupełniającym 1. Na podstawie uzyskanych obrazów wyznaczono krzywe objętościowo-czasowe podczas cyklu pracy serca (Rysunek 5A), a także odpowiadające im krzywe pierwszej pochodnej (dV/dt) do obliczenia odpowiednio parametrów skurczowych (EF = 72,4 ± 2,8%) i rozkurczowych (stosunek E'/A' = 1,5 ± 0,3).

Obrazy CINE w widoku 2CH, 3CH, i 4CH zostały przeanalizowane za pomocą oprogramowania do analizy obrazu w celu określenia zmian GLS wsierdzia (endoGLS) w całym cyklu pracy serca (Rysunek 5B) i odpowiadających im wartości szczytowych GLS (-22,8 ± 2,4%) jako miary obciążenia mięśnia sercowego. Dodatkowo oprogramowanie oblicza średnią kwadratową (RMS) HDF w kierunku podłużnym (podstawa wierzchołkowa) (135,2 ± 31,7%) i poprzecznym (dolno-boczno-przednio-przegrodowym) (12,9 ± 5,0%). Dla każdego zwierzęcia możliwe jest również wytworzenie profilu czasowego HDF, który jest zgodny ze spójnym wzorcem dodatnich i ujemnych pików, które reprezentują wielkość i kierunek HDF podczas cyklu pracy serca (Rysunek 5C). Opisowe wyniki wszystkich parametrów wynikowych są podsumowane w Rysunek 5D.

figure-results-1
Rysunek 5: Kwantyfikacja parametrów funkcjonalnych LV na podstawie serca myszy. (A) Reprezentatywna krzywa objętościowo-czasowa i odpowiadająca jej krzywa dV/dt. Ten ostatni przedstawia prędkość przepływu z wyraźnym pikiem wczesnego napełniania (E') i pikiem skurczu przedsionków (A'). (B) Reprezentatywna krzywa GLS wskazująca odkształcenie odkształcenia w kierunku wzdłużnym przez cały cykl pracy serca. (C) Reprezentatywna krzywa HDF z wyraźnymi szczytami siły w kierunku wierzchołkowo-podstawowym, zaczynając od skurczowej siły wyrzutowej, po której następuje siła skierowana w dół przy przejściu między skurczem a rozkurczem, siła opóźnienia fali E, przyspieszenie fali A i siła opóźnienia. (D) Opisowe wyniki wszystkich zwierząt dla wartości EF, E'/A', piku GLS i średniej kwadratowej HDF w kierunku wierzchołkowo-podstawowym i dolno-boczno-przedniowym. Wartości są wyrażone jako średnia ± SD. Skróty: LV = lewa komora; V = objętość; t = czas; GLS = globalne odkształcenie podłużne; HDF = siły hemodynamiczne; EF = frakcja wyrzutowa. Kliknij tutaj, aby zobaczyć większą wersję tego rysunku.

Dodatkowe wideo 1: Reprezentatywna rekonstrukcja retrospektywnie bramkowanych obrazów CINE w widokach SA, 2CH, 3CH i 4CH. Skróty: SA = oś krótka; CH = komora. Kliknij tutaj, aby pobrać ten film.

Materiały dodatkowe: Kliknij tutaj, aby pobrać ten plik.

Discussion

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Prezentowany protokół opisuje zastosowanie obrazowania CMR do podłużnych, nieinwazyjnych eksperymentów in vivo w celu analizy funkcji serca u myszy. Wyniki te są przykładami zdrowych zwierząt, które pokazują możliwość wykorzystania obrazów CINE do ilościowego określenia parametrów serca. Jednak opisane metody można stosować do różnych modeli zwierzęcych. Chociaż określone modele choroby mogą wymagać niewielkich zmian w protokole, jego podstawowa struktura do oceny różnych parametrów funkcjonalnych serca będzie bardzo podobna. Jednym szczególnym przypadkiem, o którym warto wspomnieć, jest model zawału mięśnia sercowego, w którym część serca ma znaczną utratę kurczliwości. Może to powodować niską jakość sygnału nawigatora sercowego w tym wycinku. W tym przypadku alternatywną opcją byłoby nabycie nawigatora z oddzielnego wycinka, jak opisano w poprzednim badaniu przeprowadzonym przez Coolena i wsp.16. Obrazy CINE w różnych widokach są rekonstruowane na podstawie retrospektywnie bramkowanych danych przy użyciu algorytmów CS i analizowane za pomocą oprogramowania do analizy obrazu w celu obliczenia wartości odkształcenia i HDF.

Jakość uzyskanych obrazów zależy oczywiście od wszystkich etapów przygotowania, które należy dokładnie wykonać przed rozpoczęciem protokołu MRI serca. Na przykład, jeśli po umieszczeniu zwierzęcia w skanerze MRI nie są widoczne wyraźne sygnały EKG i oddechowe, prawdopodobnie spowoduje to nieoptymalne akwizycje, a nawet wydłużenie czasu skanowania z powodu dodatkowego efektu zniekształceń magnetohydrodynamicznych17. Ważne jest, aby zdać sobie sprawę, że ze względu na sekwencyjne planowanie orientacji plastrów, zwierzęta nie mogą być po prostu przestawiane między skanami. W związku z tym nie jest możliwe ponowne wyregulowanie przewodów EKG między skanowaniami, ponieważ zmieni to pozycję myszy w skanerze. Podczas skanowania kontrola temperatury ma kluczowe znaczenie dla utrzymania stałego odstępu między czynnościami serca i oddechu, co szczególnie wpływa na jakość retrospektywnie bramkowanych skanów, które są uzyskiwane przez dłuższy okres czasu. Podczas tego skanowania w wysokim cyklu pracy temperatura zwierzęcia może stale rosnąć, powodując wzrost częstości akcji serca i częstości oddechów. Regulacja temperatury systemu grzewczego i znieczulenia może znacznie przyczynić się do ustabilizowania częstości oddechów przed lub w trakcie skanowania.

Krytycznym krokiem podczas analizy jest spójność rysunku konturowego. Podczas gdy automatyczna segmentacja działa dobrze w przypadku danych klinicznych, nie działa niezawodnie w przypadku danych dotyczących serca myszy (nie testowano na szczurach). Wysokie tętno i wysoki przepływ krwi podczas określonych faz pracy serca, zwłaszcza na początku wypełniania lewej komory, mogą powodować defazację wewnątrzwokselową i pustki sygnałowe, upośledzając wytyczenie ściany mięśnia sercowego. Dlatego nie zaleca się analizowania każdej klatki niezależnie, ale wzrokowo sprawdzić ruch ściany mięśnia sercowego między ramkami i wziąć to pod uwagę podczas rysowania konturów we wszystkich ramkach. Zaleca się skopiowanie i dostosowanie konturu wsierdzia między dwiema kolejnymi klatkami, aby utrzymać bardziej naturalny ruch skurczowy w analizie. W tym protokole mięśnie brodawkowate są wyłączone z objętości światła komory na obrazach SA w celu oceny funkcji skurczowej i rozkurczowej, podczas gdy są one uwzględniane w widokach 2CH, 3CH i 4CH do analizy odkształcenia i HDF, ponieważ ta ostatnia opiera się na wiedzy o dokładnym ruchu ściany mięśnia sercowego, a nie o dokładnej objętości światła komory.

Podczas gdy parametry funkcji skurczowej i rozkurczowej opierają się na pomiarze objętości lewej komory serca w całym cyklu pracy serca, parametry odkształcenia i HDF zależą również od wzorców ruchu w ścianie mięśnia sercowego. W tym celu stosuje się techniki śledzenia cech, w których przemieszczenie segmentu mięśnia sercowego można ocenić poprzez rozpoznanie odrębnych cech anatomicznych i intensywności sygnału między kolejnymi fazami CINE. Silny kontrast między pulą krwi a mięśniem sercowym na obrazach CMR ułatwia wykorzystanie śledzenia cech do późniejszej analizy szczepu i HDF8. Przed śledzeniem cech CMR, szczep mięśnia sercowego określono za pomocą echografii śledzenia plamek i znakowania tkanek CMR. Śledzenie cech CMR nie wymaga dodatkowego czasu skanowania w porównaniu do znakowania tkanek CMR. Jednak pomimo zastosowania wyzwalania retrospektywnego, CMR nadal ma ograniczoną rozdzielczość czasową, co może utrudniać prawidłową ocenę szybkich deformacji w cyklu pracy serca.

Ocena HDF w całym cyklu pracy serca wymaga pomiarów średnic zastawki mitralnej i aortalnej w celu obliczenia HDF w kierunku wierzchołkowo-podstawowym i dolno-boczno-przedniotwórczym przy użyciu wcześniej opisanych równań18. Metoda ta wykazała spójne oszacowania HDF w porównaniu ze standardowym rezonansem magnetycznym 4D-flow, który ma ograniczoną dostępność w zastosowaniach klinicznych ze względu na swoją złożoność6. Ważne jest, aby wiedzieć, że dokładne oszacowanie średnic zaworów jest trudne, a zatem średnice zaworów powinny być utrzymywane na stałym poziomie dla grupy zwierząt i w powtarzających się pomiarach w badaniu podłużnym, ponieważ zmiany tego parametru spowodowane nieprawidłowymi oszacowaniami mogą łatwo przyćmić subtelne zmiany parametrów HDF. Określone oprogramowanie używane do obliczania parametrów GLS i HDF może nie być dostępne dla wszystkich użytkowników. W związku z tym można odwołać się do Voigt i wsp.19 (GLS) oraz Pedrizzetti i wsp.6,20 (HDF), które zawierają wszystkie opisy matematyczne, które stanowią podstawę odpowiednich obliczeń wykonywanych przez oprogramowanie analityczne.

Na potrzeby tego badania protokół oceniono na zdrowych zwierzętach (N = 6). Reprezentatywny zestaw krzywych czasowych dla objętości NN, dV/dt, endoGLS i HDF pokazano na rysunku 5A-C. Średnie wartości wielu parametrów czynnościowych serca (stosunek EF, E'/A'-, peak GLS i HDF) przedstawiono na rysunku 5D. Zgadzają się one dobrze z porównywalnymi protokołami stosowanymi w literaturze21. Literatura na temat danych GLS i HDF u myszy jest niewielka. Zmierzono średnią wartość GLS wynoszącą -22,8%, która mieści się w tym samym zakresie co dane kliniczne8, co wskazuje, że pomiary GLS uzyskane opisaną metodą są wykonalne u myszy. Krzywe HDF uzyskane u myszy wykazują również te same odrębne fazy, które obserwowano w danych dotyczących ludzi, co wskazuje na udane przełożenie tej techniki na badania przedkliniczne. Chociaż przypuszcza się, że parametry HDF mogą służyć jako wczesne biomarkery dysfunkcji serca, uzasadnione są dalsze badania w celu zbadania wartości diagnostycznej i predykcyjnej tego nowego parametru. Wyniki zawarte w tym protokole pokazują, że oczekuje się, że wyniki HDF i GLS będą bardziej zróżnicowane u różnych zwierząt, co należy wziąć pod uwagę, gdy spodziewane są subtelne różnice w modelach zwierzęcych lub efektach leczenia.

Disclosures

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Ruslan Garipov jest pracownikiem MR Solutions Ltd., Guildford, Wielka Brytania. David Hautemann jest pracownikiem firmy Medis medical imaging systems B.V., Leiden, Holandia.

Acknowledgements

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Autorzy dziękują Dorita Dekkers i Fatimah Al Darwish za pomoc w pomiarach myszy i analizie danych.

Materials

List of materials used in this article
NameCompanyCatalog NumberComments
Equipment
AccuSens jedno- i wielokanałowy kondycjoner sygnałuOpsens solutions inc., Kanada  ACS-P4-N-62SCUżywany ze światłowodowym czujnikiem temperatury do monitorowania temperatury ciała
Maść do oczu DuratearsAlcon Nederland B.V., Holandia
Komórka myszyi ostra; ekwipunek Vé t&eaostry; rinaire Minerve, Francjaokreślana jako kołyska
dla myszy kompatybilna z MR Monitorowanie i System bramkowania dla małych zwierzątSA Intuments, Inc., Stany ZjednoczoneModel 1030Moduł ERT (moduł interfejsu EKG / oddechowego), moduł sterowania / bramkowania ERT, akumulator i podskórny zestaw elektrod EKG
Skaner MRIMR Solutions Ltd., Wielka BrytaniaModel: MRS-7024   Przedkliniczny rezonans magnetyczny 7,0 T/24 cm
Wielostanowiskowa jednostka sterująca temperaturą i High Flow PCAÉ ekwipunek Vé t&eaostry; rinaire Minerve, FrancjaModel: URT Multipostessystem ogrzewania zwierząt
Czujnik oddechuGraseby Medical Limited, Wielka BrytaniaNr ref. 2005100
Cewka RFMR Solutions Ltd., Wielka BrytaniaMRS-MVCCewka RF o objętości myszy 38 mm do badań ciała myszy
Przepływomierz SF, WłochySF 3
Parownik sigma delta IntermedPenlon Ltd., Wielka Brytania
Materials
IsofluraneAST farma, Holandia
wazelina wazelinawazelina Unilever, Wielka Brytania
Software
BART toolboxhttps://mrirecon.github.io/bart/
Mathematica 12.0Wolfram Research, Inc., Stany
MATLAB 2019aThe MathWorks,Inc., Stany Zjednoczone
MEDIS Suite MRMedis Medical Imaging Systems B.V., HolandiaOprogramowanie do analizy obrazu
PC-SAMSA Intuments, Inc., Stany Zjednoczone
SkanprzedklinicznyMR Solutions Ltd., Wielka BrytaniaOprogramowanie do skanowania
Retrospektywa wersja 7.0Amsterdam UMC, HolandiaOprogramowanie do rekonstrukcji: https://github.com/Moby1971?tab=repositories
Zjednoczone

References

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,
  1. Current status of cardiac MRI in small animals. Magnetic Resononance Materials in Physics, Biology and Medicine. 17 (3-6), 149-156 (2004).">Vallée, J. P., Ivancevic, M. K., Nguyen, D., Morel, D. R., Jaconi, M. Current status of cardiac MRI in small animals. Magnetic Resononance Materials in Physics, Biology and Medicine. 17 (3-6), 149-156 (2004).
  2. Small animal cardiovascular MR imaging and spectroscopy. Progress in Nuclear Magnetic Resonance Spectroscopy. 88-89, 1-47 (2015).">Bakermans, A. J., et al. Small animal cardiovascular MR imaging and spectroscopy. Progress in Nuclear Magnetic Resonance Spectroscopy. 88-89, 1-47 (2015).
  3. Diverse application of MRI for mouse phenotyping. Birth Defects Research. 109 (10), 758-770 (2017).">Wu, Y. L., Lo, C. W. Diverse application of MRI for mouse phenotyping. Birth Defects Research. 109 (10), 758-770 (2017).
  4. High frame rate retrospectively triggered Cine MRI for assessment of murine diastolic function. Magnetic Resonance in Medicine. 69 (3), 648-656 (2013).">Coolen, B. F., et al. High frame rate retrospectively triggered Cine MRI for assessment of murine diastolic function. Magnetic Resonance in Medicine. 69 (3), 648-656 (2013).
  5. Cardiovascular magnetic resonance feature tracking in small animals - a preliminary study on reproducibility and sample size calculation. BMC Medical Imaging. 17 (1), 51(2017).">Lapinskas, T., et al. Cardiovascular magnetic resonance feature tracking in small animals - a preliminary study on reproducibility and sample size calculation. BMC Medical Imaging. 17 (1), 51(2017).
  6. On estimating intraventricular hemodynamic forces from endocardial dynamics: A comparative study with 4D flow MRI. Journal of Biomechanics. 60, 203-210 (2017).">Pedrizzetti, G., et al. On estimating intraventricular hemodynamic forces from endocardial dynamics: A comparative study with 4D flow MRI. Journal of Biomechanics. 60, 203-210 (2017).
  7. Accelerated high-frame-rate mouse heart cine-MRI using compressed sensing reconstruction. NMR in Biomedicine. 26 (4), 451-457 (2013).">Motaal, A. G., et al. Accelerated high-frame-rate mouse heart cine-MRI using compressed sensing reconstruction. NMR in Biomedicine. 26 (4), 451-457 (2013).
  8. Tissue tracking technology for assessing cardiac mechanics: principles, normal values, and clinical applications. JACC. Cardiovascular Imaging. 8 (12), 1444-1460 (2015).">Claus, P., Omar, A. M. S., Pedrizzetti, G., Sengupta, P. P., Nagel, E. Tissue tracking technology for assessing cardiac mechanics: principles, normal values, and clinical applications. JACC. Cardiovascular Imaging. 8 (12), 1444-1460 (2015).
  9. Strain imaging using cardiac magnetic resonance. Heart Failure Reviews. 22 (4), 465-476 (2017).">Scatteia, A., Baritussio, A., Bucciarelli-Ducci, C. Strain imaging using cardiac magnetic resonance. Heart Failure Reviews. 22 (4), 465-476 (2017).
  10. Echo and heart failure: when do people need an echo, and when do they need natriuretic peptides. Echo Research and Practice. 5 (2), 65-79 (2018).">Modin, D., Andersen, D. M., Biering-Sørensen, T. Echo and heart failure: when do people need an echo, and when do they need natriuretic peptides. Echo Research and Practice. 5 (2), 65-79 (2018).
  11. Longitudinal strain and global circumferential strain by speckle-tracking echocardiography and feature-tracking cardiac magnetic resonance imaging: comparison with left ventricular ejection fraction. Journal of American Society of Echocardiography. 28 (5), 587-596 (2015).">Onishi, T., et al. Longitudinal strain and global circumferential strain by speckle-tracking echocardiography and feature-tracking cardiac magnetic resonance imaging: comparison with left ventricular ejection fraction. Journal of American Society of Echocardiography. 28 (5), 587-596 (2015).
  12. A new integrated approach to cardiac mechanics: reference values for normal left ventricle. The International Journal of Cardiovascular Imaging. 36, 2173-2185 (2020).">Faganello, G., et al. A new integrated approach to cardiac mechanics: reference values for normal left ventricle. The International Journal of Cardiovascular Imaging. 36, 2173-2185 (2020).
  13. The intraventricular hemodynamic forces estimated using routine CMR Cine images: a new marker of the failing heart. JACC. Cardiovascular Imaging. 12 (2), 377-379 (2019).">Lapinskas, T., et al. The intraventricular hemodynamic forces estimated using routine CMR Cine images: a new marker of the failing heart. JACC. Cardiovascular Imaging. 12 (2), 377-379 (2019).
  14. Intracardiac hemodynamic forces using 4D flow: a new reproducible method applied to healthy controls, elite athletes and heart failure patients. Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance. 18, Suppl 1 61(2016).">Töger, J., et al. Intracardiac hemodynamic forces using 4D flow: a new reproducible method applied to healthy controls, elite athletes and heart failure patients. Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance. 18, Suppl 1 61(2016).
  15. Assessment of left ventricular hemodynamic forces in healthy subjects and patients with dilated cardiomyopathy using 4D flow MRI. Physiological Reports. 4 (3), 12685(2016).">Eriksson, J., Bolger, A. F., Ebbers, T., Carlhäll, C. J. Assessment of left ventricular hemodynamic forces in healthy subjects and patients with dilated cardiomyopathy using 4D flow MRI. Physiological Reports. 4 (3), 12685(2016).
  16. Three-dimensional T1 mapping of the mouse heart using variable flip angle steady-state MR imaging. NMR in Biomedicine. 24 (2), 154-162 (2011).">Coolen, B. F., et al. Three-dimensional T1 mapping of the mouse heart using variable flip angle steady-state MR imaging. NMR in Biomedicine. 24 (2), 154-162 (2011).
  17. Characterization of the magnetohydrodynamic effect as a signal from the surface electrocardiogram during cardiac magnetic resonance imaging. Computers in Cardiology. 33, 269-272 (2006).">Nijm, G. M., Swiryn, S., Larson, A. C., Sahakian, A. V. Characterization of the magnetohydrodynamic effect as a signal from the surface electrocardiogram during cardiac magnetic resonance imaging. Computers in Cardiology. 33, 269-272 (2006).
  18. Hemodynamic forces in a model left ventricle. Physical Review Fluids. 1, 083201(2016).">Domenichini, F., Pedrizzetti, G. Hemodynamic forces in a model left ventricle. Physical Review Fluids. 1, 083201(2016).
  19. Definitions for a common standard for 2D speckle tracking echocardiography: consensus document of the EACVI/ASE/Industry Task Force to standardize deformation imaging. European Heart Journal - Cardiovascular Imaging. 16 (1), 1-11 (2015).">Voigt, J. U., et al. Definitions for a common standard for 2D speckle tracking echocardiography: consensus document of the EACVI/ASE/Industry Task Force to standardize deformation imaging. European Heart Journal - Cardiovascular Imaging. 16 (1), 1-11 (2015).
  20. On the computation of hemodynamic forces in the heart chambers. Journal of Biomechanics. 95, 109323(2019).">Pedrizzetti, G. On the computation of hemodynamic forces in the heart chambers. Journal of Biomechanics. 95, 109323(2019).
  21. Myocardial strain and cardiac output are preferable measurements for cardiac dysfunction and can predict mortality in septic mice. Journal of American Heart Association. 8 (10), 012260(2019).">Hoffman, M., et al. Myocardial strain and cardiac output are preferable measurements for cardiac dysfunction and can predict mortality in septic mice. Journal of American Heart Association. 8 (10), 012260(2019).

Reprints and Permissions

Request permission to reuse the text or figures of this JoVE article

Request Permission

Tags

Cardiac Magnetic ResonanceMouse Heart FunctionMyocardial StrainHemodynamic ForcesLeft Ventricular FunctionCINE ImagingGradient Echo ScanVolumetric AssessmentECG GatingCardiac Output

Related Articles