Artykuł metodologiczny

Ilościowy rezonans magnetyczny przepuszczalności śródbłonka i (dys)funkcji w miażdżycy

2.7K wyświetleń

⸱

DOI:

10.3791/62724

⸱

17 grudnia 2021

 ,  ,  ,  , 
1School of Biomedical Engineering and Imaging Sciences, King’s College London, 2BHF Centre of Excellence, Cardiovascular Division, King’s College London, 3Biochemistry and Molecular Biology Department, School of Chemistry, Complutense University, 4Radiology Department, School of Medicine, Pontificia Universidad Católica de Chile, 5ANID - Millennium Science Initiative Program - Millennium Nucleus for Cardiovascular Magnetic Resonance, 6Academic Department of Vascular Surgery, Cardiovascular Division, King’s College London, 7Wellcome Trust and EPSRC Medical Engineering Center, King’s College London, 8Escuela de Ingeniería, Universidad Católica de Chile

W tym artykule

Podsumowanie

Opracowaliśmy dokładną, nieinwazyjną i łatwą w użyciu metodę ilościowego określania przepuszczalności śródbłonka i dysfunkcji tętnic za pomocą rezonansu magnetycznego (MRI), o nazwie qMETRIC. Technika ta umożliwia ocenę uszkodzeń naczyń krwionośnych i ryzyka sercowo-naczyniowego związanego z miażdżycą w modelach przedklinicznych i u ludzi.

Streszczenie

Choroby układu krążenia są główną przyczyną zgonów na całym świecie. Przepuszczalny/nieszczelny i dysfunkcyjny śródbłonek jest uważany za najwcześniejszy marker uszkodzenia naczyń krwionośnych i uważa się, że napędza miażdżycę. Metoda identyfikacji tych zmian in vivo byłaby pożądana w klinice. Narzędzia oparte na obrazowaniu metodą rezonansu magnetycznego (MRI) i inne technologie umożliwiły dogłębne zrozumienie roli śródbłonka w chorobach sercowo-naczyniowych i ryzyku in vivo. Istnieje jednak zapotrzebowanie na powtarzalne i proste podejścia do ekstrakcji wymiernych danych odzwierciedlających uszkodzenia śródbłonka z pojedynczego badania obrazowego. Opracowano nieinwazyjny, łatwy do wdrożenia i ilościowy przepływ pracy MRI w celu pozyskiwania i analizowania obrazów, które umożliwiają ilościowe określenie dwóch biomarkerów obrazowania uszkodzenia śródbłonka tętnic (nieszczelność/przepuszczalność i dysfunkcja). W tym miejscu protokół opisuje zastosowanie tej metody w tętnicy ramienno-głowowej myszy miażdżycowych ApoE-/- za pomocą klinicznego skanera MRI. Po pierwsze, opisano protokoły mapowania T1 późnego wzmocnienia gadolinu (LGE) i zmodyfikowanego odzyskiwania odwrócenia look-locker (MOLLI) w celu ilościowego określenia przecieku śródbłonka za pomocą sondy wiążącej albuminę. Po drugie, opisano anatomiczne i ilościowe sekwencje przepływu krwi w celu pomiaru dysfunkcji śródbłonka w odpowiedzi na acetylocholinę. Co ważne, opisana tutaj metoda pozwala na pozyskiwanie obrazów 3D o wysokiej rozdzielczości przestrzennej i dużym pokryciu objętościowym, umożliwiając dokładną segmentację struktur ścian naczyń w celu poprawy zmienności między i wewnątrz obserwatorów oraz zwiększenia wiarygodności i odtwarzalności. Dodatkowo dostarcza danych ilościowych bez konieczności stosowania wysokiej rozdzielczości czasowej na potrzeby złożonego modelowania kinetycznego, dzięki czemu jest niezależny od modelu, a nawet pozwala na obrazowanie wysoce ruchomych naczyń (tętnic wieńcowych). W związku z tym podejście to upraszcza i przyspiesza analizę danych. Wreszcie, metoda ta może być zastosowana na różnych skanerach, może być rozszerzona o obrazowanie różnych łożysk tętniczych i ma kliniczne zastosowanie do stosowania u ludzi. Metoda ta może być stosowana do diagnozowania i leczenia pacjentów z miażdżycą poprzez przyjęcie podejścia medycyny precyzyjnej.

Wprowadzenie

Choroby układu krążenia (CVD) pozostają główną przyczyną śmiertelności i zachorowalności na całym świecie, odpowiadając za prawie jedną trzecią zgonów1, oraz przyczyną długotrwałych niepełnosprawności, które powodują wysokie koszty finansowe dla systemów opieki zdrowotnej1. Wśród chorób układu krążenia choroba niedokrwienna serca i udar mózgu są spowodowane przede wszystkim przez blaszki miażdżycowe. Miażdżyca jest chorobą wieloczynnikową; Jednak częstą cechą charakterystyczną jest wczesne uszkodzenie komórek śródbłonka naczyń krwionośnych, które prowadzi do powstania, progresji i ewentualnych powikłań miażdżycy. Nienaruszony śródbłonek naczyniowy ma podstawowe właściwości naczyniowo-ochronne2. Śródbłonek reguluje przepuszczalność naczyń krwionośnych poprzez kontrolowanie translokacji komórek i cząsteczek między krążeniem ogólnoustrojowym a ścianą naczynia; kontroluje napięcie naczyniowe poprzez równoważenie produkcji leków rozszerzających naczynia krwionośne (np. tlenku azotu, prostacykliny) i zwężających naczynia krwionośne (np. endotelina-1, angiotensyna II); a także ma właściwości przeciwzakrzepowe. Jednak zarówno funkcja, jak i przepuszczalność komórek śródbłonka mogą ulec pogorszeniu w obecności czynników ryzyka sercowo-naczyniowego (np. Palenie tytoniu, wysoki poziom cholesterolu, cukrzyca, ogólnoustrojowe stany zapalne, stres oksydacyjny) oraz przez wzorce hemodynamiczne przepływu krwi. Dysfunkcyjny śródbłonek zmniejszył rozszerzenie naczyń krwionośnych w odpowiedzi na stresory, co w konsekwencji zwiększa sztywność tętnic. Ponadto przepuszczalny/nieszczelny śródbłonek poszerzył ciasne połączenia szczelinowe między sąsiednimi komórkami3,4,5,6,7. Taka zmiana zachodzi zarówno na śródbłonku światła, jak i na nowo powstałych mikronaczyniach płytki nazębnej, które wydają się kruche, nieszczelne i dysmorficzne8. Przepuszczalne komórki śródbłonka działają jako punkty wejścia dla cząsteczek i komórek przenoszonych przez osocze, zwiększając ryzyko chorób sercowo-naczyniowych.

Opierając się na tej wiedzy, w ciągu ostatnich 15 lat, przepuszczalność i funkcja śródbłonka stała się obiecującym celem obrazowania i terapii dla lepszego diagnozowania osób zagrożonych chorobami sercowo-naczyniowymi i oceny efektów znanych lub nowych leków. Jednak bezpośrednie i ilościowe obrazowanie funkcji śródbłonka jest ograniczone9,10,11,12. Obecnie znaczna część interpretacji funkcji śródbłonka in vivo opiera się na badaniach rozszerzenia zależnego od śródbłonka (FMD) w naczyniach obwodowych, których funkcja nieznacznie koreluje z obciążeniem miażdżycą w łożyskach naczyniowych, które powodują zdarzenia kliniczne13,14,15. Tylko ograniczona liczba badań obrazowych wykazała bezpośredni związek między dysfunkcją śródbłonka a obciążeniem miażdżycą in vivo9,10,11,12. Z drugiej strony, bardziej dostępne podejścia oparte na rezonansie magnetycznym umożliwiły obrazowanie przepuszczalności śródbłonka na szerszą skalę. Wykorzystanie procentowego wzmocnienia sygnału ściany naczynia po podaniu środków gadolinu MRI zapewniło półilościowy pomiar przepuszczalności śródbłonka16,17. Później rozwój dynamicznych protokołów ze wzmocnieniem kontrastowym (DCE) pozwolił na lepszy i bardziej ilościowy pomiar przepuszczalności śródbłonka naczyń krwionośnych. Parametry ilościowe, takie jak współczynnik wynaczynienia kontrastowego (Ktrans) i objętość mikronaczyniowa (Vρ) uzyskane z modelowania kinetycznego lub obszar pod krzywą (AUC), nachylenie w górę, czas do osiągnięcia szczytu i stężenie piku uzyskane metodami niemodelowanymi, korelowały nie tylko z przepuszczalnością śródbłonka, ale także z unaczynieniem płytki nazębnej18,19,20. Jednak zastosowanie DCE naczyniowego pozostaje wyzwaniem pomimo znacznego postępu technicznego, ponieważ: (i) wymaga zarówno wysokiej rozdzielczości przestrzennej (0,5-0,7 mm2), jak i czasowej21 w celu dokładnego wytyczenia ściany naczynia. Pobieranie próbek stężenia środka kontrastowego we krwi w celu obliczenia funkcji wejściowej tętnicy również wymaga modelowania kinetycznego, co prowadzi do kompromisu między ograniczeniem pokrycia anatomicznego22,23 w celu uzyskania rozdzielczości czasowej lub odwrotnie24,25; (ii) analiza danych może wymagać złożonego modelowania farmakokinetycznego (np. Patlak vs. Tofts); (iii) zapewnia ograniczoną jakość obrazu, słabą odtwarzalność skanowania i ponownego skanowania oraz średnią zmienność między obserwatorami i wewnątrz obserwatorów26,27. W związku z tym nadal istnieje zapotrzebowanie na powtarzalne i proste podejścia do pozyskiwania bezpośrednich i wymiernych danych na temat przepuszczalności i (dys)funkcji śródbłonka z pojedynczych badań obrazowych, które mogłyby mieć lepszą użyteczność kliniczną.

Tutaj opracowaliśmy nieinwazyjny, łatwy do wdrożenia i ilościowy rezonans magnetyczny do pozyskiwania i analizowania obrazów, który umożliwia bezpośrednią kwantyfikację dwóch markerów uszkodzenia śródbłonka tętnic (nieszczelność/przepuszczalność i dysfunkcja) przy użyciu przedklinicznych modeli miażdżycy w jednym skanie. Metoda ta nosi nazwę Quantitative MRI of EndoThelial peRmeabIlity and dysfunkcjaCcji (qMETRIC). Polega na nabyciu protokołów mapowania T1 późnego wzmocnienia gadolinu (LGE) i zmodyfikowanego odzyskiwania odwrócenia look-locker (MOLLI) w celu ilościowego określenia przecieku śródbłonka, po podaniu wewnątrznaczyniowej sondy wiążącej albuminę; oraz pozyskiwanie anatomicznych i ilościowych sekwencji przepływu krwi w celu pomiaru dysfunkcji śródbłonka w odpowiedzi na bolus acetylocholinowy. Wykazaliśmy, że qMETRIC dokładnie wykrywa: nasilenie miażdżycy i ryzyko powikłań; odpowiedzi na leczenie; i może być dostosowany do stosowania u pacjentów5,6,7. Co ważne, opisana tutaj metoda pozwala na pozyskiwanie obrazów o wysokiej rozdzielczości przestrzennej, aby umożliwić dokładną segmentację ściany naczynia w celu zminimalizowania odchyleń między obserwatorami i wewnątrz obserwatorów oraz zwiększenia wiarygodności i odtwarzalności przy dużym pokryciu anatomicznym. Wreszcie, metoda ta może być dostosowana do użytku na różnych skanerach i może być rozszerzona o obrazowanie różnych łożysk tętniczych (nawet tętnic wieńcowych28). Prosty przebieg pracy sprawia, że to podejście jest bardziej dostępne dla społeczności zajmującej się obrazowaniem układu sercowo-naczyniowego.

Protokół

Wszystkie elementy niniejszego badania zostały przeprowadzone zgodnie z brytyjską ustawą Animals (Scientific Procedures) Act z 1986 roku oraz za zgodą Komisji Etycznej King's College London.

Przebieg eksperymentu przedstawiono w rysunku 1.

1. Przygotowanie zwierząt

  1. Indukować miażdżycę, podając myszom ApoE-/- dietę wysokotłuszczową zawierającą średnio 21% tłuszczu ze smalcu i 0,15% (masowych) cholesterolu przez okres do 12 tygodni.
  2. Napełnić strzykawkę insulinową z igłą 29 G odpowiednią objętością środka kontrastowego (gadofosveset trisodium), aby uzyskać dawkę 0,03 mmol/kg. Objętość wstrzykniętego roztworu powinna mieścić się w przedziale 50-150 µL.
  3. Umieścić klatkę na podgrzewaczu ustawionym na 37 °C, aby wstępnie ogrzać zwierzę i utrzymać jego temperaturę ciała.
  4. Wprowadzić zwierzę w stan znieczulenia, umieszczając mysz w komorze indukcyjnej wyłożonej chłonnymi ściereczkami. Ustawić przepływomierz na 3%-5% izofluranu przy przepływie 1 L/min O2 przez około 3-5 min.
    UWAGA: Prawidłową głębokość znieczulenia należy potwierdzić poprzez zaobserwowanie spowolnienia częstości oddechów, która powinna spaść poniżej 70 oddechów na minutę (bpm).
  5. Potwierdzić znieczulenie metodą ucisku palca u nogi (tj. utratą odruchu cofania po uciśnięciu palca). Przenieść zwierzę do uchwytu i wsunąć nos do stożka nosowego. Umieścić uchwyt na podgrzewaczu, aby utrzymać temperaturę ciała zwierzęcia.
  6. Utrzymać znieczulenie podawane przez nos, ustawiając przepływ powietrza w uchwycie na 1%-2% izofluranu przy 1 L/min O2.
  7. Nałożyć maść weterynaryjną na oczy zwierzęcia, aby zapobiec ich wysychaniu podczas znieczulenia.
  8. Ułożyć zwierzę na brzuchu lub na boku i oczyścić ogon gazikiem nasączonym alkoholem. Zlokalizować jedną z dwóch żył ogonowych. W razie potrzeby ogrzać ogon lampą UV, aby żyły stały się bardziej widoczne.
  9. Wprowadzić igłę insulinową 29 G równolegle do żyły, skierowując ścięcie igły ku górze. Powoli wstrzyknąć zawartość napełnionej wcześniej strzykawki z gadofosveset trisodium. Po wyjęciu igły upewnić się, że w miejscu wstrzyknięcia nie występuje krwawienie.
  10. Odczekać 30 s na rozprzestrzenienie się gadofosveset w krwiobiegu, a następnie przenieść mysz na stół do MRI.

2. Przygotowanie skanera MRI (patrz Rysunek 1)

  1. Przykryj stół MRI chłonnymi ręcznikami.
  2. Umieść jednopętlową cewkę odbiorczą MRI na stole MRI. Użyj platformy, aby podnieść cewkę odbiorczą i uniknąć bezpośredniego kontaktu między cewką a stołem MRI.
  3. Przymocuj cewkę do platformy za pomocą taśmy chirurgicznej.
  4. Umieść i zabezpiecz dreny podłączone do cyrkulacyjnej pompy grzewczej wokół cewki i ustaw temperaturę na 37 °C, aby utrzymać temperaturę ciała zwierzęcia podczas obrazowania.
  5. Wprowadź dreny do podawania znieczulenia do otworu skanera MRI i przymocuj je taśmą tak, aby stożek nosowy sięgał końcówki cewki odbiorczej, w miejscu, w którym znajdzie się głowa zwierzęcia.
  6. Włącz kamerę wewnątrz otworu skanera, aby monitorować zwierzę z pomieszczenia konsoli.
  7. W pomieszczeniu konsoli MRI użyj interfejsu oprogramowania, aby rozpocząć nowe badanie dla zwierzęcia (pacjenta).

3. Pozycjonowanie zwierzęcia w skanerze MRI i monitorowanie (patrz Rycina 2)

  1. Przenieś znieczulone zwierzę do pomieszczenia ze skanerem. Umieść mysz w pozycji brzusznej na cewce odbiorczej i upewnij się, że pysk pasuje do stożka nosowego w celu podtrzymania znieczulenia. Ustaw przepływ powietrza anestetycznego na 1%-1,5% izofluranu przy 1 L/min O2.
  2. Upewnij się, że zwierzę zostało umieszczone na cewce MRI w taki sposób, aby obszary serca i szyi znajdowały się w centrum cewki odbiorczej.
  3. Zabeziecz nos myszy w stożku nosowym, a brzuch i ogon myszy na platformie za pomocą taśmy.
  4. Umieść cztery elektrody na przednich i tylnych łapach, upewniając się, że poduszki palców są całkowicie odsłonięte w celu zapisu elektrokardiogramu (ECG). Przed przymocowaniem elektrod ECG nałóż na łapy myszy przewodzący żel do EKG, aby poprawić przewodność.
  5. Użyj taśmy, aby mocno przymocować elektrody do platformy.
  6. Wyrównaj laser stołu skanera z podstawą (końcem proksymalnym) serca; jako punkt orientacyjny wykorzystaj linię obojczyka i przedniej łapy. Umieść zwierzę w izocentrum magnesu za pomocą automatycznego stołu MR.

4. Planowanie i akwizycja obrazów MRI

  1. Uruchom skan orientacyjny (scout scan), aby przeprowadzić standardowe kalibracje systemu MRI.
  2. Ustaw sprzęt monitorujący tak, aby wykrywał załamki R w zapisie EKG. Dostosuj progi dla każdej myszy oraz w ramach poszczególnych sesji obrazowania, aby zapewnić niezawodne wyzwalanie.
    UWAGA: Częstotliwość pracy serca myszy w głębokiej anestezji zazwyczaj mieści się w przedziale od 400 do 600 uderzeń na minutę (bpm).
  3. Wykonaj trójwymiarowy skan z gradientowym echem (GRE), aby uzyskać wielopłaszczyznowe obrazy pilotażowe (obrazy scout), służące do zaplanowania pozostałych skanów (patrz Tabela 1 dla parametrów akwizycji obrazowania rezonansem magnetycznym (MRI) i Rycina 3 do planowania).
  4. Zidentyfikuj serce na obrazach przeglądowych, szczególnie w rzucie czołowym, najłatwiej po artefaktach przepływu.
    UWAGA: Jeśli na obrazach widać, że mysz nie jest dobrze wycentrowana względem cewki lub izocentrum, należy wycofać stół i powtórzyć pozycjonowanie.
  5. Zaplanuj badanie angiografii rezonansu magnetycznego (MRA) 3D z wzmocnieniem kontrastowym (patrz Tabela 1 do skanowania w celu uzyskania parametrów akwizycji obrazu MRI oraz Rycina 3 (do planowania) w płaszczyźnie poprzecznej rozciągającej się od podstawy serca w kierunku szyi i tętnic szyjnych, z polem widzenia (FOV) wynoszącym 8 mm.
  6. Należy wykorzystać obrazy maksymalnej projekcji intensywności (MIP) do wizualizacji łuku aorty, tętnic nadobojczykowych oraz szyjnych oraz zaplanować kolejne skany późnego wzmocnienia gadolinowego (LGE), mapowania T1 oraz skany cine (patrz Rysunek 3 (dla obrazów reprezentatywnych).
    UWAGA: Jeśli poziom objętości obrazowania jest nieprawidłowy, powtórz akwizycję, przesuwając przekroje w kierunku proksymalnym lub dystalnym.
  7. Pozyskiwanie obrazów MRI w celu pomiaru przepuszczalności śródbłonka.
    1. Wykorzystaj wcześniej uzyskane obrazy MIP oraz transverse MRA, aby zaplanować akwizycję 2D-Look-Locker (LL) w jednej warstwie, prostopadle do aorty wstępującej lub tętnic szyjnych (patrz Tabela 1 dla parametrów akwizycji obrazowania MRI oraz Rycina 3 (dla obrazów reprezentatywnych).
    2. W przypadku użycia symulowanego sygnału EKG ustaw częstotliwość rytmu serca na 60 bpm lub, w przypadku użycia zarejestrowanego sygnału EKG, ustaw okres blokowania (blanking period), aby zapewnić, że odstęp między kolejnymi impulsami odwracania regeneracji wynosi 1000 ms.
    3. Użyj obrazów Look-Locker, aby wyznaczyć optymalny czas inwersji (TI) niezbędny do zniesienia sygnału z krwi w badaniu LGE.
    4. Obrazowanie LGE: Po 20–30 minutach od wstrzyknięcia gadofosvesetu i bezpośrednio po skanowaniu LL (opisanym w krokach 4.7.1–4.7.3) należy wykonać skanowanie LGE, stosując 3D szybką sekwencję echa gradientowego z inwersją i regeneracją (patrz Tabela 1 dla parametrów akwizycji MRI oraz Rycina 3 (dla reprezentatywnych obrazów).
    5. Zaplanuj poprzeczną szybką sekwencję 3D gradient echo LGE, aby objąć podstawę serca (w tym część pierścienia aorty), tętnicę szyjną wspólną (od pierścienia aorty do rozwidlenia tętnicy podobojczykowej) oraz część tętnic szyjnych, przy polu widzenia (FOV) wynoszącym 8 mm w kierunku stopa-głowa, stosując tę samą geometrię co w przypadku powyższego MRA (patrz Rycina 3 (dla obrazów reprezentatywnych).
    6. W przypadku użycia symulowanego sygnału EKG ustaw częstotliwość akcji serca na 60 bpm; w przypadku użycia zapisanego sygnału EKG ustaw okres blokowania (blanking period), aby zapewnić występowanie kolejnych impulsów inwersji i regeneracji co 1000 ms podczas skanowania LGE (podobnie jak w kroku 4.7.2 powyżej).
      UWAGA: Jest to istotne dla zapewnienia spójnego i niezależnego od częstości akcji serca powrotu namagnesowania pomiędzy kolejnymi impulsami odzyskiwania inwersyjnego.
    7. Wprowadź wartość T1 uzyskaną z sekwencji Look-Locker do sekwencji LGE w sekcji Kontrast > Opóźnienie inwersji.
    8. Obrazowanie mapowania T1: Należy zastosować 3D szybkie obrazowanie echo gradientowe w celu uzyskania poprzecznych obrazów mapowania T1 45 min po wstrzyknięciu gadofosvesetu. Sekwencję należy zaplanować w tej samej orientacji i geometrii, co powyższy skan LGE (patrz Tabela 1 dla parametrów akwizycji obrazów MRI oraz Rysunek 3 (dla reprezentatywnych obrazów).
    9. W przypadku zastosowania symulowanego EKG należy ustawić częstotliwość akcji serca na 120 uderzeń na minutę; w przypadku zastosowania zapisanego sygnału EKG należy ustawić okres maskowania (blanking period), aby impuls inwersji-odzyskiwania pomiędzy dwoma pociągami obrazowania występował co 500 ms.
      UWAGA: Sekwencja mapowania T1 wykorzystuje dwa nieselektywne impulsy inwersyjne z czasami inwersji w zakresie 20-2000 ms, po których następują osiem segmentowanych odczytów dla ośmiu poszczególnych obrazów. Połączenie dwóch serii obrazowania daje łącznie szesnaście obrazów na warstwę z różnymi czasami inwersji. Obrazy są automatycznie rekonstruowane na skanerze przy użyciu modelu dopasowania trójparametrowego. Równania wykorzystywane do generowania parametrów map T1 to:
      Równanie zaniku magnetyzacji \(M_Z(t)=A−Be^{-\frac{t}{T^*_1}}\); wzór na relaksację T1.
      Równanie termodynamiki, wzór do obliczania zmiany temperatury, T1=(T1*)(B/A-1).
  8. Pozyskiwanie obrazów MRI w celu pomiaru funkcji śródbłonka
    1. Przygotuj roztwór rozcieńczonej acetylocholiny w soli fizjologicznej. Do strzykawki insulinowej z igłą 29 G nabierz odpowiednią objętość roztworu, aby uzyskać dawkę (16,6 mg/kg). Objętość iniekcji powinna mieścić się w przedziale 50-150 µL.
    2. Wykorzystując obrazy MRA w przekroju poprzecznym oraz odpowiadające im obrazy MIP, ustaw przekrój poprzeczny na tętnicy głowowo-obojczykowej, pomiędzy pierścienicą aorty a rozwidleniem tętnicy podobojczykniej (Rycina 3 (dla obrazów reprezentatywnych).
    3. Należy zastosować poprzeczną sekwencję gradientowego echa (GRE) 2D z retrospektywną synchronizacją z EKG, aby uzyskać obrazy cine tętnicy szyjnej wspólnej z rozdzielczością czasową (patrz Tabela 1 dla parametrów akwizycji obrazowania rezonansem magnetycznym (MRI) Rysunek 3 (dla obrazów reprezentatywnych).
    4. Dostosuj maksymalną liczbę faz pracy serca do częstości akcji serca każdego zwierzęcia.
      UWAGA: Zazwyczaj 14 faz serca zapewnia wystarczającą rozdzielczość czasową.
    5. Po uzyskaniu obrazów wyjściowych wejdź do pomieszczenia ze skanerem MRI. Gdy mysz znajduje się pod narkozą w skanerze, powoli wstrzyknij acetylcholinę drogą dostępu do jamy otrzewnej (IP). Unikaj przesuwania myszy na cewce.
    6. Odczekać od 6 do 10 minut do czasu ustabilizowania się tętna, a następnie powtórzyć akwizycję.
    7. Po zakończeniu procedury obrazowania należy przenieść mysz z powrotem do klatki, a następnie umieścić klatkę na podkładce grzewczej w celu rekonwalescencji zwierzęcia.
      UWAGA: Myszy uznaje się za wybudzone, gdy odzyskają świadomość w stopniu pozwalającym na utrzymanie pozycji brzusznej (wyprostowanej).
    8. Wyeksportuj pozyskane obrazy w formacie DICOM (digital imaging and communications in medicine) i użyj oprogramowania do analizy obrazów z otwartą platformą.

5. Segmentacja MRI i analiza danych (patrz Rysunek 4)

  1. Przeciągnij i upuść pliki DICOM do bazy danych oprogramowania z otwartą platformą, aby załadować wszystkie obrazy.
  2. Wykorzystaj obrazy LGE do wizualizacji poboru kontrastu w ścianie naczynia i oblicz obszar wzmocnienia jako marker zastępczy nieszczelności komórek śródbłonka.
  3. Wybierz zarówno skany MRA, jak i skany z odzyskiwaniem wstecznym (inversion recovery). Naciśnij Wprowadź aby wyświetlić te obrazy obok siebie. Kliknij małą ikonę obok nazwy skanu, a następnie przeciągnij i upuść obrazy MRA na obrazy LGE.
  4. Wybierz opcję Ponowne pobranie próbek ponowne ponieślenie obrazów MRA z wykorzystaniem obrazów LGE jako referencji w celu uwzględnienia różnic w grubości warstw.
  5. Kliknij małą ikonę obok nazwy skanu. Przeciągnij i upuść obrazy LGE na obrazy MRA (jak w kroku 5.4 powyżej). Z menu wybierz Fuzja obrazów aby nałożyć na siebie obrazy LGE i MRA.
  6. Z paska narzędzi kliknij Przeglądarka 2D, a następnie wybrać Panel pozycji 3DUżyj przycisków, aby ręcznie skorygować przesunięcia w płaszczyźnie, w celu uwzględnienia potencjalnych niewielkich przemieszczeń wynikających z oddychania zwierzęcia.
  7. Użyj Zamknięty wielokąt narzędzie znajdujące się na pasku narzędzi do ręcznej segmentacji wizualnie wzmocnionego fragmentu ściany naczynia. Należy wykorzystać zarejestrowane obrazy MRA i LGE do przeprowadzenia segmentacji.
  8. Wykonaj segmentację wszystkich obrazów LGE obejmujących tętnicę łukowatą (tętnicę szyjną wspólną prawą).
    UWAGA: Jeśli wzmocnienie ściany naczynia ma charakter rozlany lub ogniskowy, należy segmentować te obszary pojedynczo na każdym przekroju.
  9. Kliknij w Wtyczki przycisk na pasku narzędzi i wybierz Narzędzia ROIa następnie Eksport ROI aby wyeksportować segmentowany obszar (mm²2) dla każdego obszaru zainteresowania (ROI) w arkuszu kalkulacyjnym.
  10. Zsumuj pole każdego przekroju, aby obliczyć całkowite pole wzmocnienia w tętnicy szyjno-głowowej w arkuszu kalkulacyjnym.
    UWAGA: Całkowity obszar wzmocnienia sygnału może służyć jako ilościowy marker przepuszczalności śródbłonka.
  11. Wykorzystaj mapy T1, które są automatycznie generowane przez komputer skanera MRI, aby obliczyć średnią wartość T1 ściany naczynia, która odzwierciedla stopień wychwytu gadofoswesetu przez ścianę naczynia – jest to kolejny ilościowy marker przepuszczalności śródbłonka.
  12. Wczytaj obrazy MRA oraz mapy T1 i zastosuj podejście analogiczne do opisanego powyżej (kroki 5.3–5.9), aby przeprowadzić segmentację ściany naczynia i wyekstrahować wartości T1 (ms).
  13. W arkuszu kalkulacyjnym należy obliczyć odwrotność wartości T1 i pomnożyć wynik przez 1000, aby wyznaczyć czas relaksacji R1 = 1/T1 w sekundach. Oblicz średnią wartość R1 dla wszystkich warstw obejmujących tętnicę głowowo-ramienną u każdego zwierzęcia.
  14. Wgraj obrazy angiografii w kontraście fazowym oraz mapy prędkości, aby odpowiednio obliczyć zmiany powierzchni naczynia i prędkości przepływu krwi w trakcie cyklu serca.
  15. Przeprowadź segmentację obu obrazów uzyskanych przed i po wstrzyknięciu acetylocholiny, aby obliczyć zależną od śródbłonka reaktywność naczyniową, która jest markerem zastępczym funkcji (lub dysfunkcji) śródbłonka.
  16. Należy użyć półautomatycznego Obszar wzrostu narzędzie dostępne w karcie ROI lub użyj Zamknięty wielobok opcja dostępna na pasku narzędzi (opisana w kroku 5.7) służąca do segmentacji obszaru światła (mm2) tętnicy szyjno-obojczykowej na obrazach angiograficznych.
    UWAGA: Narzędzie półautomatyczne wykorzystuje progowanie pikseli do grupowania pikseli obejmujących pulę krwi na podstawie ich intensywności sygnału.
  17. Użyj Zamknij wielokąt narzędzie do segmentacji odpowiadających im map z kodowaną prędkością przepływu krwi w celu obliczenia prędkości przepływu krwi (cm/s).
  18. Eksportuj pole powierzchni światła (mm²2) oraz prędkość przepływu krwi (cm/s) w arkuszu kalkulacyjnym (zgodnie z opisem w kroku 5.9), a następnie zidentyfikowanie wartości odpowiadających fazom końca rozkurczu (maksymalna powierzchnia) i końca skurczu (minimalna powierzchnia) cyklu pracy serca.
  19. Należy wykorzystać zestawienie w arkuszu kalkulacyjnym do obliczenia rozszerzenia naczyń zależnego od śródbłonka (obliczyć procentową zmianę pola przekroju światła naczynia w końcowej rozkurczowej fazie (ED) oraz prędkości przepływu krwi przed i po wstrzyknięciu acetylocholiny). Należy zastosować następujące wzory:
    zmiana powierzchni= Wzór na procentową zmianę; równanie; edukacja, analiza statystyczna, obliczanie wyników.
    zmiana przepływu= Wzór na procentową zmianę, (EDflow po EDflow przed)/EDflow przed*100, analiza równania.
  20. Dla każdego zwierzęcia należy zestawić w tabeli w programie statystycznym odpowiednie dane uzyskane z obrazów LGE, map T1 oraz testu z acetylocholiną w celu przeprowadzenia analizy.

Wyniki

   W niniejszym raporcie zastosowanie Qilościowy MZaprezentowano metodę RI do pomiaru EndoTnabłonkowa peRmeabIlity i (dys)funkcjonalnośćCkwantyfikacja (qMETRIC) w tętnicy szyjnej wspólnej u myszy ApoE z miażdżycą-/- myszy. Metoda ta dostarcza bezpośrednich i mierzalnych danych dotyczących dwóch markerów uszkodzenia śródbłonka – przepuszczalności oraz (dys)funkcji, które można wyekstrahować z in vivo skany ścian naczyń uzyskane podczas jednej sesji obrazowania. Po pierwsze, LGE są wykorzystywane do pomiaru powierzchni wzmocnienia ściany naczynia (mm3), a mapy T1 (lub R1) są wykorzystywane do ilościowego określenia szybkości relaksacji ściany naczynia (s-1) po podaniu gadofosvesetu oba zastępcze markery przepuszczalności (patrz Rycina 5 (dla reprezentatywnych wyników). Szybkość relaksacji R1 ściany naczynia mieściła się w zakresie 2,42 s-1 ± 0,35 s-1 do 3,45 s-1 ± 0,54 s-1 do 3,83 s-1 ± 0,52 s-1 odpowiednio w 4., 8. i 12. tygodniu diety wysokotłuszczowej. Odwrotnie, w przypadku typu dzikiego (R1 = 2,15 ± 0,34 s-1) oraz leczone statynami myszy ApoE-/- (R1 = 3,0 ± 0,65 s-1) myszy wykazały mniejsze wzmocnienie. W ApoE-/- u myszy karmionych dietą wysokotłuszczową przez okres do 12 miesięcy badanie wykazuje – na podstawie analizy histologicznej, barwienia błęknitem Evansa i mikroskopii elektronowej – że przepuszczalność śródbłonka zwiększa się podczas postępu miażdżycy, co było zgodne ze zwiększoną objętością ściany naczynia w obrazowaniu LGE, zwiększoną zmianą relaksacyjności R1 ściany naczynia oraz paradoksalnym skurczowi naczyń po wstrzyknięciu acetylcholiny5Z kolei statyny oraz inne terapie celowane w śródbłonek zmniejszyły przepuszczalność śródbłonka i wielkość blaszki miażdżycowej, co odzwierciedlała mniejsza objętość LGE oraz niższe wartości R15,7or poprawionym rozszerzeniem naczyń krwionośnych. Pod względem mechanistycznym gadofosveset wiąże się odwracalnie z albuminą surowiczą. Skutkuje to 5–6-krotnym wzrostem relaksywności T1 sondy29– co pozwala na jego wykrycie w MRI z wysoką czułością. W niniejszym badaniu wykazano, że w przypadku wiązania z albuminą pobór sondy odzwierciedla nieszczelność śródbłonka, ponieważ koreluje on z poborem barwnika błękitu Ewansa, który stanowi złoty standard ex vivo metoda ilościowego oznaczania przecieku śródbłonkowego (Rycina 5) – oraz szersze, szczelne połączenia typu gap5Po drugie, zaprezentowano prosty test służący do pomiaru (dys)funkcji śródbłonka w odpowiedzi na acetylocholinę. W naczyniach kontrolnych acetylocholina wywołuje zależną od śródbłonka relaksację naczyniową, co prowadzi do zwiększenia pola powierzchni/objętości tętnicy oraz przepływu krwi. W celu pomiaru (dys)funkcji śródbłonka wykorzystano obrazy angiograficzne synchronizowane z EKG, pozyskane przed i po podaniu acetylocholiny. W badaniu oblicza się zmianę powierzchni (lub objętości) światła naczynia w końcowej rozkurczowej fazie przed i po podaniu acetylocholiny. Stwierdzono, że w przeciwieństwie do naczyń prawidłowych, które rozszerzają się w odpowiedzi na acetylocholinę, naczynia miażdżycowe wykazują zmniejszoną zależną od śródbłonka funkcję wazodylatacyjną, co przejawia się albo zmniejszoną zmianą powierzchni (lub objętości) naczynia, albo nawet paradoksalnym skurczem naczynia (Rysunek 5). Co ciekawe, leczenie statynami poprawiło właściwości naczyniorozkurczowe śródbłonka13.

Proces MRI myszy: znieczulenie, konfiguracja EKG, obrazowanie, analiza danych za pomocą OsiriX. Schemat przedstawia kolejne kroki.
Rysunek 1: Schemat obrazowania przepuszczalności i (dys)funkcji śródbłonka u myszy z miażdżycą. (A-B) Myszy zostają najpierw znieczulone, a następnie podaje się im wstrzyknięty środek kontrastowy na bazie albuminy. (C) Następnie myszy są przenoszone na cewkę MRI, gdzie elektrody EKG służą do monitorowania aktywności serca. (D-E) Obrazy MRI są pozyskiwane w celu ilościowego określenia przepuszczalności i (dys)funkcji śródbłonka, które następnie są analizowane przy użyciu oprogramowania z otwartą platformą (stworzone za pomocą BioRender.com). Kliknij tutaj, aby wyświetlić powiększoną wersję tego rysunku.

Pozycjonowanie zwierzęcia w MRI; moduł EKG; konfiguracja monitorowania; maska z izofluranem.
Rycina 2: Pozycjonowanie zwierzęcia i monitorowanie EKG w celu obrazowania przepuszczalności i (dys)funkcji śródbłonka przy użyciu klinicznego skanera MRI 3 Tesla. (A-B) Zwierzę jest ułożone w pozycji brzusznej na cewce powierzchniowej, a stan znieczulenia jest utrzymywany za pomocą wziewnego izofluranu. W celu stabilizacji platformy obrazowej stosuje się worki z piaskiem. (C-D) Elektrody EKG są umieszczone na łapach i podłączone do klinicznego modułu EKG w celu rejestracji aktywności serca. Kliknij tutaj, aby wyświetlić powiększoną wersję tej ryciny.

Schemat planowania i akwizycji MRI z MRA, mapowaniem T1, wzmocnieniem gadolinowym oraz testem wazodylatacji.
Rysunek 3: Planowanie i akwizycja obrazów MRI w celu ilościowego określenia przepuszczalności i (dys)funkcji śródbłonka w tętnicy szyjnej wspólnej u myszy z miażdżycą. (A) Obrazy lokalizacyjne (scout) są pozyskiwane w celu zidentyfikowania obszaru anatomicznego między początkiem aorty a tętnicami szyjnymi. (B) Angiogram MR jest wykorzystywany do wizualizacji naczyń i planowania kolejnych skanów. (C) Obrazy Look-Locker są pozyskiwane na poziomie tętnicy szyjnej wspólnej, aby określić odpowiedni czas opóźnienia w celu zniesienia sygnału z krwi w późniejszych obrazach wzmocnienia gadolinowego (LGE). (D) Obrazy LGE umożliwiają wizualną ocenę wzmocnienia ściany naczynia. (E) Mapowanie T1 jest wykorzystywane do obliczenia szybkości relaksacji ściany naczynia, która jest wskaźnikiem stężenia gadolinu. (F) Właściwości wazodylatacyjne ściany naczynia zależne od śródbłonka są ilościowo określane po podaniu acetylocholiny. Kliknij tutaj, aby wyświetlić powiększoną wersję tego rysunku.

Segmentacja obrazu; LGE, mapowanie T1, test wazodylatacyjny; analiza serca; wykresy segmentacji.
Rysunek 4: Segmentacja i analiza obrazów w celu ilościowego określenia przepuszczalności i (dys)funkcji śródbłonka w tętnicy szyjnej wspólnej u myszy z miażdżycą. (A) Ścianę naczynia segmentuje się ręcznie na obrazach LGE, aby ilościowo ocenić obszar/objętość wychwytu kontrastu. (B) Ścianę naczynia segmentuje się na mapowaniu T1, aby obliczyć czas relaksacji T1 ściany naczynia. (C) Ściana naczynia segmentowana na angiogramach MR oraz obrazach z kodowaniem przepływu krwi jest wykorzystywana do badania właściwości wazodylatacyjnych ściany naczynia poprzez obliczenie zmian w końcowo-
rozkurczowym obszarze (lub objętości) światła oraz przepływie krwi po podaniu acetylocholiny. Kliknij tutaj, aby wyświetlić powiększoną wersję tego rysunku.

Schemat ilościowego MRI przepuszczalności i dysfunkcji śródbłonka; LGE, MRA, mapy R1, błękit Evansa.
Rycina 5: Ilościowe obrazowanie przepuszczalności i (dys)funkcji śródbłonka (qMETRIC) u myszy z miażdżycą. (A) Obrazy LGE i mapy relaksacji R1 wykazują zwiększone wychwyty kontrastu wiążącego albuminy w ścianie naczynia podczas progresji miażdżycy oraz poprawę po leczeniu statynami. Dane obrazowe są potwierdzone akumulacją barwnika błękitu Evansa, barwnika wiążącego albuminy, ex vivo. (B) Zmiany właściwości rozkurczowych ściany naczynia w odpowiedzi na podanie acetylocholiny pozwalają na ilościowe określenie rozszerzenia naczyń zależnego od śródbłonka. Naczynia kontrolne rozszerzają się, podczas gdy naczynia z miażdżycą kurczą się w odpowiedzi na acetylocholinę, co sugeruje uszkodzenie śródbłonka. Leczenie statynami zmniejsza uszkodzenia śródbłonka. Terminy „wks” i „HFD” na rycinie oznaczają odpowiednio „tygodnie” (weeks) oraz „dietę wysokotłuszczową” (high-fat diet). Rycina została zmodyfikowana na podstawie pracy Phinikaridou, A. et al.5. Kliknij tutaj, aby wyświetlić powiększoną wersję tej ryciny.

Skan / SekwencjaParametry akwizycji
Skan orientacyjny / pilotażowy3D, szybkie echo gradientowe
Poprzecznie: FOV = 50 mm x 27 mm x 14 mm, macierz = 96 x 52, rozdzielczość w płaszczyźnie = 0.5 mm x 0.5 mm, grubość warstwy = 0.5 mm, TR/TE = 15/6.1 ms, kąt odchylenia = 30°, liczba uśrednień = 1
Czołowo: FOV = 200 mm x 102 mm x 14 mm, macierz = 336 x 173, rozdzielczość w płaszczyźnie = 0.5 mm x 0.5 mm, grubość warstwy = 0.5 mm, TR/TE = 12/6 ms, kąt odchylenia = 30°, liczba uśrednień = 1
Skan MRA3D szybkie echo gradientowe, FOV = 30 mm x 30 mm x 8 mm, macierz = 200 x 200, rozdzielczość w płaszczyźnie = 0.15 mm x 0.15 mm, grubość warstwy = 0.5 mm, TR/TE = 15/6.1 ms, kąt odchylenia = 40°, liczba uśrednień = 1
Skan Look-Locker2D szybkie echo gradientowe, FOV = 30 mm x 30 mm, macierz = 80 x 80, rozdzielczość w płaszczyźnie = 0.38 mm x 0.38 mm, grubość warstwy = 2 mm, TR/TE = 19/8.6 ms, TR między kolejnymi impulsami IR = 1000 ms, kąt odchylenia = 10°, liczba uśrednień = 1.
Skan LGE3D szybkie echo gradientowe, FOV = 30 mm x 30 mm x 8 mm, macierz = 304 x 304, rozdzielczość w płaszczyźnie = 0.1mm x 0.1 mm, zmierzona grubość warstwy = 0.5 mm, liczba warstw = 32, TR/TE = 28/8 ms, TR między kolejnymi impulsami IR = 1000 ms, kąt odchylenia = 30°, liczba uśrednień = 1.
Skan mapowania T13D szybkie echo gradientowe, FOV = 36 mm x 22 mm x 8 mm, macierz = 192 x 102, rozdzielczość w płaszczyźnie = 0.18 mm x 0.22 mm, zmierzona grubość warstwy = 0.5 mm, liczba warstw = 16, TR/TE = 9.6/4.9 ms, kąt odchylenia = 10°, liczba uśrednień = 1.
Skan angiografii kontrastowej fazowej2D, szybkie echo gradientowe, FOV = 40 mm x 23 mm, macierz = 132 x 77, rozdzielczość w płaszczyźnie = 0.3 mm x 0.3 mm x 1 mm, TR/TE = 9.8/4.9 ms, kąt odchylenia = 30°, fazy kardiologiczne = 14, liczba uśrednień = 6, prędkość przepływu (kierunek stopa-głowa) = 30 cm/s.

TABELA 1: Parametry akwizycji MRI

Dyskusja

Określenie stanu zdrowia śródbłonka naczyń krwionośnych jest atrakcyjnym biomarkerem obrazowym, który może być potencjalnie wykorzystany do diagnozowania ryzyka związanego z miażdżycą i monitorowania efektów leczenia. Opisany tutaj protokół qMETRIC może być wykorzystany do powtarzalnego ilościowego określenia przepuszczalności/nieszczelności i (dys)funkcji śródbłonka w kompleksowym, szybkim i klinicznie możliwym do zastosowania protokole MRI. Takie podejście może stanowić prostsze alternatywne lub uzupełniające narzędzie do istniejących protokołów DCE-MRI do ilościowego określania przepuszczalności śródbłonka. Może również stanowić nieinwazyjne narzędzie do bezpośredniej oceny (dys)funkcji śródbłonka w łożyskach naczyniowych, takich jak tętnice wieńcowe i szyjne, zamiast stosowania technik inwazyjnych lub pomiarów zastępczych w tętnicach obwodowych, które są mniej dotknięte chorobą. Pomiar przepuszczalności śródbłonka tą metodą pozwala na pokrycie aorty, łuku aorty oraz tętnic ramienno-głowowych i szyjnych w wysokiej rozdzielczości przestrzennej (0,1 mm dla obrazów LGE i 0,22 mm dla mapowania T1), co ma kluczowe znaczenie dla dokładnej segmentacji ściany naczynia u gryzoni. Analiza obrazów może być przeprowadzona za pomocą platformy open-source i wymaga jedynie prostej segmentacji ściany naczynia bez konieczności skomplikowanego modelowania farmakokinetycznego. Co ważne, protokół ten można dostosować do stosowania w wielu różnych dostępnych na rynku skanerach i można go rozszerzyć do stosowania w różnych modelach zwierzęcych, a także u ludzi. Chociaż protokół ten opisuje metodologię wykorzystującą konfigurację skanera klinicznego, protokoły MRI mogą być również wdrażane w przypadku korzystania ze skanerów małych zwierząt o dużym polu. Skanery te często oferują protokoły odzyskiwania inwersji, mapowania T1 i angiografii, które mogą być używane lub mogą być programowane we współpracy z producentami skanerów.

Aby uzyskać dokładne i powtarzalne wyniki, należy zwrócić szczególną uwagę na kilka krytycznych etapów protokołu. Po pierwsze, podczas obrazowania małych zwierząt w skanerze klinicznym niezbędne są odpowiednie i wykonane na zamówienie cewki odbiorcze, aby zmaksymalizować stosunek sygnału do szumu w celu uzyskania wysokiej jakości obrazu. Kluczowe znaczenie ma również umiejscowienie zwierzęcia na cewce, co pozwala uniknąć separacji i wypełnionych powietrzem przestrzeni między zwierzęciem a cewką, aby poprawić stosunek sygnału do szumu. Z tego powodu anatomiczny obszar zainteresowania powinien być umieszczony w środku cewki, a następnie przeniesiony do izocentrum magnesu, aby wystawić je na działanie pola magnetycznego z maksymalną jednorodnością. Po drugie, stabilny, silny i dokładny sygnał EKG ma kluczowe znaczenie dla niezawodnego wyzwalania/bramkowania obrazowania. Jest to ważne dla konsekwentnego wzbudzania namagnesowania i czasu okna akwizycji obrazu w określonych punktach czasowych oraz dla uzyskania dokładnych obrazów rozdzielczych w czasie, które obejmują fazę końcowo-rozkurczową dla testu funkcjonalnego. Elektrody oparte na elektrodach lub igłach dla małych zwierząt są bardziej odpowiednimi opcjami, gdy są używane w skanerach o większym natężeniu pola, które są lepiej ekranowane w porównaniu ze skanerami klinicznymi. Gdy te opcje są używane w skanerach pola klinicznego, kable EKG muszą być ze sobą zniekształcone, aby uniknąć tworzenia się obwodów rezonansowych o częstotliwości MRI Lamour, które mogą pogorszyć sygnał EKG podczas sekwencji impulsów. Alternatywnie proponujemy zastosowanie modułu EKG i elektrod używanych do skanów u ludzi z dostosowaniem rozmiaru elektrody do rozmiaru łapy myszy oraz dodatkową stabilizacją elektrod taśmą w celu poprawy przewodności. Po trzecie, podczas pozyskiwania obrazów LGE, gdy środek kontrastowy nadal krąży w krwiobiegu, ważne jest, aby wybrać odpowiedni czas zerowania, aby skutecznie stłumić pulę krwi w celu wyznaczenia ściany naczynia. Sekwencja Look-locker musi być uruchamiana przed każdą sekwencją LGE, a czas opóźnienia inwersji musi być odpowiednio dostosowany. Po czwarte, w celu dokładnego i precyzyjnego mapowania T1 przy użyciu zmodyfikowanej sekwencji odzyskiwania inwersji look-locker (MOLLI), proponowany schemat akwizycji obrazu powinien zostać wdrożony w taki sposób, aby objąć zakres opóźnień inwersji w zakresie co najmniej od 20 ms do 2000 ms w celu uchwycenia krótkich i długich gatunków T1. Wreszcie, segmentacja danych MRI musi opierać się na rygorystycznych kryteriach i rygorystycznych kryteriach, aby uniknąć błędów systematycznych między obserwatorami w obliczeniach obszaru/objętości i wartości T1.

W przeciwieństwie do DCE-MRI, opisana tutaj procedura nie dostarcza danych kinetycznych dotyczących wymywania i wymywania środka kontrastowego w ścianie naczynia. Dostarcza raczej obrazu przepuszczalności śródbłonka w określonym punkcie czasowym po wstrzyknięciu środka kontrastowego wiążącego albuminę, gadofosvesetu. Jednak wyodrębnione dane ilościowe z tych punktów czasowych silnie korelowały z innymi barwnikami albuminowymi, takimi jak niebieski barwnik Evana, który jest uważany za złoty standard do pomiaru przepuszczalności śródbłonka i zwiększonej szerokości połączenia szczelinowego śródbłonka. Mechanistycznie rzecz biorąc, zarówno frakcja związana z albuminą, jak i niezwiązana gadofosweset są wystarczająco małe, aby przejść przez przerwy w połączeniach śródbłonka i prowadzić do wzmocnienia sygnału MRI. Dodatkowo możliwe jest, że frakcja niezwiązana może również wiązać się z albuminą wewnątrzpłytkową po wejściu do ściany naczynia i powoduje wzmocnienie sygnału. Zaobserwowano, że relaksywność ściany naczynia wynosi r1≈17 mmol/L/s, gdy gadofosweset jest wstrzykiwany w dawce klinicznej. Wartość ta jest bliższa wartości podanej dla frakcji związanej z albuminą (r1≈25 mmol/l/s) w porównaniu z frakcją wolną (r1≈6,6 mmol/l/s)5,29.

Przyszłe zastosowania tej metody obrazowania obejmują podstawowe badania naukowe na różnych modelach zwierzęcych i innych odcinkach tętnic oraz wykorzystanie tej metody do oceny odpowiedzi biologicznych na istniejące lub nowe środki farmaceutyczne. Badania można przeprowadzać zarówno przekrojowo, jak i podłużnie w celu zebrania odpowiednio danych mechanistycznych i wynikowych. Prosty przebieg pracy sprawia, że podejście to jest dostępne i ma kliniczne zastosowanie również u ludzi. Adaptacja tej metody do obrazowania tętnic szyjnych i obwodowych człowieka jest coraz bardziej nieuchronna, ale zastosowanie tej metody do obrazowania tętnic wieńcowych wymaga dalszych postępów w pozyskiwaniu obrazów, rekonstrukcji i korekcji ruchu, które są obecnie opracowywane30,31.

Oświadczenia

Autorzy nie mają nic do ujawnienia.

Podziękowania

Jesteśmy wdzięczni za dofinansowanie: (1) British Heart Foundation (A.P Early Career Development Fellowship, Project grant-PG/2019/34897, oraz R.M.B. Project and Programme grants PG/10/044/28343, RG/12/1/29262 i RG/20/1/34802); (2) Centrum Doskonałości Badawczej King's BHF RE/18/2/34213; (3) Centrum Inżynierii Medycznej Wellcome EPSRC (NS/A000049/1); (4) Departament Zdrowia za pośrednictwem Narodowego Instytutu Badań nad Zdrowiem (NIHR), Cardiovascular Health Technology Cooperative (HTC) i kompleksowego Centrum Badań Biomedycznych, przyznany Guy's & St Thomas' NHS Foundation Trust we współpracy z King's College London i King's College Hospital NHS Foundation Trust; (5) Chilijska Agencja Badań i Rozwoju (ANID) – Program Milenijnej Inicjatywy Naukowej – NCN17_129 oraz FONDECYT 1180525.

Materiały

Lista materiałów użytych w tym artykule
NazwaFirmaNumer katalogowyKomentarze
AcetylocholinaSigma AldrichA6625-100G, 16,6 mg/kg
Sprzęt anestezjologicznyanestezjologiczneUsługi anestezjologiczne Znieczulenie ogólne Obiegowa
pompa ciepłaThermoFisher Scientific, USABOM: 152510101
Żel przewodzący EKG (Nuprep)Waever and Company, USAEKG 10-30-T
Invivo, Stany ZjednoczoneREF 0700-1002
Gadofosveset trisordium (Vasovist/ Ablavar)Lantheus Medical Imaging Inc, North Billerica, MA, USA0,03 mmol/kg
Dieta wysokotłuszczowaSpecial Diets Services, Witham, Wielka Brytania21% tłuszczu ze smalcu, 0,15% (wt/wt) cholesterolu
Skrzynka indukcyjnaVet Tech Solutions LTD
Strzykawki insulinoweBD Biosciences0,5 ml, 29 G
Oprogramowanie OsirixXFundacja OsiriX, Genewa, SzwajcariaPlatforma open source
Skaner MRI Philips Achieva (3 Tesle)Philips Healthcare, Best, HolandiaWyposażony w kliniczny system gradientowy (30 mT m-1, 200 mT m-1 ms-1)
Single– cewka odbiorcza mikroskopii powierzchniowej pętliPhillips HamburgŚrednica = 23 mmZbudowany na zamówienie
Usługi Moduł monitorujący

Bibliografia

  1. Lloyd-Jones, D. M., et al. Defining and setting national goals for cardiovascular health promotion and disease reduction: The American heart association's strategic impact goal through 2020 and beyond. Circulation. 121 (4), 586-613 (2010).
  2. Davignon, J., Ganz, P. Role of endothelial dysfunction in atherosclerosis. Circulation. 109 (23), Suppl 1 27-32 (2004).
  3. Ludmer, P. L., et al. Paradoxical vasoconstriction induced by acetylcholine in atherosclerotic coronary arteries. New England Journal of Medicine. 315 (17), 1046-1051 (1986).
  4. Crauwels, H. M., Van Hove, C. E., Holvoet, P., Herman, A. G., Bult, H. Plaque-associated endothelial dysfunction in apolipoprotein E-deficient mice on a regular diet. Effect of human apolipoprotein AI. Cardiovascular Research. 59 (1), 189-199 (2003).
  5. Phinikaridou, A., et al. Non-invasive magnetic resonance imaging evaluation of endothelial permeability in murine atherosclerosis using an albumin-binding contrast agent. Circulation. 126 (6), 707-719 (2012).
  6. Phinikaridou, A., et al. Increased vascular permeability measured with an albumin-binding magnetic resonance contrast agent is a surrogate marker of rupture-prone atherosclerotic plaque. Circulation; Cardiovascular Imaging. 9 (12), (2016).
  7. Phinikaridou, A., Andia, M. E., Passacquale, G., Ferro, A., Botnar, R. M. Noninvasive MRI monitoring of the effect of interventions on endothelial permeability in murine atherosclerosis using an albumin-binding contrast agent. Journal of the American Heart Association. 2 (5), 000402(2013).
  8. Sluimer, J. C., et al. Thin-walled microvessels in human coronary atherosclerotic plaques show incomplete endothelial junctions relevance of compromised structural integrity for intraplaque microvascular leakage. Journal of the American College of Cardiology. 53 (17), 1517-1527 (2009).
  9. Rubenfire, M., Cao, N., Smith, D. E., Mosca, L. Carotid artery reactivity to isometric hand grip exercise identifies persons at risk and with coronary disease. Atherosclerosis. 160 (1), 241-248 (2002).
  10. Nguyen, P. K., Meyer, C., Engvall, J., Yang, P., McConnell, M. V. Non-invasive assessment of coronary vasodilation using cardiovascular magnetic resonance in patients at high risk for coronary artery disease. Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance. 10, 28(2008).
  11. Terashima, M., et al. Impaired coronary vasodilation by magnetic resonance angiography is associated with advanced coronary artery calcification. Journal of the American College of Cardiology; Cardiovascular Imaging. 1 (2), 167-173 (2008).
  12. Hays, A. G., et al. Non-invasive visualization of coronary artery endothelial function in healthy subjects and in patients with coronary artery disease. Journal of the American College of Cardiology. 56 (20), 1657-1665 (2010).
  13. Hirooka, Y., et al. Effect of L-arginine on acetylcholine-induced endothelium-dependent vasodilation differs between the coronary and forearm vasculatures in humans. Journal of the American College of Cardiology. 24 (4), 948-955 (1994).
  14. Takase, B., et al. Endothelium-dependent flow-mediated vasodilation in coronary and brachial arteries in suspected coronary artery disease. American Journal of Cardiology. 82 (12), 1535-1539 (1998).
  15. Al-Badri, A., Kim, J. H., Liu, C., Mehta, P. K., Quyyumi, A. A. Peripheral microvascular function reflects coronary vascular function. Arteriosclerosis Thrombosis and Vascular Biology. 39 (7), 1492-1500 (2019).
  16. Calcagno, C., et al. Detection of neovessels in atherosclerotic plaques of rabbits using dynamic contrast enhanced MRI and 18F-FDG PET. Arteriosclerosis Thrombosis and Vascular Biology. 28 (7), 1311-1317 (2008).
  17. Lobbes, M. B., et al. Atherosclerosis: contrast-enhanced MR imaging of vessel wall in rabbit model--comparison of gadofosveset and gadopentetate dimeglumine. Radiology. 250 (3), 682-691 (2009).
  18. Kerwin, W. S., Oikawa, M., Yuan, C., Jarvik, G. P., Hatsukami, T. S. MR imaging of adventitial vasa vasorum in carotid atherosclerosis. Magnetic Resonance Medicine. 59 (3), 507-514 (2008).
  19. van Hoof, R. H., et al. Vessel wall and adventitial DCE-MRI parameters demonstrate similar correlations with carotid plaque microvasculature on histology. Journal of Magnetic Resonance Imaging. 46 (4), 1053-1059 (2017).
  20. Calcagno, C., Mani, V., Ramachandran, S., Fayad, Z. A. Dynamic contrast enhanced (DCE) magnetic resonance imaging (MRI) of atherosclerotic plaque angiogenesis. Angiogenesis. 13 (2), 87-99 (2010).
  21. van Wijk, D. F., et al. Increasing spatial resolution of 3T MRI scanning improves reproducibility of carotid arterial wall dimension measurements. Magnetic Resonance Materials in Physics, Biology, and Medicine. 27 (3), 219-226 (2014).
  22. Li, B., et al. Turbo fast three-dimensional carotid artery black-blood MRI by combining three-dimensional MERGE sequence with compressed sensing. Magnetic Resonance Medicine. 70 (5), 1347-1352 (2013).
  23. Fan, Z., et al. Carotid arterial wall MRI at 3T using 3D variable-flip-angle turbo spin-echo (TSE) with flow-sensitive dephasing (FSD). Journal of Magnetic Resonance Imaging. 31 (3), 645-654 (2010).
  24. Li, X., Huang, W., Rooney, W. D. Signal-to-noise ratio, contrast-to-noise ratio and pharmacokinetic modeling considerations in dynamic contrast-enhanced magnetic resonance imaging. Magnetic Resonance Imaging. 30 (9), 1313-1322 (2012).
  25. Heisen, M., et al. The influence of temporal resolution in determining pharmacokinetic parameters from DCE-MRI data. Magnetic Resonance Medicine. 63 (3), 811-816 (2010).
  26. Chen, H., et al. Scan-rescan reproducibility of quantitative assessment of inflammatory carotid atherosclerotic plaque using dynamic contrast-enhanced 3T CMR in a multi-center study. Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance. 16, 51(2014).
  27. Calcagno, C., Vucic, E., Mani, V., Goldschlager, G., Fayad, Z. A. Reproducibility of black blood dynamic contrast-enhanced magnetic resonance imaging in aortic plaques of atherosclerotic rabbits. Journal of Magnetic Resonance Imaging. 32 (1), 191-198 (2010).
  28. Engel, L. C., et al. Non-invasive imaging of endothelial damage in patients with different HbA1c levels: A proof-of-concept study. Diabetes. 68 (2), 387-394 (2019).
  29. Caravan, P., et al. The interaction of MS-325 with human serum albumin and its effect on proton relaxation rates. Journal of the American Chemical Society. 124 (12), 3152-3162 (2002).
  30. Munoz, C., et al. Motion-corrected 3D whole-heart water-fat high-resolution late gadolinium enhancement cardiovascular magnetic resonance imaging. Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance. 22 (1), 53(2020).
  31. Milotta, G., et al. 3D whole-heart isotropic-resolution motion-compensated joint T1 /T2 mapping and water/fat imaging. Magnetic Resonance Medicine. 84 (6), 3009-3026 (2020).

Przedruki i uprawnienia

Tagi

dysfunkcja r db onkaobrazowanie mia d ycyp ne wzmocnienie gadolinowemapowanie T1 metod MOLLIsonda wi ca albuminyt tnica szyjno g owowasekwencje przep ywu krwisegmentacja ciany naczynia
Film wkrótce dostępny
Skontaktuj się z nami
Poleć bibliotece

Prywatność

Warunki Korzystania

Zasady

Copyright © 2026 MyJoVE Corporation. Wszelkie prawa zastrzeżone.