Modelowanie serca w zależności od pacjenta: ocena orientacji włókien komorowych

Celem poniższego eksperymentu jest oszacowanie orientacji włókien serca pacjenta dla spersonalizowanych symulacji elektrofizjologii serca, ponieważ obecnie nie jest możliwe kliniczne uzyskanie orientacji włókien serca. Osiąga się to poprzez deformację geometrii serca w atlasie w celu dopasowania do geometrii serca pacjenta dostępnej w klinicznym obrazie CT lub MRI jako drugi krok. Pole deformacji geometrii jest wykorzystywane do morfowania orientacji włókien atlasu, które następnie generują oszacowanie orientacji włókien serca pacjenta.

Następnie, przy użyciu serc psów, których orientacje włókien są mierzone nieklinicznie za pomocą tensora dyfuzji, MRI, najnowocześniejszej techniki, szacowane orientacje włókien są porównywane z nabytymi w celu walidacji proponowanej metodologii. Uzyskane wyniki pokazują, że szacowane orientacje włókien są ściśle zgodne z nabytymi i nie ma istotnych różnic między wynikami symulacji elektrofizjologicznych z szacowanymi i nabytymi orientacjami włókien na poziomie klinicznie obserwowalnym. Badania te pokazują ilościowo, że przy braku tensora dyfuzji, orientacje włókien mięśnia sercowego MRI w normalnych i niewydolnych komorach można oszacować na podstawie obrazów in vivo ich geometrii do wykorzystania w symulacjach elektrofizjologii serca.

Oszacowanie orientacji włókien serca pacjenta jest niezbędne do konstruowania specyficznych dla pacjenta modeli funkcji serca. Te specyficzne dla pacjenta modele serca mogą być wykorzystywane do przewidywania ryzyka arytmii u pacjentów z chorobami serca lub do kierowania interwencjami, które można zastosować w leczeniu zaburzeń rytmu serca. Chociaż wykazaliśmy, że można to wykorzystać do modelowania elektrofizjologicznego specyficznego dla pacjenta, można je również zastosować do spersonalizowanego modelowania elektromechanicznego.

Zacznij szacować orientację włókien serca pacjenta, najpierw uzyskując strukturalny rezonans magnetyczny i tensor dyfuzji MRI lub D-T-M-R-I. Obrazy normalnego serca dorosłego człowieka w stanie rozkurczu. Uzyskuj obrazy w rozdzielczości jednego milimetra sześciennego.

Następnie użyj obrazu J, aby wyodrębnić mięsień sercowy komory z obrazu strukturalnego atlasu. W tym celu należy zamontować żaluzje w szeregu punktów orientacyjnych wzdłuż granic nasierdzia i wsierdzia. Dla każdego krótkiego przecinka osi należy ręcznie rozmieścić punkty punktu orientacyjnego.

Dla każdego 10. wycinka na obrazie uzyskaj punkty punktu orientacyjnego dla pozostałych wycinków, interpolując liniowo ręcznie zidentyfikowane punkty za pomocą matlaba. Następnie zrekonstruuj orientacje włókien serca atlasu, obliczając pierwotne wektory iGen tensorów dyfuzji na obrazie DT MRI. Po zdefiniowaniu geometrii serca w atlasie należy uzyskać obraz geometrii serca pacjenta w stanie rozkurczu za pomocą tomografii komputerowej serca in vivo lub rezonansu magnetycznego serca, aby zrekonstruować geometrię serca pacjenta na podstawie obrazu, podobnie jak w przypadku budowy atlasu.

Upewnij się, że rozdzielczość zrekonstruowanej geometrii wynosi jeden milimetr sześcienny, dostosowując liczbę wycinków, dla których punkty orientacyjne są wybierane ręcznie, oraz interwał interpolacji poza płaszczyzną. Następnie zdeformuj obraz komory atlasu pokazany w kolorze magenta, aby dopasować go do obrazu geometrii pacjenta pokazanego na czerwono w dwóch krokach. W pierwszym kroku należy przeprowadzić transformację aine w oparciu o zestaw 13 punktów orientacyjnych opisanych w protokole.

W drugim kroku należy dodatkowo zdeformować przekształcone komory atlasu INE, aby dopasować je do geometrii pacjenta za pomocą dymorficznego mapowania metrycznego dużych deformacji lub L-D-D-M-M. Następnie przekształc obraz DT MRI atlasu. Aby to osiągnąć, zmień położenie lisich otworów obrazu i zmień orientację tensorów dyfuzji.

Zgodnie z macierzą transformacji uzyskaną z dopasowania AINE i pola deformacji podczas transformacji L-D-D-M-M, reorientację tensorów dyfuzji należy przeprowadzić przy zachowaniu głównych kierunków lub metody PPD. Na koniec uzyskaj oszacowanie orientacji włókien pacjenta na podstawie obrazu MRI morphed atlas GT, obliczając główny wektor iGen czasów dyfuzji. Aby zmierzyć błąd oszacowania, najpierw wykonaj strukturalne rezonanse magnetyczne ex vivo i rezonanse magnetyczne DT sześciu normalnych i trzech niewydolnych serc psów w wysokiej rozdzielczości.

Segmentuj komory z serc psów podobnie jak w sercu ludzkim, jak opisano w poprzednim rozdziale, oznaczaj komory podzielone z normalnych serc psów jako serca od jednego do sześciu, a te z niewydolnych serc psów jako serca od siódmego do dziewiątego. Następnie użyj każdego z serc od dwóch do sześciu jako atlasu, aby uzyskać pięć różnych oszacowań orientacji włókien komorowych serca. Kolejne oszacowanie orientacji włókien dla każdej z uszkodzonych komór serca z serca siódmego, ósmego i dziewiątego, używając serca pierwszego jako atlasu dla wszystkich punktów danych w każdym zestawie szacowanego włókna, orientacje obliczają błąd oszacowania, gdzie theta E i theta A są kątami nachylenia szacowanych i nabytych orientacji włókien w tym punkcie odpowiednio od serca.

Jeden konstruuje sześć modeli, konstruuje pierwszy model z DT MRI uzyskanymi orientacjami włókien serca pierwszego i modelami od drugiego do sześciu z szacowanymi orientacjami włókien, zestawami danych serca, po jednym dla każdego z trzech. Niewydolna geometria serca konstruuje dwa modele komorowe, jeden z orientacjami włókien nabytych DT MRA, a drugi z szacowanymi orientacjami włókien. W tym przypadku rozdzielczość przestrzenna modeli powinna wynosić 600 mikronów.

Następnie oznaczają modele niewydolności serca. Z DT MRI pozyskał włókna jako modele od 7 do 9, a te z szacowanymi włóknami jako modele od 10 do 12 w modelach. Użyj reprezentacji monodomenowej do opisania tkanki serca, wykorzystując równanie rządzące pokazane tutaj i szczegółowo opisane w protokole tekstowym za pomocą pakietu oprogramowania carp by cardio solve, symuluj rytm zatokowy ze wszystkimi modelami, korzystając ze spostrzeżeń PACE, jak pokazano tutaj, nałożonych na serce siedem.

Następnie wywołaj nawrotny częstoskurcz komorowy w sześciu modelach, które uległy awarii, używając protokołu stymulacji S jeden S dwa z lokalizacjami elektrod, jak pokazano tutaj, aby to osiągnąć, wybierz czas między S jeden i S dwa, aby uzyskać utrzymującą się aktywność częstoskurczu komorowego przez dwie sekundy po porodzie S dwa. Jeśli częstoskurcz komorowy nie jest indukowany w żadnym czasie S jeden S dwa, należy zmniejszyć przewodność nawet o 70%, aż do momentu wywołania tachykardii dla każdej symulacji. Oblicz pseudo EKG, biorąc pod uwagę różnicę potencjałów zewnątrzkomórkowych między dwoma punktami w pobliżu podstawy serca.

Punkty są oddalone od siebie o 18 centymetrów tak, że łącząca je linia jest prostopadła do płaszczyzny wierzchołka podstawy przegrody, jak pokazano na przykładzie E jeden i E dwa dla każdej symulacji z szacowanymi orientacjami włókien, oblicz metrykę mad za pomocą wzoru pokazanego tutaj, gdzie X jest kształtem fali EKG szacowanych orientacji włókien. Y to przebieg EKG nabytych orientacji włókien. X minus to średnia wartość x.

Y minus to średnia wartość Y, a następnie długość X i Y Pokazane tutaj są uproszczone wizualizacje zdrowego i chorego serca pokazane z szacowaną orientacją włókien pokazaną jako włókna cyjanu i orientacje włókien nabytych DT MRI pokazane na żółto. Przyglądając się bliżej, można zauważyć podobne wyrównanie między uzyskanymi i oszacowanymi orientacjami włókien. Różnica w kątach nachylenia między pozyskanymi i oszacowanymi włóknami jest łatwiejsza do zauważenia w modelu rozkładu 3D, który wykorzystuje kolor do reprezentowania średniego kąta błędu oszacowania.

Kolorowy pasek mieści się w zakresie od zera stopni do 175 stopni od tych danych. Histogram przedstawiający liczbę wokseli przy każdym stopniu błędu jest wykreślany zarówno dla normalnego, jak i niewydolnego serca. Wyniki te pokazują, że kąty nachylenia przewidywanego włókna, orientacje normalnych i niewydolnych serc są porównywalne z tymi uzyskanymi za pomocą rezonansu magnetycznego ex vivo DT.

Symulowane mapy aktywacji są następnie wykorzystywane do porównania uzyskanych i oszacowanych orientacji włókien w odniesieniu do propagacji sygnału elektrycznego w sercu. Kolor reprezentuje czas aktywacji zgodnie z opisem w legendzie kolorów. Mapa aktywacji po lewej stronie służy do symulacji rytmu zatokowego, przy czym model pierwszy reprezentuje nabyte orientacje włókien, a te po prawej służą do symulacji rytmu zatokowego.

Z modelami od drugiego do szóstego reprezentującymi szacunkowe orientacje światłowodów. Po uśrednieniu map aktywacji odpowiadających szacowanym orientacjom włókien średnia ogólna różnica między nimi a modelem pierwszym jest minimalna. Pseudo EKG symulacji rytmu zatokowego z modelem pierwszym i trzecim wykazują identyczną morfologię i skutkują niskim wynikiem MAD wynoszącym zaledwie 4,14%Podobnie, porównując mapy aktywacji symulacji rytmu zatokowego z nabytymi i oszacowanymi orientacjami włókien chorych serc, zaobserwowano niskie wyniki MAD.

Wynik MAD wahał się od 3,8 w sercu, siedem do 6,1 w sercu dziewiątym. Stanowi to wysoką korelację między uzyskaną a oszacowaną orientacją włókien Po opanowaniu technikę tę można wykonać w ciągu kilku godzin, jeśli zostanie wykonana prawidłowo Postępując zgodnie z tą procedurą. Oszacowanie orientacji włókien można przeprowadzić w sercach z kardiomiopatią niedokrwienną w celu zbadania skuteczności metody w obecności zawału mięśnia sercowego.

Opracowanie tej techniki toruje drogę do przeniesienia symulacji komputerowych funkcji serca z nauk podstawowych do praktyki klinicznej, gdzie można je stosować przy łóżku pacjenta w celu kierowania interwencjami w leczeniu zaburzeń rytmu serca.