Name: Retrospektywne bramkowanie serca z prototypem rentgenowskiego tomografu komputerowego małych zwierząt (Wideo) | JoVE Journal
Uploaded: 2025-02-21T14:10:00.000+00:00
Duration: 5 min 32 s
Description: Poznaj metodę retrospektywnego bramkowania serca w tomografii komputerowej małych zwierząt bez specjalistycznego sprzętu. Technika ta umożliwia precyzyjne obrazowanie struktur serca i pomiar objętości lewej komory w cyklu sercowym.

ai_agent_IP

ai_agent

maintenance

instantTrialDurationMinutes

isBiopharma

enableNewMyJoveSectionDesign

educationFeatures

seoMetaApi

ai_copilot_institution_blacklist

ai_chat_institution_blacklist

freeAccessWindow

ssoRoleCapture

scheduledMaintenanceBanner

joveLabsFeatures

disable_autoplay_for_bots

extended_trial_duration

5 minutes

Dziękujemy wszystkim członkom UCLA Crump Preclinical Imaging Technology Center za pomoc i wsparcie. W szczególności dziękujemy Mikayli Tamboline i Isabel Day za przygotowanie zwierząt do obrazowania TK serca oraz dziękujemy Sophie Shumilov za wygenerowanie niektórych ROI lewej komory podczas badania. Dziękujemy również doktorom Arjunowi Debowi i Yijie Wangowi (UCLA) za dostarczenie mysich modeli ostrego niedokrwiennego uszkodzenia serca do obrazowania mikrotomografii komputerowej zwapnienia serca. Praca ta jest wspierana przez NIH Cancer Center Support Grant (2 P30 CA016042-44).

Protokoły doświadczeń na zwierzętach zostały przeanalizowane i zatwierdzone przez Instytucjonalny Komitet ds. Opieki i Wykorzystania Zwierząt (Institutional Animal Care and Use Committee) Uniwersytetu Kalifornijskiego w Los Angeles (UCLA). W niniejszym protokole wykorzystano myszy C57BL/6J (8-tygodniowe, samce, 24-26 g). Skaner CT użyty w tym badaniu to CrumpCAT (Rysunek 2), prototyp opracowany w naszej instytucji badawczej na potrzeby badań przedklinicznych, który zapewnia kontrolę i elastyczność niezbędną do optymalizacji protokołów akwizycji i rekonstrukcji obrazu. Metoda zakłada, że znieczulone myszy będą miały częstotliwość pracy serca nieprzekraczającą 600 beats/min oraz częstotliwość oddychania w przedziale od 20 do 180 breaths/min15.
1. Ustawienia sprzętu
<ol>
	<li>Uruchomić źródło promieni rentgenowskich przy napięcie szczytowe z 50 kVp z 200 µA prąd stały.</li>
	<li>Ustaw kamerę rentgenowską binning pikseli do 2 oraz czas ekspozycji do najkrótszej praktycznej wartości (czas naświetlania 20 ms plus czas odczytu 14 ms dla a całkowity czas próbkowania z 34 ms). 
	UWAGA: Opcja bez binningu (binning 1) charakteryzuje się wolniejszą częstotliwością klatek, w związku z czym nie może być stosowana podczas akwizycji z bramkowaniem. maksymalna liczba klatek na sekundę wynosi około 30 kl./s.</li>
</ol>
2. Przygotowanie zwierząt
<ol>
	<li>Z narkozą myszy należy przeprowadzić, stosując mieszankę tlenu i izofluranu o stężeniu 2,0%. Na oczy należy nałożyć sterylny środek smarujący, aby zapobiec wysychaniu i owrzodzeniu rogówki.</li>
	<li>Zwierzęta należy utrzymywać w narkozie przez 10 min przed obrazowaniem TK, aby upewnić się, że parametry życiowe są stabilne, a zwierzęta są rozluźnione, co pozwoli uniknąć ruchów ciała podczas skanowania. Głębokość narkozy myszy ocenia się na podstawie braku odruchu na uciśnięcie palca, mocno ściskając paznokciem błonę między palcami.</li>
	<li>W celu wykonania obrazowania z synchronizacją z cyklem pracy serca w celu wizualizacji jam serca, bezpośrednio przed obrazowaniem TK należy dożylnie wstrzyknąć 100 µL środka kontrastowego do TK przez żyłę ogonową (Rysunek 3A).</li>
	<li>Zanarkozowaną mysz należy umieścić w komorze obrazowania TK (Rysunek 3B).</li>
</ol>
3. Pozyskiwanie danych
<ol>
	<li>Uruchom oprogramowanie CrumpCAT.</li>
	<li>Obrazowanie CT bez synchronizacji z bramkowaniem o wysokiej rozdzielczości (125 µm, binning 1) (Rycina 4A)
	<ol>
		<li>Wprowadź identyfikator badania (Study ID) w interfejsie użytkownika.</li>
		<li>W menu rozwijanym Protocol wybierz opcję Mouse Hi-Res.</li>
		<li>Kliknij przycisk Scan w interfejsie użytkownika, aby pozyskać 720 projekcji przy czasie ekspozycji wynoszącym 80 ms/projection.</li>
	</ol>
	</li>
	<li>Obrazowanie CT bez synchronizacji z bramkowaniem o średniej rozdzielczości (200 µm, binning 2) (Rycina 4B)
	<ol>
		<li>Wprowadź identyfikator badania (Study ID) w interfejsie użytkownika.</li>
		<li>W menu rozwijanym Protocol wybierz opcję Mouse Standard.</li>
		<li>Kliknij przycisk Scan w interfejsie użytkownika, aby pozyskać 720 projekcji przy czasie ekspozycji wynoszącym 100 ms/projection.</li>
	</ol>
	</li>
	<li>Obrazowanie CT z synchronizacją z bramkowaniem (200 µm, binning 2) (Rycina 4C)
	<ol>
		<li>Wprowadź identyfikator badania (Study ID) w interfejsie użytkownika.</li>
		<li>W menu rozwijanym Protocol wybierz opcję Cardiac Gating.</li>
		<li>Kliknij przycisk Scan w interfejsie użytkownika i pozyskaj 21 600 projekcji przy czasie ekspozycji wynoszącym 20 ms/projection.</li>
	</ol>
	</li>
</ol>
4. Przetwarzanie wstępne danych
UWAGA: Kroki przetwarzania wstępnego są wymagane wyłącznie w przypadku akwizycji bramkowanych. Wszystkie te etapy są wykonywane automatycznie przez oprogramowanie do rekonstrukcji i nie wymagają interwencji operatora.
<ol>
	<li>Ekstrakcja sygnału
	<ol>
		<li>W celu korejestracji szablonu klatki piersiowej, należy automatycznie dopasować niewielki obraz (szablon), który w sposób uproszczony reprezentuje klatkę piersiową myszy z żebrami, sercem, płucami i wątrobą, do pierwszej projekcji rentgenowskiej poprzez maksymalizację informacji wzajemnej (Mutual Information)12 między projekcją a szablonem (Rysunek 5). 
		UWAGA: W stosunku do szablonu wykonuje się wyłącznie operacje translacji, a skorejestrowany szablon służy do identyfikacji obszarów zainteresowania (ROI) na wszystkich projekcjach.</li>
		<li>W celu ekstrakcji sygnału oddechowego, w szablonie należy wyznaczyć prostokątny obszar ROI (ROI-1) reprezentujący przeponę, a sygnał oddechowy należy generować poprzez sumowanie intensywności pikseli wewnątrz ROI-1 dla każdej projekcji (Rysunek 5).</li>
		<li>W celu ekstrakcji sygnału kardiologicznego, w szablonie w pobliżu serca należy wyznaczyć drugi prostokątny obszar ROI (ROI-2), a sygnał kardiologiczny generuje się poprzez sumowanie intensywności pikseli w ROI-2 dla każdej projekcji (Rysunek 5). 
		UWAGA: Szablon klatki piersiowej jest korejestrowany tylko na pierwszej projekcji, aby zidentyfikować, które wiersze i kolumny obrazu (okno) powinny być wykorzystane do ekstrakcji sygnału. Okno to jest wystarczająco szerokie, aby objąć wszystkie projekcje, pod warunkiem, że zwierzę jest odpowiednio wycentrowane, co ma miejsce przy użyciu naszego podłoża dla zwierząt16.</li>
	</ol>
	</li>
	<li>Filtr pasmowo-przepustowy
	<ol>
		<li>Należy wygenerować filtr pasmowo-przepustowy poprzez połączenie dwóch funkcji Sinc o różnych częstotliwościach odcięcia w dziedzinie czasu17, które odpowiadają filtrom dolnoprzepustowym w dziedzinie częstotliwości, zgodnie z poniższym opisem.</li>
		<li>Oprogramowanie powinno zastosować filtr pasmowo-przepustowy do sygnału kardiologicznego, korzystając z pasma częstotliwości [300, 600] min-1 (Rysunek 6A). 
		UWAGA: Niefiltrowany sygnał kardiologiczny (Rysunek 6B) wciąż zawiera istotny wkład wynikający z ruchu oddechowego.</li>
		<li>Podobnie sygnał oddechowy należy filtrować przy użyciu pasma częstotliwości [20, 300] min-1. Wyższe harmoniczne są zachowane, aby uzyskać sygnał, który nie jest prostą sinusoidą i wyraźniej identyfikuje dwie główne fazy: wdech i wydech. 
		UWAGA: Na tym etapie zarówno sygnały oddechowe, jak i kardiologiczne mogą być łatwo interpolowane i traktowane jako funkcje czasu ciągłe w celu obliczenia ułamkowej wartości fazy.</li>
	</ol>
	</li>
	<li>Przypisanie fazy
	<ol>
		<li>Oprogramowanie powinno zidentyfikować początek każdego cyklu (oddechowego lub kardiologicznego) poprzez znalezienie przejść przez zero pierwszej pochodnej sygnału. Każde przejście przez zero odpowiada maksimum sygnału i wyznacza początek nowego cyklu oraz koniec poprzedniego. Przykład przedstawiono dla sygnału oddechowego na Rysunku 7.</li>
		<li>Każdej projekcji dla każdego z dwóch sygnałów (oddechowego lub kardiologicznego) należy przypisać ułamkową wartość fazy (między 0 a 1). 
		UWAGA: Z definicji punkt początkowy ma ułamkową wartość fazy równą zero (dla bieżącego cyklu) lub jeden (dla cyklu poprzedniego).</li>
	</ol>
	</li>
	<li>Maski selekcyjne
	<ol>
		<li>Należy stworzyć 12 masek binarnych (jedna na fazę kardiologiczną) w celu wybrania projekcji należących do każdej fazy. Każda maska zawiera 21 600 wpisów (jeden na projekcję), które przyjmują wartość 0 lub 1, co oznacza odpowiednio odrzucenie lub zachowanie danej projekcji.</li>
		<li>Dla każdej maski (fazy) należy zauważyć, że oprogramowanie wskazuje, czy projekcja jest zachowana (1), czy odrzucona (0) zgodnie z jej ułamkową wartością fazy. Dla fazy 0 zachowane są projekcje z wartością fazy kardiologicznej w przedziale [0, 1/12]. Dla fazy 1 zachowane są wartości fazy kardiologicznej w przedziale [1/12, 2/12] i tak dalej.</li>
		<li>W każdej masce (fazie) należy odrzucić wszystkie projekcje (0 w masce), których faza oddechowa jest mniejsza niż 0,15 lub większa niż 0,85, ponieważ należą one do fazy wdechu, która charakteryzuje się największym ruchem (Rysunek 8A). Rysunek 8B przedstawia przypisanie fazy kardiologicznej do projekcji dla pierwszych 2 s. 
		UWAGA: Proces ten nie wprowadził istotnego błędu systematycznego, ponieważ liczba projekcji na fazę była stosunkowo stała i wynosiła 1 800 ± 194.</li>
	</ol>
	</li>
</ol>
5. Rekonstrukcja obrazu
<ol>
	<li>W przypadku niepoddawanych synchronizacji (non-gated) tomografii komputerowych, zrekonstruuj obrazy w średniej (200 µm) lub wysokiej (125 µm) rozdzielczości, stosując algorytm filtrowanej projekcji wstecznej (Feldkamp18) z filtrem Sheppa-Logana.</li>
	<li>W przypadku tomografii komputerowych synchronizowanych z cyklem pracy serca (cardiac-gated), zrekonstruuj obrazy dla każdej fazy serca, stosując iteracyjny algorytm OSEM13 z 12 podzbiorami i 8 iteracjami, uwzględniając wyłącznie wybrane projekcje przypisane do danej fazy (zgodnie z binarną maską wyboru fazy).</li>
	<li>Aby zredukować szum, zastosuj po rekonstrukcji filtr medianowy w wymiarze czasowym (tj. pomiędzy obrazami) oraz lekki trójwymiarowy filtr Gaussa w wymiarze przestrzennym (σ = 38 µm). 
	UWAGA: W przypadku rekonstrukcji obrazów synchronizowanych z oddechem, należy użyć wszystkich faz serca bez rozróżnienia. Korekcję utwardzania wiązki (korekcja wodna) stosuje się do każdej rekonstrukcji.</li>
</ol>
6. Ocena obrazu i ilościowe określenie objętości lewej komory (LV)
<ol>
	<li>Otwórz obraz CT w przeglądarce DICOM, takiej jak Amide19 (Rysunek 9A).</li>
	<li>Popraw kontrast widocznego obrazu, ustawiając zakres wartości CT (mierzonych w jednostkach Hounsfielda [HU]) na [-500, 500] (Rysunek 9A).</li>
	<li>Ocena jakości obrazu
	<ol>
		<li>Wyznacz ROI dla obszaru zwapniałego, definiowanego jako region wokół maksimum, w którym wartość CT wynosi 85% lub więcej maksymalnej wartości HU (Rysunek 9B).</li>
		<li>Użyj stosunku kontrastu do szumu (CNR)20,21 jako miernika do oceny jakości obrazu i jego zdolności do identyfikacji małych struktur, takich jak drobne zwapnienia: 
		<img alt="Równanie CNR dla analizy stosunku kontrastu do szumu w obrazowaniu; przedstawienie wzoru." src="/files/ftp_upload/67803/67803eq01.jpg" style="margin: auto;" data-altupdatedat="1788304762000" data-alt="Równanie 1">, 
		gdzie I i σ reprezentują średnią intensywność i odchylenie standardowe obszaru: zwapnienia (indeks C) lub tła (indeks B).</li>
	</ol>
	</li>
	<li>Kwantyfikacja objętości lewej komory
	<ol>
		<li>Wyznacz 3D-Freehand ROI, aby zidentyfikować LV w każdej fazie (Rysunek 10A).</li>
		<li>Kwantyfikuj objętość LV poprzez obliczenie wokseli z progową wartością CT wynoszącą 730 HU (Rysunek 10B). Wykres objętości LV przedstawiono na Rysunku 10C. 
		UWAGA: Próg wartości CT nie jest bezwzględny; zależy on od użytego środka kontrastowego, wielkości zwierzęcia, szczepu, stanu zdrowia oraz czasu między wstrzyknięciem a obrazowaniem CT. Amide jest bezpłatnym oprogramowaniem opracowanym w naszym instytucie, ale dostępne są inne, bardziej zaawansowane przeglądarki obrazów (np. ORS Dragonfly22).</li>
	</ol>
	</li>
</ol>

<ol><li>Schambach, S. J., Bag, S., Schilling, L., Groden, C., Brockmann, M. A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Application+of+micro-CT+in+small+animal+imaging%5BTitle%5D)+AND+%22Methods%22%5BJournal%5D)">Application of micro-CT in small animal imaging.</a> Methods. 50 (1), 2-13 (2010).</li>
<li>Koba, W., Jelicks, L. A., Fine, E. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((MicroPET%2FSPECT%2FCT+imaging+of+small+animal+models+of+disease%5BTitle%5D)+AND+%22Am+J+Pathol%22%5BJournal%5D)">MicroPET/SPECT/CT imaging of small animal models of disease.</a> Am J Pathol. 182 (2), 319-324 (2013).</li>
<li>Hutchins, G. D., Miller, M. A., Soon, V. C., Receveur, T. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Small+animal+PET+imaging%5BTitle%5D)+AND+%22ILAR+J%22%5BJournal%5D)">Small animal PET imaging.</a> ILAR J. 49 (1), 54-65 (2008).</li>
<li>Franc, B. L., Acton, P. D., Mari, C., Hasegawa, B. H. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Small-animal+SPECT+and+SPECT%2FCT%3A+important+tools+for+preclinical+investigation%5BTitle%5D)+AND+%22J+Nucl+Med%22%5BJournal%5D)">Small-animal SPECT and SPECT/CT: important tools for preclinical investigation.</a> J Nucl Med. 49 (10), 1651-1663 (2008).</li>
<li>Badea, C. T. H. L., Hedlund, L. W., Johnson, G. A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Micro-CT+with+respiratory+and+cardiac+gating%3A+Micro-CT+with+respiratory+and+cardiac+gating%5BTitle%5D)+AND+%22Med+Phys%22%5BJournal%5D)">Micro-CT with respiratory and cardiac gating: Micro-CT with respiratory and cardiac gating.</a> Med Phys. 31 (12), 3324-3329 (2004).</li>
<li>Guo, X., Johnston, S. M., Qi, Y., Johnson, G. A., Badea, C. T. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((4D+micro-CT+using+fast+prospective+gating%5BTitle%5D)+AND+%22Phys+Med+Biol%22%5BJournal%5D)">4D micro-CT using fast prospective gating.</a> Phys Med Biol. 57 (1), 257(2011).</li>
<li>Drangova, M., Ford, N. L., Detombe, S. A., Wheatley, A. R., Holdsworth, D. W. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Fast+retrospectively+gated+quantitative+four-dimensional+%284D%29+cardiac+micro+computed+tomography+imaging+of+free-breathing+mice%5BTitle%5D)+AND+%22Invest+Radiol%22%5BJournal%5D)">Fast retrospectively gated quantitative four-dimensional (4D) cardiac micro computed tomography imaging of free-breathing mice.</a> Invest Radiol. 42 (2), 85-94 (2007).</li>
<li>Blocker, S. J., Holbrook, M. D., Mowery, Y. M., Sullivan, D. C., Badea, C. T. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((The+impact+of+respiratory+gating+on+improving+volume+measurement+of+murine+lung+tumors+in+micro-CT+imaging%5BTitle%5D)+AND+%22PLoS+One%22%5BJournal%5D)">The impact of respiratory gating on improving volume measurement of murine lung tumors in micro-CT imaging.</a> PLoS One. 15 (2), e0225019(2020).</li>
<li>Bartling, S. H., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Retrospective+motion+gating+in+small+animal+CT+of+mice+and+rats%5BTitle%5D)+AND+%22Invest+Radiol%22%5BJournal%5D)">Retrospective motion gating in small animal CT of mice and rats.</a> Invest Radiol. 42 (10), 704-714 (2007).</li>
<li>Kuntz, J., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Fully+automated+intrinsic+respiratory+and+cardiac+gating+for+small+animal+CT%5BTitle%5D)+AND+%22Phys+Med+Biol%22%5BJournal%5D)">Fully automated intrinsic respiratory and cardiac gating for small animal CT.</a> Phys Med Biol. 55 (7), 2069(2010).</li>
<li>Hahn, A., Sauppe, S., Lell, M., Kachelrieß, M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Automatic+intrinsic+cardiac+and+respiratory+gating+from+cone-beam+CT+scans+of+the+thorax+region%5BTitle%5D)+AND+%22SPIE+Proc.+Med+Imaging%22%5BJournal%5D)">Automatic intrinsic cardiac and respiratory gating from cone-beam CT scans of the thorax region.</a> SPIE Proc. Med Imaging. 9783, 200-205 (2016).</li>
<li>Maes, F., Vandermeulen, D., Suetens, P. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Medical+image+registration+using+mutual+information%5BTitle%5D)+AND+%22Proc+IEEE%22%5BJournal%5D)">Medical image registration using mutual information.</a> Proc IEEE. 91 (10), 1699-1722 (2003).</li>
<li>Sheng, J., Chen, B., Ma, Y., Shi, Y. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((A+novel+reconstruction+approach+combining+OSEM+and+split+Bregman+method+for+low+dose+CT%5BTitle%5D)+AND+%22Biomedical+Signal+Processing+and+Control%22%5BJournal%5D)">A novel reconstruction approach combining OSEM and split Bregman method for low dose CT.</a> Biomedical Signal Processing and Control. 62, 102095(2020).</li>
<li>Romdhane, H., Cherni, M. A., Sallem, D. B. On the efficiency of OSEM algorithm for tomographic lung CT images reconstruction. <a target="_blank" href="http://scholar.google.com/scholar?hl=en&safe=off&q=author%3aRomdhane%2C+H+%222016+Second+International+Image+Processing%2C+Applications+and+Systems+%28IPAS%29%22">2016 Second International Image Processing, Applications and Systems (IPAS)</a>. , (2016).</li>
<li>Ewald, A. J., Werb, Z., Egeblad, M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Monitoring+of+vital+signs+for+long-term+survival+of+mice+under+anesthesia%5BTitle%5D)+AND+%22Cold+Spring+Harb+Protoc%22%5BJournal%5D)">Monitoring of vital signs for long-term survival of mice under anesthesia.</a> Cold Spring Harb Protoc. 2, 5563(2011).</li>
<li>Suckow, C., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Multimodality+rodent+imaging+chambers+for+use+under+barrier+conditions+with+gas+anesthesia%5BTitle%5D)+AND+%22Mol+Imaging+Biol%22%5BJournal%5D)">Multimodality rodent imaging chambers for use under barrier conditions with gas anesthesia.</a> Mol Imaging Biol. 11 (2), 100-106 (2009).</li>
<li>Owen, M. <a target="_blank" href="http://scholar.google.com/scholar?hl=en&safe=off&q=author%3aOwen%2C+M+%22Practical+signal+processing%22">Practical signal processing</a>. , Cambridge University Press. 81(2007).</li>
<li>Feldkamp, L. A., Davis, L. C., Kress, J. W. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Practical+cone-beam+algorithm%5BTitle%5D)+AND+%22J+Opt+Soc+Am.+A-optics+Image+Sci+Vision%22%5BJournal%5D)">Practical cone-beam algorithm.</a> J Opt Soc Am. A-optics Image Sci Vision. 1 (6), 612-619 (1984).</li>
<li>Loening, A. M., Gambhir, S. S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((AMIDE%3A+A+free+software+tool+for+multimodality+medical+image+analysis%5BTitle%5D)+AND+%22Mol+Imaging%22%5BJournal%5D)">AMIDE: A free software tool for multimodality medical image analysis.</a> Mol Imaging. 2 (3), 131-137 (2003).</li>
<li>Rodriguez-Molares, A., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((The+generalized+contrast-to-noise+ratio%3A+A+formal+definition+for+lesion+detectability%5BTitle%5D)+AND+%22IEEE+Trans+Ultrason+Ferroelectr+Freq+Control%22%5BJournal%5D)">The generalized contrast-to-noise ratio: A formal definition for lesion detectability.</a> IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control. 67 (4), 745-759 (2020).</li>
<li>Patterson, M. S., Foster, F. S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((The+improvement+and+quantitative+assessment+of+B-mode+images+produced+by+an+annular+array%2Fcone+hybrid%5BTitle%5D)+AND+%22Ultrason+Imaging%22%5BJournal%5D)">The improvement and quantitative assessment of B-mode images produced by an annular array/cone hybrid.</a> Ultrason Imaging. 5 (3), 195-213 (1983).</li>
<li>Dragonfly 2022.2. , Comet Technologies Canada Inc. 
 <a target="_blank" href="https://www.theobjects.com/dragonfly">https://www.theobjects.com/dragonfly</a> (2022).</li>
<li>Pillai, I. C. L., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Cardiac+fibroblasts+adopt+osteogenic+fates+and+can+be+targeted+to+attenuate+pathological+heart+calcification%5BTitle%5D)+AND+%22Cell+Stem+Cell%22%5BJournal%5D)">Cardiac fibroblasts adopt osteogenic fates and can be targeted to attenuate pathological heart calcification.</a> Cell Stem Cell. 20 (2), 218-232 (2017).</li>
<li>Li, S., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((A+humanized+monoclonal+antibody+targeting+an+ectonucleotidase+rescues+cardiac+metabolism+and+heart+function+after+myocardial+infarction%5BTitle%5D)+AND+%22Cell+Rep+Med%22%5BJournal%5D)">A humanized monoclonal antibody targeting an ectonucleotidase rescues cardiac metabolism and heart function after myocardial infarction.</a> Cell Rep Med. 5 (11), 101795(2024).</li>
<li>Nadkarni, R., Clark, D. P., Allphin, A. J., Badea, C. T. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Investigating+deep+learning+strategies+for+fast+denoising+of+5D+cardiac+photon-counting+micro-CT+images%5BTitle%5D)+AND+%22Phys+Med+Biol%22%5BJournal%5D)">Investigating deep learning strategies for fast denoising of 5D cardiac photon-counting micro-CT images.</a> Phys Med Biol. 69 (20), 205010(2024).</li>
</ol>

Dr Richard Taschereau jest konsultantem w Sofie Biosciences i Xodus Imaging. Dr Arion F. Chatziioannou jest założycielem Sofie Biosciences.

Opisana tutaj konkretna implementacja sprzętowa to wykonany na zamówienie system tomografii komputerowej rentgenowskiej, unikalny dla naszego instytutu, ale specyficzny detektor jest szeroko stosowany w dostępnych na rynku przedklinicznych instrumentach tomografii komputerowej rentgenowskiej, co sprawia, że opisana praca jest istotna dla innych instytucji. System ten jest funkcjonalnie prototypem dwóch komercyjnie dostępnych i szeroko stosowanych podsystemów mikrotomografii rentgenowskiej in vivo wbudowanych<br ...

Badania na małych zwierzętach często wykorzystują kombinację nieinwazyjnych metod obrazowania, z rentgenowską tomografią komputerową (CT), która jest głównym wyborem ze względu na jej dojrzałość, opłacalność, szybkość1,2, oraz zdolność do dostarczania informacji uzupełniających wraz z innymi modalnościami, takimi jak pozytonowa tomografia emisyjna (PET)2,3 oraz tomografia komputerowa emisji pojedynczych fotonów (SPECT)2,4. Jednak, podobnie jak inne techniki obrazowania, tomografia komputerowa jest podatna na fizjologiczne artefakty ruchowe spowodowane biciem serca lub oddychaniem, które wprowadzają rozmycie i ograniczają dokładność badań.
Aby rozwiązać ten problem, rozmycie ruchu oddechowego i sercowego można złagodzić za pomocą techniki znanej jako bramkowanie5,6,7,8, gdzie akwizycja danych jest synchronizowana z określonymi fazami cyklu sercowego lub oddechowego (lub bramkami). Jedno z podejść do osiągnięcia tego celu, znane jako bramkowanie prospektywne3,6, polega na dołączeniu czujników do zwierzęcia, aby dostarczyć sygnały bramkowania w czasie rzeczywistym do kompatybilnego skanera. Chociaż metoda ta jest skuteczna, jest pracochłonna i czasochłonna, szczególnie w przypadku mocowania czujników do klatki piersiowej i łap małych zwierząt, takich jak myszy, co ogranicza skalę badań. Alternatywnie, wewnętrzne bramkowanie retrospektywne 7,9,10,11 polega na pozyskiwaniu danych szeregów czasowych bez użycia czujników, ale poprzez identyfikowanie cech danych, które umożliwiają retrospektywne sortowanie wyników na podstawie ich fazy w cyklu sercowym lub oddechowym. Takie podejście oferuje wyniki porównywalne z bramkowaniem prospektywnym, ale bez konieczności stosowania dodatkowego sprzętu lub wysiłku związanego z mocowaniem czujnika impulsowego, a zatem znacznie upraszcza protokoły eksperymentalne.
W naszej metodzie przedklinicznego obrazowania tomografii komputerowej serca wykorzystujemy wewnętrzne bramkowanie retrospektywne do wyodrębniania cykli oddechowych i sercowych ze zmian amplitudy w obszarach projekcji rentgenowskich, które wykazują najbardziej znaczące zmiany między kolejnymi klatkami. Aby ułatwić ten proces, szablon klatki piersiowej myszy jest rejestrowany w pierwszej projekcji tylnej przedniej za pomocą Mutual Information12. Po umieszczeniu szablonu intensywność pikseli w okienku w pobliżu przepony jest sumowana w celu wygenerowania zastępczego sygnału oddechowego, podczas gdy te w pobliżu mięśnia sercowego są sumowane w celu uzyskania zastępczego sygnału sercowego. Sygnały te są następnie filtrowane pasmowo-przepustowo w dziedzinie czasu, a każdej klatce w zestawie danych przypisywany jest ułamkowy numer fazy (od 0 do 1) w oparciu o fazę oddechową i sercową. Pozwala to na wybór lub odrzucenie projekcji zgodnie z ich wartościami fazowymi. Zazwyczaj klatki odpowiadające fazie końca wydechu cyklu oddechowego (0,15 ≤ faza < 0,85) są zachowywane, podczas gdy te z fazy wdechu, w której ruch jest najbardziej wyraźny, są odrzucane. Pozostałe klatki są pogrupowane w 12 faz serca, z których każda reprezentuje 1/12 (0,083) cyklu pracy serca i są rekonstruowane w obrazy 3D przy użyciu metody iteracyjnej (Ordered Subset Expectation Maximization [OSEM])13,14. Cały proces jest podsumowany w Rysunek 1.

<table><tbody><tr><td>Myszy C57BL/6J</td><td>Jackson Laboratory</td><td>664</td><td>Mężczyzna, 8 tygodni, 24-26 g</td></tr><tr><td>Aparat Dexela</td><td>Detektor Varex</td><td>1512</td><td>, ekspozycja 20 ms, 74,8/149,6 i mikro; m pixel</td></tr><tr><td>VivoVist</td><td>Nanosondy</td><td>1301-5X0,25ML</td><td>CT Środek kontrastowy</td></tr><tr><td>Źródło promieniowania rentgenowskiego</td><td>Moxtek</td><td>TUB00082</td><td>szczyt 50 kV, 200 i mikro; A, filtr Al o grubości 1,0 mm</td></tr></tbody></table>

retrospektywne bramkowanie serca z prototypem rentgenowskiego tomografu komputerowego małych zwierząt

Retrospective Cardiac Gating with A Prototype Small-Animal X-ray Computed Tomograph

CrumpCAT to prototyp tomografu komputerowego (CT) dla małych zwierząt, opracowany w naszej instytucji badawczej. Detektor CMOS o maksymalnej częstotliwości odświeżania 29 Hz i podobne wolframowe źródła promieniowania rentgenowskiego o energiach od 50 kVp do 80 kVp są szeroko stosowane w dostępnych na rynku przedklinicznych instrumentach rentgenowskich CT. To sprawia, że opisana praca jest bardzo istotna dla innych instytucji, pomimo ogólnie postrzeganej mądrości, że detektory te nie nadają się do bramkowania wysokiego tętna myszy (~600 uderzeń / min). Skaner umożliwia obrazowanie w średniej (200 μm) i wysokiej rozdzielczości (125 μm), fluoroskopię, retrospektywne bramkowanie oddechowe i retrospektywne bramkowanie serca, z iteraacyjną lub wsteczną rekonstrukcją obrazu z projekcją wsteczną. Wśród tych cech bramkowanie serca jest najbardziej przydatną funkcją do badania funkcji serca in vivo, ponieważ skutecznie eliminuje rozmycie obrazu spowodowane ruchem oddechowym i sercowym. 
Tutaj opisujemy naszą metodę przedklinicznego wewnętrznego retrospektywnego obrazowania CT z bramką serca, mającą na celu postęp w badaniach nad funkcją serca in vivo i analizą struktury. Metoda bramkowania serca polega na uzyskaniu dużej liczby projekcji w najkrótszym praktycznym czasie ekspozycji (~20 ms), a następnie retrospektywnie wyodrębnia sygnały oddechowe i sercowe ze zmian czasowych w surowych sekwencjach projekcji. Sygnały te są wykorzystywane do odrzucania projekcji należących do fazy wdechu o dużej szybkości ruchu cyklu oddechowego i do dzielenia pozostałych projekcji na 12 grup, z których każda odpowiada jednej fazie cyklu oddechowego. Każda grupa jest rekonstruowana niezależnie przy użyciu metody iteracyjnej w celu wytworzenia obrazu wolumetrycznego dla każdej fazy serca, w wyniku czego powstaje czterowymiarowy (4D) zestaw danych. 
Te obrazy faz mogą być analizowane zarówno zbiorczo, jak i indywidualnie, co pozwala na szczegółową ocenę funkcji serca. Wykazaliśmy skuteczność obu podejść do funkcji bramkowania serca prototypowego skanera poprzez reprezentatywne wyniki obrazowania in vivo.

W pierwszej kolejności porównano obrazy CT z synchronizacją i bez niej w celu wizualizacji zwapnień serca u myszy (samce, 30-32 g). Mysi model zwapnienia serca stworzono poprzez wywołanie uszkodzenia serca za pomocą szybkiego zamrażania i rozmrażania tkanki serca (uraz kriogeniczny), zgodnie z wcześniejszym opisem23. W przypadku protokołów obrazowania CT bez synchronizacji, zwapnienia serca były wyraźniej widoczne na obrazach o wysokiej rozdzielczości (125 µm, binning 1) (Ryci...

Dostarczamy wyczerpujący opis wewnętrznej metody retrospektywnego bramkowania serca CrumpCAT, prototypu tomografu komputerowego (CT) dla małych zwierząt, zaprojektowanego i zbudowanego w naszej instytucji badawczej.

Retrospektywne bramkowanie serca z prototypem rentgenowskiego tomografu komputerowego małych zwierząt

The CrumpCAT is a prototype small-animal X-ray computed tomography (CT) scanner developed at our research institution. The CMOS detector with a maximum ...

Opracowaliśmy technologie obrazowania, które umożliwiają naukowcom odpowiadanie na pytania biologiczne. Obecnie istnieje zapotrzebowanie na techniki bramkowania w celu zamrożenia ruchu w tomografii komputerowej małych zwierząt. Chcieliśmy pokazać, że możliwe jest wykonywanie bramkowanych skanów za pomocą standardowych komponentów tomografii komputerowej. Wszystko to odbywa się w oprogramowaniu, bez potrzeby specjalnego sprzętu.Zrozumienie ograniczeń i możliwości powszechnie dostępnych detektorów przedklinicznych do obrazowania rentgenowskiego tomografii komputerowej prowadzi do opracowania technologii dającej znaczące wyniki eksperymentalne. Fizjologiczny ruch serca w badaniach na gryzoniach jest często uważany za wyzwanie nie do pokonania, które doprowadziło do braku doniesień naukowych. Mamy nadzieję, że dzięki opisanym tutaj pracom przekonamy branżę, że możliwe jest pokonanie tej trudności za pomocą powszechnie dostępnego sprzętu.Nasze podejście nie wymaga fizycznego połączenia elektrod i może być osiągnięte bez interwencji chirurgicznej. Rentgenowska tomografia komputerowa z retrospektywnym bramkowaniem serca umożliwia dokładne ilościowe określenie małych struktur w sercu i wokół niego oraz pomiary toczenia komór serca w różnych punktach czasowych cyklu pracy serca. Technologia ta znacznie zwiększa naszą zdolność do badania chorób sercowo-naczyniowych i opracowywania skutecznych terapii.Aby rozpocząć, umieść znieczuloną mysz w obszarze roboczym. Ściśnij taśmę między palcami, aby sprawdzić głębokość znieczulenia. Wstrzyknąć dożylnie 100 mikrolitrów środka kontrastowego CT przez żyłę ogonową tuż przed obrazowaniem.Przenieś znieczuloną mysz do komory obrazowania CT. Uruchom oprogramowanie CrumpCAT. Aby wykonać obrazowanie TK bez bramkowania w wysokiej rozdzielczości, należy najpierw wprowadzić identyfikator badania w interfejsie użytkownika.Wybierz opcję Mouse Hi-Res (Wysoka rozdzielczość myszy) z menu rozwijanego Protocol (Protokół). Następnie kliknij przycisk Skanuj w interfejsie użytkownika, aby uzyskać 720 projekcji z czasem naświetlania 80 milisekund na projekcję. Aby wykonać obrazowanie TK bez bramki ze średnią rozdzielczością, wprowadź identyfikator badania w interfejsie użytkownika.Wybierz opcję Mouse Standard (Standard myszy) z menu rozwijanego Protocol (Protokół). Kliknij przycisk Skanuj w interfejsie użytkownika, aby uzyskać 720 projekcji z czasem naświetlania wynoszącym 100 milisekund na projekcję. Aby wykonać bramkowaną tomografię komputerową, wprowadź identyfikator badania w interfejsie użytkownika.Wybierz opcję Bramkowanie serca z menu rozwijanego Protocol (Protokół). Kliknij przycisk Skanuj w interfejsie użytkownika i uzyskaj 21 600 projekcji z czasem naświetlania wynoszącym 20 milisekund na projekcję. W przypadku ekstrakcji sygnału oddechowego wyznacz prostokątny obszar zainteresowania lub ROI1, który będzie reprezentował membranę.Zsumuj intensywność pikseli wewnątrz ROI1 dla każdej projekcji, aby wygenerować sygnał oddechowy. W celu ekstrakcji sygnału sercowego wyznacz drugi prostokątny obszar zainteresowania lub ROI2 w szablonie w pobliżu serca. Zsumuj intensywności pikseli wewnątrz ROI2 dla każdej projekcji, aby wygenerować sygnał serca.Następnie uruchom obraz CT w przeglądarce DICOM, takiej jak AMIDE. Ustaw wartość CT na minus 500, 500, aby zwiększyć widoczny kontrast. Aby określić ilościowo objętość lewej komory, narysuj odręczny obszar zainteresowania 3D, aby zidentyfikować lewą komorę w każdej fazie.Obliczanie wokseli z progową wartością CT wynoszącą 730 jednostek Hounsfielda. Obrazowanie TK bez bramki wykazało wyraźniejszą identyfikację zwapnień serca na obrazach o wysokiej rozdzielczości w porównaniu z obrazami o średniej rozdzielczości, z wartościami stosunku kontrastu do szumu wynoszącymi odpowiednio około 4 i 3,2. Bramkowane obrazowanie TK wykazało poprawę stosunku kontrastu do szumu z około 4,2 w rurach oddechowych do około 5,2 w systemach oddechowych i sercowych.Lewa komora z progiem przy wartości CT wynoszącej 730 jednostek Hounsfielda. Pętla jako krótki film lepiej ujawnia zmianę objętości lewej komory podczas cyklu pracy serca.

retrospective-cardiac-gating-with-prototype-small-animal-x-ray

Research

JoVE Journal

Biology

Biologia

Dyfuzyjna tomografia fluorescencyjna oferuje stosunkowo niskokosztowe i potencjalnie wysokoprzepustowe podejście do przedklinowego obrazowania guzów in vivo. Przedstawiono metodologię zbierania danych optycznych, kalibracji i rekonstrukcji obrazu dla bezkontaktowego systemu w dziedzinie czasu sterowanego tomografią komputerową, z wykorzystaniem fluorescencyjnego celowania w biomarker nowotworowy – receptor Epidermal Growth Factor Receptor w modelu glejaka u myszy.

Tomografia dyfuzyjna fluorescencji w dziedzinie czasu sterowana tomografią komputerową u małych zwierząt w celu lokalizacji biomarkerów nowotworowych

Obrazowanie metodą rezonansu magnetycznego serca (CMR) ze wzmocnieniem kontrastowym pozwala na kompleksową ocenę serca in vivo w małych zwierzęcych modelach chorób sercowo-naczyniowych. W tym miejscu szczegółowo opisujemy procedury wykonywania obrazowania, rekonstrukcji i analizy CMR przy użyciu Small Animal Lock-Locker Inversion Recovery (SALLI) u szczurów.

Ocena czynności serca i morfologii mięśnia sercowego za pomocą rezonansu magnetycznego małych zwierząt z odwróconym odzysku z odwróconej szafki (SALLI) u szczurów

Opisujemy, jak wykonać rezonans magnetyczny i obrazowanie PET serca myszy. Protokół jest dostosowany do oceny skuteczności leczenia w modelach zawału mięśnia sercowego i niewydolności serca.

MRI i PET w mysich modelach zawału mięśnia sercowego

Ta metoda opisuje użycie Kwantowej Mikrotomografii Komputerowej (MicroCT) do oceny morfologii, funkcji, perfuzji, metabolizmu i żywotności serca za pomocą jodowego środka kontrastowego u myszy z eksperymentalnie wywołanym niedokrwieniem mięśnia sercowego. Technika ta może być stosowana do nieniszczącego, wysokoprzepustowego, podłużnego obrazowania in vivo różnych zwierzęcych modeli chorób ludzkiego serca.

In vivo (in vivo) Ilościowa ocena struktury, funkcji, perfuzji i żywotności mięśnia sercowego za pomocą mikrotomografii komputerowej serca

Tutaj opisany jest protokół ciągłego pobierania próbek krwi podczas obrazowania PET/CT szczurów w celu pomiaru funkcji wejścia tętniczego (AIF). Przedstawiono cewnikowanie, kalibrację i konfigurację systemu oraz analizę danych dotyczących radioaktywności krwi. Wygenerowane dane dostarczają parametrów wejściowych do późniejszego modelowania biokinetycznego.

Ciągłe pobieranie próbek krwi w pozytonowej tomografii emisyjnej/tomografii komputerowej małych zwierząt umożliwia pomiar funkcji wejściowej tętnicy

Optymalna bramkowanie oddechowe (ORG) oparte na amplitudzie skutecznie usuwa wywołane przez oddychanie rozmycie ruchu z klinicznych 18obrazów pozytonowej tomografii emisyjnej (PET) F-fluorodeoksyglukozy (FDG). Korekcja obrazów FDG-PET dla tych artefaktów ruchu oddechowego poprawia jakość obrazu, dokładność diagnostyczną i ilościową. Usunięcie artefaktów ruchu oddechowego jest ważne dla odpowiedniego postępowania klinicznego z pacjentami stosującymi PET.

Zarządzanie artefaktami ruchu oddechowego w 18pozytonowej tomografii emisyjnej F-fluorodeoksyglukozy przy użyciu algorytmu optymalnego bramkowania oddechowego opartego na amplitudzie

Tutaj prezentujemy protokół uzyskiwania wysokiej rozdzielczości obrazów mikrotomografii komputerowej zdrowych i patologicznych całych serc dużych ssaków z selektywnym wzmocnieniem kontrastu.

Techniki przygotowania tkanek do obrazowania mikrotomografii komputerowej ze wzmocnieniem kontrastowym modeli serca dużych ssaków z chorobami przewlekłymi

Tutaj prezentujemy eksperymentalny protokół obrazowania do ilościowego oznaczania funkcji i morfologii serca za pomocą pozytonowej tomografii emisyjnej/tomografii komputerowej o wysokiej rozdzielczości dla małych zwierząt. Pod uwagę brane są zarówno myszy, jak i szczury, omawiając różne wymagania dotyczące środków kontrastowych w tomografii komputerowej dla tych dwóch gatunków.

Pozytonowa tomografia emisyjna serca o wysokiej rozdzielczości/tomografia komputerowa dla małych zwierząt

W tym protokole omawiamy implementację modelu udanego ortotopowego przeszczepu wątroby (OLT) u myszy. Dodatkowo omówiono adiuwanty do dalszej analizy drożności przeszczepu allogenicznego po udanym OLT u myszy, w szczególności z wykorzystaniem skanów tomografii mikrokomputerowej (microCT).

Udany ortotopowy przeszczep wątroby u myszy z wykorzystaniem angiografii tomografii mikrokomputerowej

Ten artykuł opisuje radiosyntezę, formułowanie, kontrolę jakości nowej sondy znakowanej radioaktywnie (tj. nanoniki NM-02 znakowanej 68Ga) oraz jej zastosowanie do obrazowania PET/CT małych zwierząt w modelu ksenoprzeszczepu.

Radiosynteza, kontrola jakości i obrazowanie pozytonowej tomografii emisyjnej małych zwierząt 68nanocząsteczek znakowanych Ga

Poznaj metodę retrospektywnego bramkowania serca w tomografii komputerowej małych zwierząt bez specjalistycznego sprzętu. Technika ta umożliwia precyzyjne obrazowanie struktur serca i pomiar objętości lewej komory w cyklu sercowym.

Retrospektywne bramkowanie serca z prototypem rentgenowskiego tomografu komputerowego małych zwierząt

Przeglądaj więcej filmów