Index of /rozprawy2/10890

Pełen tekst

(1)Wydział Fizyki i Informatyki Stosowanej. Praca doktorska. ´ Magdalena Jabłonska. ´ Parametryzacja danych czynnosciowych pochodzacych ˛ z retrospektywnego obrazowania magnetyczno-rezonansowego serca w opisie mysich modeli schorzen´ układu kra˙ ˛zenia. Promotor: prof. dr hab. Henryk Figiel Promotor pomocniczy: dr Tomasz Skórka Instytut Fizyki Jadrowej ˛ PAN w Krakowie. Kraków, 2014.

(2) 2.

(3) O±wiadczenie autora rozprawy:. O±wiadczam, ±wiadoma odpowiedzialno±ci karnej za po±wiadczenie nieprawdy, »e niniejsz¡ prac¦ doktorsk¡ wykonaªam osobi±cie i samodzielnie i »e nie korzystaªam ze ¹ródeª innych ni» wymienione w pracy. data, podpis autora. O±wiadczenie promotora rozprawy:. Niniejsza rozprawa jest gotowa do oceny przez recenzentów. data, podpis promotora rozprawy. 3.

(4) 4.

(5) Niniejsza praca wykonana zostaªa w Zakªadzie Tomograi Magnetyczno-Rezonansowej Instytutu Fizyki J¡drowej im. Henryka Niewodnicza«skiego PAN w Krakowie. Analizowane dane pochodziªy z bada« prowadzonych dzi¦ki wsparciu nansowemu ze ±rodków Unii Europejskiej w ramach Europejskiego Funduszu Rozwoju Regionalnego (POIG.01.01.02-00-069/09, projekt koordynowany przez Jagiello«skie Centrum Rozwoju Leków Jagiellonian Center for Experimental Therapeutics JCET). Za wsparcie przy powstawaniu pracy chc¦ serdecznie podzi¦kowa¢ Promotorom i Wspóªpracownikom, a w szczególno±ci dr Urszuli Tyrankiewicz za pomoc przy interpretacji biologicznych aspektów pracy oraz mgr in». Annie Osiak za cenne uwagi radakcyjne, a tak»e Rodzinie i Bliskim.. 5.

(6) 6.

(7) Spis treści Streszczenie. 9. Abstract. 11. 1. Motywacja i cel pracy. 13. 2. Wprowadzenie w problematykę pracy. 15. 2.1. Prawidłowa czynność serca a niewydolność..................................................... 15. 2.2. Mysie modele chorób układu krążenia ............................................................. 18. 2.3. Metody obrazowania czynności serca.............................................................. 20. 2.4. Ocena czynności skurczowo-rozkurczowej LV serca ....................................... 21. 2.5. Parametryzacja czynności LV a rozdzielczość czasowa ...................................23. 3. Obrazowanie MR czynności serca myszy. 25. 3.1. Podstawy obrazowania magnetyczno-rezonansowego .................................... 25. 3.2. Obrazowanie MR czynności serca i metody synchronizacji pomiaru z EKG . 30. 3.3. Synchronizacja wewnętrzna sygnałem MR ......................................................32. 3.4. Jakość pomiarów kinematograficznych ...........................................................33. 3.5. Protokół eksperymentów obrazowania MR .....................................................36 3.5.1. Myszy transgeniczne apoE/LDLR-/- i Tgαq*44 ................................................ 36. 3.5.2. Parametry obrazowania MR ............................................................................. 36. 3.5.3. Retrospektywna rekonstrukcja obrazów .......................................................... 38. 3.5.4. Segmentacja lewej komory serca ......................................................................40. 7.

(8) 4. Koncepcja parametryzacji czynności lewej komory. 43. 4.1. Budowanie modelu segmentowej regresji liniowej ......................................... 43. 4.2. Parametry czynności skurczowo-rozkurczowej ............................................... 46. 4.3. Metody analizy statystycznej ............................................................................ 47. 5. Zastosowanie opracowanego modelu do analizy wyników MR 5.1. 5.2. 49. Zastosowanie metody regresji segmentowej ................................................... 49 5.1.1. Wdrożenie metody regresji segmentowej oraz kryterium AIC........................ 49. 5.1.2. Porównanie wyników parametryzacji metodą PLR z oceną manualną........... 52. 5.1.3. Analiza czynności serca myszy apoE/LDLR-/- przy użyciu metody PLR ......... 54. Analiza przebiegu rekonstrukcji retrospektywnych ........................................ 56 5.2.1. Możliwości graniczne rekonstrukcji a jakość obrazów ..................................... 57. 5.2.2. Ocena złożoności TAC metodą regresji segmentowej i AIC ............................ 59. 5.2.3. Optymalne warunki procesu rekonstrukcji retrospektywnej ........................... 61. 5.2.4. Zastosowanie wybranych warunków przeprowadzania rekonstrukcji w grupach eksperymentalnych......................................................................... 63. 5.3. 6. 7. Czynność regionalna komory – model myszy Tgαq*44 .................................. 65 5.3.1. Ocena rezerwy czynności w teście z dobutaminą............................................. 66. 5.3.2. Porównanie czynności warstwy środkowej i podstawnej LV........................... 68. Dyskusja uzyskanych wyników. 71. 6.1. Zastosowanie regresji segmentowej do parametryzowania czynności LV.......71. 6.2. Rekonstrukcja retrospektywna a rozdzielczość czasowa ................................. 75. 6.3. Opis czynności serca w badanych modelach mysich w świetle analizy PLR .. 79 Wnioski końcowe. 85. Dodatek: Algorytm modelu segmentowej regresji liniowej. 87. Literatura. 89. 8.

(9) Streszczenie Obrazowanie czynności serca in vivo mysich modeli chorób układu krążenia stanowi ważny etap w procesie oceny progresji niewydolności serca występującej u ludzi. Technika obrazowania magnetyczno-rezonansowego szeroko stosowana w tym celu pozwala na uzyskanie obrazów wysokiej jakości, pochodzących z dowolnego przekroju serca, jednak stosowana u myszy stawia akwizycji danych dodatkowe wymagania techniczne, leżące często na granicy jej czasowoprzestrzennej zdolności rozdzielczej. Badanie kolejnych, w tym wczesnych etapów schorzeń serca wiąże się z kolei z koniecznością pogłębionego opisu subtelnych faz składających się na czynność skurczowo-rozkurczową serca. Wymaga to zarówno wysokiej rozdzielczości czasowej serii obrazów jak i odpowiedniej metody ich parametryzacji. Celem niniejszej rozprawy było określenie zarówno optymalnych warunków akwizycji danych uzyskiwanych metodą rekonstrukcji retrospektywnej jak i wieloparametrowa charakterystyka uzyskanych przebiegów krzywych opisujących zmiany powierzchni/objętości lewej komory serca w kolejnych fazach jego pracy (TAC – time-area curve). W badaniach wykorzystano dane obrazowe pochodzące z pomiarów kinematograficznych synchronizowanych pro- i retrospektywnie przy użyciu dwóch skanerów (odpowiednio 4.7 T oraz 9.4 T). Pomiary te wykonywane były w warunkach podstawowych jak i w warunkach obciążenia po podaniu dobutaminy na warstwie środkowej lewej komory. Badano dwa mysie modele schorzeń układu sercowo-naczyniowego, odpowiednio: miażdżycowy apoE/LDLR-/- oraz kardiomiopatii rozstrzeniowej Tgαq*44. Przebieg TAC przybliżono przy użyciu modelu liniowej regresji segmentowej lokalnie liniowymi odcinkami, których liczba została określona na podstawie kryterium informacyjnego Akaike. Określono czasy trwania wybranych segmentów oraz tempo wyrzutu i napełniania lewej komory serca.. 9.

(10) W pierwszym etapie, dla obrazów o niższej jakości, pochodzących z badań prospektywnych, wykonanych z rozdzielczością czasową bliską maksymalnej dla tej techniki synchronizacji otrzymano 18-29 klatek na cykl pracy serca. Pokazano, że mimo niskiej jakości danych modelowanie wieloliniowe jest w takim przypadku zgodne z oznaczeniami wykonywanymi przez doświadczonego operatora, i co ważne, pomaga rozróżniać grupy myszy ze względu na wczesne zmiany czynności serca (jak relaksacja izowolumetryczna), w badanym modelu. W kolejnym etapie, dla obrazów uzyskanych metodą synchronizacji retrospektywnej, wyzwalanej wewnętrznym sygnałem MR, wykazano, że czas akwizycji poniżej trzech i pół minuty pozwala na rekonstrukcję 60 ramek na cykl bez generowania artefaktów obrazów oraz bez straty ich potencjału informacyjnego, szacowanej jako złożoność krzywej TAC w modelu regresji segmentowej. Ustalone wartości stanowiły kompromis pomiędzy jakością obrazów a czasem pomiaru, który jest szczególnie istotny w teście z dobutaminą. W konsekwencji protokół pomiarowy rozszerzono także o dokładną ocenę podstawnej warstwy komory, co pozwoliło uzyskać szereg dodatkowych informacji na temat wczesnych zmian w progresji niewydolności serca w badanym modelu. Wyniki potwierdziły występowanie zmian w czynności skurczowej serca w grupie myszy starszych i dodatkowo uwidoczniły zmiany rozkurczowe w grupie zwierząt młodszych. Oryginalne zastosowanie metody liniowej regresji segmentowej do modelowania krzywych TAC połączone z pogłębioną jej parametryzacją pozwoliło na kompleksową ocenę czynności skurczowo-rozkurczowej w badanych modelach. Dzięki szybkiemu pomiarowi i stosunkowo nieskomplikowanej analizie możliwe było oszacowanie parametrów czasowych i tempa odkształcania mięśnia sercowego w sposób powtarzalny, co pozwoliło uzyskać większy wgląd we wczesne etapy rozwoju dysfunkcji, uzupełniając jednocześnie protokół pomiaru.. 10.

(11) Cardiac functional data parameterization based on retrospective MRI in characterization of murine models of cardiovascular diseases. Abstract Cardiovascular in vivo imaging of murine models that mimics human heart failure plays a key role in experimental cardiology. Magnetic resonance imaging technique allow to acquire high quality images from unrestricted heart projection, however, in small animals like mice it is more problematic than in humans. Small size of rodent heart and its rapid action result in restricted spatio-temporal resolution of the method. The studies of succeeding, often very early stages of heart disease, in turn, are associated with the need of accurate description of the subtle cardiac phases comprising the systolic and diastolic performance. The goal of this thesis was to assess both, the conditions of data acquisition from retrospectively reconstructed CMR-based images, and a semiautomatic and unbiased method of detailed and multiparametric left ventricle function characterization from time-area curves (TAC) that depict changes in left ventricle area. CMR-based data were collected from cine FLASH sequence triggered prospectively and retrospectively by the use of two imaging systems (4.7 T and 9.4 T respectively). The measurements were performed on two murine models of cardiovascular diseases (atherosclerotic apoE/LDLR-/- and dilated cardiomiopathy Tgαq*44) at rest and under β-adrenergic stimulation induced by dobutamine injections in the short-axis projection on a single mid-ventricular level of the left ventricle. TAC course was modeled by division of the cardiac cycle into linear segments using piecewise linear regression. The number of segments was assessed according to the Akaike information criterion among of several candidate models. The data of lower quality from prospectively triggered experiments allowed to achieve 18-29 frames per cardiac cycle. Despite low temporal resolution of images, it was shown a good agreement between piecewise modeling and. 11.

(12) manual assessment. Moreover, detailed parameterization allowed to differentiate groups of healthy and diseased mice due to the duration of subtle cardiac phases like relaxation and filling. Retrospectively gated studies using self gating technique (performed at 9.4 T) with unrestricted frame rate showed that acquisition shorter than 3.5 min provided frame rate equal to the 60 frames per cycle. The value was enough to characterize cardiac performance in wide range of heart rate diversity, without images artifacts and without loss of the information measured by piecewise linear regression as TAC complexity. The proposed settings were a compromise between images quality and acquisition time which is crucial in such measurements as dobutamine test. Further results showed that cardiac parameters from the basal level of the left ventricle seemed to be more sensitive than the midventricular ones and earlier uncovered subtle changes in left ventricle relaxation in Tgαq*44 mice as compared to the control group. Young transgenic mice revealed alterations mainly in diastolic performance as compared to control mice, while older mice had impaired both, systolic and diastolic function. Altogether, the results may indicate progressive diastolic dysfunction in Tgαq*44 mice between aged 2 months and systolic dysfunction at the age of 8 months what is in agreement with previously reported results and further complements them. Novel application of the piecewise linear regression method to the TAC detailed parameterization provided complex and objective characterization of heart function in cardiac MRI in examined animal models. Piecewise linear regression was validated as the useful method for tracing qualitative and quantitative changes in TAC shape at rest and after dobutamine stimulation from CMRbased single slice images of the left ventricle. Additionally, combined with the extended protocol with application of the dobutamine test, it gave more complex information of developing heart dysfunction. Precise quantification based on high frame rate cine images at the base combined with efficient parameterization method gives better insight into the left ventricle temporal performance.. 12.

(13) 1 Motywacja i cel pracy Liczba pacjentów cierpiących na niewydolność serca wciąż rośnie, co wynika m. in. ze wzrostu natężenia czynników ryzyka związanych z chorobami cywilizacyjnymi (takimi jak np. otyłość, cukrzyca, miażdżyca). Badania podstawowe mysich modeli pozwalają na szerokie i specyficzne studia progresji niewydolności serca oraz dają możliwość monitorowania poszczególnych etapów choroby, w tym wczesnych zmian, przy pomocy m. in. metod nieinwazyjnych. Stąd też obrazowanie czynności serca in vivo w eksperymentalnych mysich modelach chorób układu krążenia stanowi ważny etap w procesie oceny progresji niewydolności serca występującej u ludzi. Kluczowe dla rozpoznania i potwierdzenia niewydolności serca, poza stwierdzeniem typowych objawów, jest wykazanie zmian czynności serca, a więc zmian zależnych od odpowiedniego wyrzutu czy napełnienia komory. Badania obrazowe czynności serca to najczęściej pomiary kinematograficzne, które bazują przede wszystkim na obserwacjach zmian w czasie wielkości charakteryzujących rozmiar badanej jamy serca, typowo lewej komory serca. Uzyskiwane obrazy tworzą podstawę do ilościowego opisu poprzez proces semi-automatycznej segmentacji mający na celu wyodrębnienie pól powierzchni przekrojów komór serca. Proces segmentacji umożliwia następnie parametryzację uzyskanych zależności objętości bądź też przekroju komory od czasu. Przebieg poszczególnych faz tego cyklu (czasu ich trwania czy tempa odkształcania mięśnia sercowego) może uwidaczniać warunki panujące w lewej komorze, przez co służyć ocenie jej czynności czy też wskazywać na etap zaawansowania choroby. Poza badaniami podstawowej czynności serca w warunkach spoczynku dodatkowych informacji o kondycji serca dostarcza ocena dostępnych rezerw czynnościowych i żywotności mięśnia serca w warunkach obciążenia. Technika obrazowania magnetyczno-rezonansowego szeroko stosowana w tym celu pozwala na uzyskanie obrazów wysokiej jakości pochodzących z do13.

(14) wolnego przekroju serca, jednak stosowana u myszy stawia akwizycji danych wymagania techniczne, leżące często na granicy jej czasowo-przestrzennej zdolności rozdzielczej metody. Związane to jest z małymi rozmiarami badanych obiektów i ich szybkim ruchem. Badanie kolejnych, często wczesnych etapów schorzeń serca wiąże się z kolei z koniecznością pogłębionego opisu subtelnych faz składających się na czynność skurczowo-rozkurczową serca. Wymaga to zarówno wysokiej rozdzielczości czasowej serii obrazów jak i odpowiedniej metody ich parametryzacji. Podstawowym celem pracy było opracowanie metody zobiektywizowanej parametryzacji czynności skurczowo-rozkurczowej serca w zastosowaniu do badania mysich modeli niewydolności serca. Zadanie to realizowano przy pomocy modelowania krzywej zależności powierzchni przekroju lewej komory serca od czasu w cyklu jej pracy. Zastosowano metodę liniowej regresji segmentowej, jako sposobu parametryzacji przebiegów czasowych czynności skurczoworozkurczowej serca zarówno w badaniach spoczynkowych jak i w badaniach wykonywanych w warunkach obciążenia (stymulacja β-adrenergiczna w teście z dobutaminą) dla badanych modeli mysich. Kolejnym celem była ocena działania algorytmu dla danych o różnej jakości. Dane o niskiej jakości (niewysokiej rozdzielczości czasowej) pochodzące z eksperymentów synchronizowanych prospektywnie służyły do zweryfikowania jego wyników z oszacowaniem manualnym eksperta. Natomiast dane pochodzące z eksperymentów synchronizowanych retrospektywnie wewnętrznym sygnałem MR (self gating) użyto do oceny warunków przeprowadzania rekonstrukcji służących. zwiększeniu. czasowej. rozdzielczości. pomiarów. magnetyczno-. rezonansowego obrazowania pracy serca. Ostatecznym celem było zastosowanie opracowanej i zoptymalizowanej w pracy metodyki analizy czynności pracy serca myszy do opisania progresji niewydolności na dwóch jej etapach poprzez obrazowanie czynności dwóch regionów lewej komory.. 14.

(15) 2 Wprowadzenie w problematykę pracy 2.1 Prawidłowa czynność serca a niewydolność W warunkach prawidłowych serce pompując krew wymusza jej przepływ zapewniając właściwą perfuzję narządową oraz prawidłową wymianę substancji odżywczych i gazów we wszystkich tkankach organizmu [1]. Czynność serca określana jest przez kolejne fazy hemodynamicznego cyklu napełniania i opróżniania komór. Ich przebieg istotnie zależy od rytmiki, wymiarów geometrycznych jam serca i ciśnień w nich panujących (rys. 1). W początkowej fazie skurczu lewej komory serca (LV* – left ventricle), tzw. izowolumetrycznej (IVC – isovolumic contraction) przy zamkniętych zastawkach wzrasta ciśnienie wewnątrzkomorowe, ostatecznie przewyższając ciśnienie panujące w aorcie, co wymusza otwarcie zastawek aortalnych i wyrzut krwi z komory (faza skurczu). Zmienia się wówczas stosunek ciśnień pomiędzy komorą a aortą i dochodzi do zamknięcia zastawek, w komorze pozostaje pewna objętość krwi, tzw. objętość końcowo-skurczowa (ESV – end-systolic volume). W kolejnej fazie ma miejsce proces relaksacji izowolumetrycznej mięśnia (IVR – isovolumic relaxation), w czasie którego ciśnienie w lewym przedsionku rośnie w konsekwencji doprowadzając do otwarcia zastawki mitralnej (przedsionkowokomorowej). Rozkurcz składa się z wczesnej fazy napełniania (bierne napełnianie, eF – early filling), przechodzącą w diastazę (pauzę), oraz z późnej fazy napełniania, zależnej od przedsionka (aF – atrial filling). Objętość krwi w komorze pod koniec tej fazy to objętość późno-rozkurczowa (EDV – end-diastolic volu-. *. Ze względu na spójność z cytowanymi doniesieniami literaturowymi wszystkie skróty i akronimy wprowadzone i stosowane w pracy są anglojęzyczne, natomiast pełne nazwy przetłumaczono na język polski.. 15.

(16) me). Pod koniec wspomnianej fazy rozkurczowej zamyka się zastawka mitralna zapobiegając cofaniu się krwi do przedsionka i zaczyna się kolejna faza skurczu.. Rysunek 1:. Schemat przebiegu cyklu pracy lewej komory serca. Zapis zmian ciśnienia w lewym przedsionku, lewej komorze i aorcie, zmiany objętości lewej komory w poszczególnych fazach (skale odpowiadają wartościom dla ludzi) oraz odpowiadającym tym zmianom elektrokardiogram (na podstawie [1,2]). O niewydolności serca świadczy stan, w którym czynność hemodynamiczna jest zmieniona i nieadekwatna w stosunku do metabolicznego zapotrzebowania organizmu, a pojemność minutowa serca (CO – cardiac output) określona jako: CO. (EDV ESV) HR ,. 1. nie wystarcza do pokrycia aktualnych potrzeb metabolicznych ustroju [3]. W powyższym równaniu HR (heart rate) to częstość pracy serca (liczba uderzeń na minutę) określana na podstawie pomiarów średniej odległości między kolejnymi załamkami R w przebiegu elektrokardiogramu – EKG (RR, wyrażane w ms): HR. 60 000 . RR. 2. W początkowych etapach zaburzeń czynności serca, przed obserwowaną niewydolnością, zmianie ulegają fazy izowolumetryczne (IVRT, IVCT), tempo 16.

(17) wyrzutu czy też napełniania komory. Zmienić się także może częstość pracy serca, jednak pojemność minutowa serca przez pewien czas pozostaje zachowana, stąd objawy choroby nie od razu mogą być odczuwalne. Zmiany dotyczące czynności serca jako pompy mięśniowej najczęściej stanowią wczesny i niezauważalny etap rozwoju niewydolności serca. Progresja zaburzeń prowadzi do kolejnych stadiów niewydolności i ostatecznie wyraźnie uwidaczniają się zmiany w czynności hemodynamicznej i/lub strukturalne (np. włóknienia, zmiany objętości EDV i ESV). Ostatecznie postępująca niewydolność prowadzi do spadku pojemności minutowej i/lub spadku frakcji wyrzutowej (EF – ejection fraction), będącej podstawowym parametrem określającym czynność globalną LV serca jako pompy hemodynamicznej: EF. EDV ESV 100% . EDV. 3. Rozwój niewydolności zachodzi, gdy adaptacje (strukturalne czy hemodynamiczne) stają się niewystarczające, a długotrwale aktywowane mechanizmy kompensacyjne w efekcie doprowadzają do dalszego pogorszenia czynności serca. W dłuższym okresie czasu prowadzi to często do zespołu objawów klinicznych obejmujących duszność, zmęczenie, zatrzymanie płynów w płucach czy tkankach obwodowych oraz nietolerancję wysiłku fizycznego i brak rezerwy czynności, co w konsekwencji znacznie obniża jakość życia [4]. Badania epidemiologiczne wykazują, że jedynie około połowa pacjentów z symptomami niewydolności serca ma znacznie upośledzoną funkcję globalną tj. zmniejszoną frakcję wyrzutową (EF<50%), podczas gdy pozostali pacjenci mają zachowaną lub prawie zachowaną frakcję wyrzutową przy znacznym zaburzeniu napełniania komory (tzw. niewydolność rozkurczowa) [5]. Co więcej, wydaje się, że ze względu na czynniki ryzyka pacjentów z izolowaną niewydolnością rozkurczową będzie przybywać [6,7]. U części pacjentów z kolei, dysfunkcja rozkurczowa poprzedza dysfunkcję skurczową gdy zachowana jest funkcja serca jako pompy hemodynamicznej dochodzić może do zaburzeń pracy serca jako pompy mięśniowej. Symptomy mogą być związane zarówno z izolowanymi zaburzeniami relaksacji mięśnia sercowego i napełniania komory krwią (zaburzenia/niewydolność czynności rozkurczowej), jak i z upośledzoną kurczliwością serca (zaburzenia/niewydolność czynności skurczowej) ale prawie zawsze jest to kombinacja obu nieprawidłowości [4]. 17.

(18) Przyczynami rozwijającej się niewydolności mogą być np. infekcje wirusowo-bakteryjne, rozwijająca się miażdżyca naczyń wieńcowych, nadciśnienie, kardiomiopatie na tle toksyczności leków, zaburzenia genetyczne i dotyczyć mogą lewej, prawej bądź obu komór serca [4]. Liczba pacjentów z niewydolnością serca wciąż rośnie. Jest to około 1-2% dorosłych populacji w krajach rozwiniętych i około 10% populacji osób powyżej 70 roku życia [5]. Wynika to ze wzrostu natężenia czynników ryzyka (jak np. otyłość, cukrzyca), ograniczonej skuteczności stosowanych terapii, a także z braku dokładnego poznania mechanizmów rozwoju patologii serca dla potrzeb diagnostyki. Dlatego też, wciąż monitoruje się efekty stosowanych terapii w badaniach klinicznych, odpowiednio dopasowując różnego rodzaju terapie do grup pacjentów, ale także podejmuje się próby badań podstawowych z użyciem modeli eksperymentalnych, w tym mysich [3].. 2.2 Mysie modele chorób układu krążenia Szczególną popularność w badaniach eksperymentalnych uzyskały mysie modele schorzeń ze względu na łatwość hodowli myszy, krótki okres ich rozrodu, dobrze poznany genom oraz możliwości jego modyfikacji, a także podobieństwo anatomii i fizjologii serca [3] oraz mechanizmów odgrywających kluczową rolę w progresji niewydolności serca człowieka. Mysie modele pozwalają na szerokie i specyficzne studia progresji schorzenia (np. poprzez wyłączenie lub nadekspresję danego genu) oraz dają możliwość monitorowania poszczególnych etapów choroby, w tym wczesnych zmian, przy pomocy m. in. metod nieinwazyjnych [8]. Pomimo, że modele zwierzęce nie naśladują w pełni chorób występujących u ludzi, pozwalają jednak otrzymać bezpośrednią informację o wpływie ustalonych i kontrolowanych warunków eksperymentalnych poprzez włączenie jednych, a wyeliminowanie innych czynników istotnych dla weryfikacji badanych hipotez (m.in. tryb życia, dieta) dzięki dostępności grup kontrolnych [9]. Są przez to niezwykle cenne przy prowadzeniu badań podstawowych i przedklinicznych. Odwzorowanie ludzkiej niewydolności serca wymaga stworzenia modeli rozwijających chorobę na podobnym tle, a ponieważ sam przebieg niewydolności serca u ludzi nie jest jeszcze do końca poznany, stąd i w modelach eksperymentalnych, w tym mysich, podejmuje się próby dokładnego opisania poszczególnych jej typów znając bądź zakładając zdefiniowaną przyczynę zaburzeń. 18.

(19) Jednym z modeli spontanicznie rozwijającym niewydolność serca, naśladującym często obserwowany u ludzi fenotyp kardiomiopatii rozstrzeniowej o podłożu innym niż niedokrwienne (charakteryzującej się ścieńczeniem mięśnia sercowego i zmniejszeniem kurczliwości serca, ang. dilated cardiomyopathy) jest model myszy Tgαq*44. W modelu tym niewydolność serca rozwija się bezpośrednio poprzez nadmierną stymulację kluczowych dla jej wykształcenia receptorów [10], doprowadzając do typowych dla rozwoju kardiomiopatii cech, takich jak przerost i włóknienie mięśnia oraz upośledzenie czynności skurczoworozkurczowej serca [10-12]. Badania in vivo modelu Tgαq*44 w kolejnych etapach niewydolności uwidoczniły brak rezerwy rozkurczowej w wieku 2 miesięcy i wczesne, postępujące upośledzenie czynności lewego przedsionka, oraz prawidłowo zachowaną czynność skurczową LV serca aż do 6 miesiąca życia myszy [13]. Następnie, w wieku 8 miesięcy występowała osłabiona kurczliwość i wzrost tempa rozkurczu, z istotnym upośledzeniem czynności skurczowo-rozkurczowej w wieku 12 miesięcy [11] wraz z rozstrzenią serca [10]. Pomimo stosunkowo późno uwidocznionych zmian czynności serca u myszy Tgαq*44, na wczesnych etapach wykazano przerost kardiomiocytów i włóknienie miokardium [14,15]. Obserwowany wzrost kinetyki rozkurczowej w wieku 8 miesięcy nie został jednoznacznie określony i zinterpretowany, aczkolwiek wskazano, że jego zmiana może odgrywać znaczącą rolę w rozwoju niewydolności serca o podłożu zaburzeń rozkurczowych [11]. Modelem o innych cechach zaburzeń czynności mięśnia serca są myszy szczepu apoE/LDLR-/- (z wyłączonym genem apolipoproteiny E i wątrobowego receptora dla lipoprotein o niskiej gęstości). Myszy te rozwijają spontanicznie miażdżycę naczyń wieńcowych i obwodowych (podobną w swej patogenezie do miażdżycy występującej u ludzi) [16-18], a płytki miażdżycowe zlokalizowane są w podobnych miejscach drzewa naczyniowego jak u ludzi. Czynność serca u myszy apoE/LDLR-/- nie została dotychczas satysfakcjonująco scharakteryzowana, tj. brak szczegółowych informacji na temat ewentualnych zaburzeń wyprzedzających powstawanie istotnych zmian niedokrwiennych, choć podstawowa czynność serca nawet na etapie rozwiniętej miażdżycy (w wieku 6 miesięcy) nie wykazała zmian w stosunku do kontrolnej grupy [19].. 19.

(20) 2.3 Metody obrazowania czynności serca Kluczowe dla rozpoznania i potwierdzenia niewydolności serca, poza stwierdzeniem typowych objawów, jest wykazanie zmian czynności serca, a więc zmian zależnych od odpowiedniego wyrzutu czy napełnienia komory. Według wytycznych Europejskiego Towarzystwa Kardiologicznego (ESC – European Society of Cardiology) pośród wielu dostępnych i zalecanych technik obrazowych możliwych do zastosowania w badaniach czynności LV serca dominującymi stały się echokardiografia oraz kardiologiczne obrazowanie magnetycznorezonansowe (CMR – cardiovascular magnetic resonance), a także metody medycyny nuklearnej wykorzystujące radioizotopy (tomografia emisyjna pojedynczych fotonów i pozytonowa tomografia emisyjna) oraz metody wykorzystujące promieniowanie jonizujące (tomografia komputerowa oraz monitorowanie cewnikowania serca). O ile dwie pierwsze metody posiadają szerokie spektrum zastosowań przez co są uniwersalne zarówno w standardowej ocenie czynności serca jak i w ocenie specyficznych schorzeń o różnorodnej etiologii, o tyle pozostałe metody posiadają przewagę diagnostyczną jedynie w obrębie wybranych badań. Na przykład cewnikowanie serca służy do pomiaru ciśnienia wewnątrzkomorowego i jest pomocne do oceny stopnia zaburzeń napełniania komory, tomografia. komputerowa. uwidacznia. anatomię. naczyń. wieńcowych,. a pozytonowa tomografia emisyjna jest pomocna w ocenie żywotności i niedokrwienia mięśnia sercowego [5]. Zalecaną z wyboru metodą oceny globalnej czynności serca jest echokardiografia, głównie ze względu na dostępność (w tym mobilność), bezpieczeństwo i niskie koszty oraz możliwość wykonywania badania w czasie rzeczywistym bez konieczności synchronizowania pomiaru z ruchami anatomicznymi. Słabościami tej metody są ograniczenia dokładności wynikające z niskiego kontrastu i niskiego stosunku sygnału do szumu otrzymywanych obrazów, ograniczona liczba dostępnych płaszczyzn obrazowania, a także subiektywność ich wyboru i powtarzalność. To z kolei sprawia, że pomiar objętości LV serca techniką echokardiograficzną wymaga założenia typowego kształtu komory, co w przypadkach jej przebudowy prowadzić może do błędnego oszacowania objętości LV [20-22]. Obrazowanie magnetyczno-rezonansowe jest natomiast metodą wszechstronną pozwalającą na badanie dowolnego przekroju serca ze zdecydowanie. 20.

(21) wyższym kontrastem i powtarzalnością w porównaniu do echokardiografii, umożliwiając dokładną ocenę objętości, masy i ruchu ścian serca. Dlatego pomimo wysokich kosztów obrazowania MR zalecane jest jako metoda alternatywna w stosunku do echokardiografii [5,22]. Ma to szczególne znaczenie w trudnych diagnostycznie przypadkach u ludzi [5], i sprawdza się także znakomicie w badaniach eksperymentalnych [23]. Poza badaniami podstawowej czynności serca w warunkach spoczynku istnieje także możliwość oceny dostępnych rezerw czynnościowych i żywotności mięśnia serca w warunkach obciążenia. Obciążenie to może być indukowane fizjologicznie poprzez wysiłek np. na bieżni u ludzi, u których nie występują przeciwwskazania, lub farmakologicznie np. poprzez podanie dobutaminy (stymulacja β-adrenergiczna) w pozostałych przypadkach oraz u zwierząt. Oceniane są trzy rezerwy: chronotropowa polegająca na możliwości przyspieszenia rytmu serca, inotropowa polegająca na poprawie kurczliwości obserwowanej przez wzrost EF i spadek ESV i lusitropowa polegająca na wzroście tempa rozkurczu komory, pozwalające na rozróżnienie podłoża dysfunkcji prowadzącej do niewydolności serca niewidocznej w warunkach podstawowych [24].. 2.4 Ocena czynności skurczowo-rozkurczowej LV serca Badania obrazowe czynności serca to najczęściej pomiary kinematograficzne (cardiac cine), które bazują przede wszystkim na pomiarach zmian w czasie wielkości charakteryzujących rozmiar badanej jamy serca, typowo LV serca. Uzyskiwane obrazy tworzą podstawę do ilościowego opisu poprzez proces semiautomatycznej segmentacji mający na celu wyodrębnienie pól powierzchni przekrojów komór serca. Wynikająca stąd czasowa zależność powierzchni przekroju warstwy LV serca (TAC – time-area curve), a po zsumowaniu warstw zależność objętości LV (TVC – time-volume curve), są podstawą do wyznaczenia parametrów opisujących budowę oraz czynność serca [22,25-29]. Podstawowa ocena serca polega na określeniu objętości LV (ESV i EDV), frakcji wyrzutowej (EF) oraz pojemności minutowej serca (CO). Ocena ta wykonywana jest jednak na podstawie dwóch faz w cyklu pracy serca i nie daje informacji o czasowym przebiegu zmian objętości i powierzchni LV [30]. Na przebieg krzywej TAC/TVC zasadniczy wpływ ma zdolność kurczliwości i podatność mięśnia w trakcie napełniania komory, a także ciśnienie skurczowo21.

(22) rozkurczowe i podatność naczyń obwodowych, odpowiadające za prędkość przepływu krwi i pośrednio wpływające na zmiany czynnościowe serca. Dlatego też, kompletna analiza czynności serca obejmuje poza wymienionymi wyżej parametrami czynności globalnej, również parametry zależne od panujących w sercu ciśnień i prędkości przepływającej krwi. Są to tempo wyrzutu (ER – ejection rate) oraz napełniania komory (FR – filling rate) określające odpowiednio kinetykę skurczową oraz rozkurczową [31], a także długości poszczególnych faz cyklu [32]. Szczególnie cenne informacje w badaniach czynności rozkurczowej daje ocena czasu trwania faz izowolumetrycznych. Serce pracując jako pompa stale wyrzuca krew i napełnia się nią. Aby czynność ta była jak najbardziej efektywna, okresy przerwy pomiędzy tymi fazami powinny być odpowiednio krótkie [33]. Wydłużony czas relaksacji izowolumetrycznej (IVRT) jest czułym markerem nieprawidłowej relaksacji mięśnia sercowego, bądź podwyższonego ciśnienia LV, natomiast wydłużony czas skurczu izowolumetrycznego (IVCT) związany jest z zaburzeniami kurczliwości mięśnia sercowego [34]. W ocenie czynności rozkurczowej dużą przydatność kliniczną wykazują techniki echokardiografii dopplerowskiej obrazujące profil i prędkość przepływu krwi m.in. przez zastawkę mitralną służąc głównie ocenie prędkości wczesnego – E i przedsionkowego – A napływu krwi do komory. W tkankowej echokardiografii dopplerowskiej opisującej prędkość ruchu wewnątrz-tkankowego mięśnia (pomiar prędkości ruchu pierścienia mitralnego w okresie wczesnego – E' i przedsionkowego – A' napełniania komory) możliwy jest także pomiar parametrów czasowych charakteryzujących relaksację i rozkurcz komory [35]. Analogicznych informacji o przepływie krwi i regionalnej czynności i ruchu mięśnia może dostarczać kardiologiczne obrazowanie magnetyczno-rezonansowe. Pomiary te w przypadku większości protokołów dostępnych dla ludzi mogą być wykonane także w badaniach modeli zwierzęcych, w szczególności mysich [36]. Zarówno badania echokardiograficzne jak i CMR wskazują ocenę czynności rozkurczowej i napełnienia LV jako kierunki rozwoju służące poprawie możliwości diagnostycznych [37], a obie metody pełnią uzupełniające się wzajemnie role w ocenie czynności LV w zależności od rodzaju badania, względów fizjologicznych i logistycznych. Powyższe odnosi się tak do badań klinicznych jak i eksperymentalnych [38,39].. 22.

(23) 2.5 Parametryzacja czynności LV a rozdzielczość czasowa Wieloetapowy cykl w jakim serce wykonuje swoją funkcję pompy ssącotłoczącej stanowi podstawę do oceny jego kondycji, przez co jest obiektem badań dotyczących fizjologii sercowo-naczyniowej. Przebieg poszczególnych faz tego cyklu (czasu ich trwania czy tempa odkształcania miokardium) może uwidaczniać warunki panujące w LV przez co służyć ocenie jej czynności, czy też wskazywać na etap zaawansowania choroby. Do tego celu wymagane są jednak odpowiednie metody ich charakterystyki. Spotykane w literaturze doniesienia dotyczące parametryzacji krzywych TVC/TAC uzyskanych z pomiarów CMR oparte są głównie na ocenie maksymalnych wartości tempa wyrzutu i napełniania komory (PER/PFR – peak ejection/filling rate) z pierwszej pochodnej krzywej TAC. Otrzymywane są one po uprzednim wygładzeniu krzywych metodą spline [28,30,40] lub metodą Fouriera [26,41,42]. Stosowane dotychczas protokoły wskazują również na możliwość określenia wartości prędkości maksymalnych dwóch fal napływu E i A opisujących czynność rozkurczową poprzez szacowanie wartości szczytowych z przebiegu pierwszej pochodnej TVC/TAC. Uzyskuje się to przy zastosowaniu obrazowania z wysoką rozdzielczością czasową dochodzącą, do 60 lub 80 obrazów (klatek) na cykl pracy serca myszy [43,44]. Wielkości maksymalne nie dają jednak informacji o przebiegu czasowym poszczególnych faz pracy serca i o profilu napełniania komory [31] oraz zależą od czasowej rozdzielczości pomiaru, a także osobniczej długości trwania cyklu [43,45]. Stopień odwzorowania złożoności cyklu pracy serca opisywany jest przebiegiem TAC/TVC. Przy zachowanej rozdzielczości przestrzennej, odpowiednia rozdzielczość czasowa jest istotna dla prawidłowej oceny parametrów czasowych cyklu serca, takich jak skurcz czy rozkurcz izowolumetryczny [46] oraz prędkości E i A. Prędkości te przy niskich czasowych rozdzielczościach metody (względem rytmu serca) mogą pozostać nierozróżnialne [43]. Badania czynności serca w modelach zwierzęcych co do zasady nie różnią się od badań wykonywanych klinicznie jednak występować mogą różnice metodyczne. Małe rozmiary serc myszy w połączeniu z szybkim rytmem i ruchami oddechowymi stawiają wysokie wymagania dla akwizycji danych, a ograniczenia przestrzenno-czasowe metody obrazowania CMR nabierają szczególnego zna-. 23.

(24) czenia. W związku z powyższym istnieje potrzeba wypośrodkowania metody parametryzacji przebiegów TAC/TVC pomiędzy jej ograniczeniami a potencjalnym zyskiem diagnostycznym. W badaniu wyżej wspomnianej zależności pomocną jest technika retrospektywnej akwizycji obrazów serca. Jedną z odmian tej techniki jest metoda pomiarów CMR synchronizowanych wewnętrznym niekodowanym przestrzennie sygnałem MR (SG – self gating) [47]. Wykorzystuje ona amplitudę niekodowanego przestrzennie sygnału MR, który zbierany jest na przemian z sygnałami potrzebnymi do konstrukcji obrazu w kolejnych fazach cyklu pracy serca. W metodzie tej rozdzielczość czasowa zależy od czasu trwania akwizycji i z punktu widzenia samego procesu rekonstrukcji może być wykonana z aparaturowo teoretycznie nieograniczoną liczbą obrazów przepadających na jeden cykl pracy serca. Daje to możliwość otrzymywania serii obrazów o dowolnej czasowej zdolności rozdzielczej i ich dalszych porównań, jednak w tym celu konieczny jest wybór i zastosowanie obiektywnej metody oceny złożoności przebiegu TAC/TVC. Przebieg TAC zmienia się zależnie od wieku, bieżącego zapotrzebowania tkanek obwodowych (na tlen i substancje odżywcze), kondycji naczyń wieńcowych czy też od kondycji samego mięśnia sercowego i etapu rozwoju choroby i tym samym jest bardzo ciekawym obiektem badań. Jak dotychczas nie ma procedury obiektywnej oceny liczby i wielkości mierzalnych segmentów krzywej TAC w CMR. Modelowanie przebiegu krzywej TAC przy użyciu liniowej regresji segmentowej wydaje się być metodą która odpowiada postawionym zadaniom. Metoda ta polega na dopasowaniu lokalnie liniowych segmentów do nieliniowych zależności [48,49] umożliwiając tym samym parametryzację kształtu przebiegu TAC, czyli określenie czasu trwania oraz tempa odkształcania mięśnia sercowego wybranych faz cyklu pracy serca. Podział przebiegu TAC na segmenty o liniowym przebiegu oraz dalsza ocena ich zmian w zależności od zadanych warunków (jak na przykład wzmożona praca serca podczas odciążenia) stanowi unikalny, nieinwazyjny sposób uwidocznienia zmian niedokrwiennych i rezerwy czynności i żywotności mięśnia w badaniu in vivo [15]. Wymaga to jednak uwzględnienia i określenia zarówno warunków przeprowadzania retrospektywnej rekonstrukcji określającej rozdzielczość czasową pomiarów, jak i opracowania metody złożoności krzywej czynności LV serca. 24.

(25) 3 Obrazowanie MR czynności serca myszy 3.1 Podstawy obrazowania magnetyczno-rezonansowego Istotą uzyskiwania obrazów techniką magnetyczno-rezonansową jest wprowadzenie przestrzennej zależności częstości magnetycznego rezonansu jądrowego (MRJ) rejestrowanych sygnałów. Pomiary wykonywane są przy pomocy odpowiednio dobranych sekwencji impulsów częstotliwości radiowej, które pełnią rolę wymuszenia, i impulsowych gradientów pól magnetycznych mających za zadanie kodowanie przestrzenne przez wprowadzenie liniowej zależności pola zewnętrznego od położenia. Technika ta daje możliwość zakodowania w domenie częstości informacji o zachowaniu jąder znajdujących się w obrazowanym elemencie objętości i po transformacji fourierowskiej, odtworzenia jej w postaci dwu- lub trójwymiarowych map intensywności sygnału [50-52]. Zjawisko MRJ zachodzi dla jąder o niezerowym spinie i w obrazowaniu biomedycznym opiera się w zdecydowanej większości na wykorzystaniu jąder wodoru występujących w tkankach miękkich i płynach fizjologicznych (głównie w postaci wody i tłuszczu). Momenty magnetyczne jąder próbki umieszczonej w zewnętrznym polu magnetycznym o indukcji B0 obsadzają stany wynikające z rozszczepienia zeemanowskiego zgodnie z rozkładem Boltzmana. Przewaga momentów magnetycznych ułożonych zgodnie z kierunkiem zewnętrznego pola magnetycznego w jednostce objętości (wokselu) jest źródłem wypadkowej magnetyzacji jądrowej M0. W warunkach równowagi termodynamicznej jej kierunek jest równoległy do kierunku B0 (będącego jednocześnie zwyczajowo kierunkiem osi z układu współrzędnych). Magnetyzacja M0 wyprowadzona z równowagi wykonuje ruch precesyjny wokół kierunku pola B0 z częstością Larmora: ω0 = γB0, gdzie γ to czynnik giromagnetyczny jądra, dla wodoru wynosi 2.68·108 T-1s-1,. 25. 4.

(26) jednocześnie powracając do stanu równowagi na skutek działania procesów relaksacji. Dwa podstawowe procesy relaksacji to: relaksacja podłużna wektora magnetyzacji M opisywana czasem relaksacji T1, będącym czasem charakterystycznym odbudowy składowej podłużnej (równoległej do B0) wektora magnetyzacji M, oraz relaksacja poprzeczna związana z czasem T2 opisującym ekspotencjalny zanik składowej poprzecznej (prostopadłej do B0). Swobodna precesja magnetyzacji może być obserwowana przy pomocy odpowiednio umieszczonej cewki odbiorczej połączonej z układem detekcji. Rezonans zachodzi, kiedy próbka zostanie umieszczona w dwóch skrzyżowanych polach magnetycznych: polu B0 i zmiennym polu magnetycznym B1 rotującym w płaszczyźnie prostopadłej do B0 (w płaszczyźnie xy). Częstość rotacji B1 w warunkach rezonansu jest równa częstości własnej układu – częstości Larmora. W warunkach rezonansu magnetyzacja M wykonuje złożony ruch składający się z precesji wokół wektora B0 z częstością Larmora oraz wokół wektora B1 z częstością ω1 = γB1. Dynamika wypadkowej magnetyzacji M pod wpływem pola B1 oraz procesów relaksacji opisana jest równaniami Blocha (w układzie wirującym z częstością ω wokół osi z) [53]: § dM x' · ¨ ¸ © dt ¹ § dM y' ¨ ¨ dt ©. · ¸ ¸ ¹. '. ΔωM y' . M x' T2. '. § dMz · ¨ ¸ © dt ¹. ΔωγM x' ω 1 M z '. ω1 M y' . M y' T2. 5. M0 M z , T1. gdzie: ω0 to częstość Larmora, ω1 to częstotliwość rotacji spinów wynikająca z pola B1, Δω = ω0-ω jest różnicą między częstością rotacji układu odniesienia i częstości rezonansowej jąder.. W zastosowaniach klinicznych używane są systemy obrazowania MR o indukcji pola z zakresu 0.2÷3 T natomiast typowe systemy do obrazowania małych zwierząt posiadają magnesy o indukcji w zakresie 4.7÷11.4 T, sporadycznie wyższej aż do 21 T. Dla jąder wodoru odpowiadające tym polom magnetycznym częstotliwości Larmora pochodzą z zakresu odpowiednio 6÷128 MHz oraz 201÷500 (900) MHz, co oznacza, że mieszczą się one w zakresie częstotliwości fal radiowych (RF).. 26.

(27) Wykorzystanie zjawiska MRJ w obrazowaniu MR polega na użyciu serii impulsów pola B1 (impulsy RF) przy pomocy których obraca się wektor magnetyzacji o wymagany kąt (α) od położenia równowagi, a następnie obserwuje się sygnał indukowany w cewce przez ewoluującą magnetyzację M. Jednocześnie układ poddawany jest działaniu impulsów pól magnetycznych dodawanych do pola B0 i cechujących się zmiennością składowej B0 w kierunkach odpowiednio x, y i z. Impulsy tych pól zmieniając lokalnie wartość pola statycznego wpływają tym samym na częstość rezonansową i co za tym idzie pozwalają na lokalizację sygnału MRJ. Można wykazać [54], że jeśli dodatkowe pola zmieniają się liniowo w przestrzeni (stały gradient), to sygnał S indukowany w cewce odbiorczej w czasie ewolucji magnetyzacji pochodzący od woksela o objętości V dany jest wzorem: i 2 π k r 3 d r, ³ρ r e. Sk. 6. V. gdzie ρ r to gęstość spinów, k to wektor przestrzeni odwrotnej obrazu, tzw. przestrzeni k:. k(t). γ t ³ G(t' ) dt' , 2π 0. 7. natomiast G jest wektorem pola gradientowego:. G. ª w Bz w Bz w Bz º « wx , w y , wz » . ¬ ¼. 8. Pola gradientowe włączane są impulsowo dając wkład do wartości składowych k w określonym czasie i stanowią podstawę kodowania przestrzennego obrazu (rys. 2). Całkowity sygnał pochodzący od pojedynczej linii fazowej k (w kierunku kodowana fazy – y w przestrzeni k) zbudowany jest ze składowych odpowiadających wielu częstotliwościom, a amplituda każdego składnika częstotliwościowego związana jest ściśle z jego lokalizacją w polu widzenia (FOV – field of view) w kierunku kodowana częstotliwości – x (rys. 2C). Odpowiednie próbkowanie przestrzeni k daje możliwość obliczenia gęstości protonów jako odwrotnej, szybkiej dwuwymiarowej transformaty Fouriera zbioru zakodowanych przestrzennie próbek sygnału (rys. 2D). Ze względu na sposób generowania sygnału echa oraz charakterystyczną dla danej metody kolejność i rodzaj impulsów RF oraz impulsów gradientowych wyróżnia się różne sekwencje pomiarowe. W przypadku pomiarów czynnościowych, gdy obrazuje się procesy szybko zmieniające się w czasie jak praca serca, a ważniejszy niż jakość obrazów jest 27.

(28) czas w jakim pomiar został wykonany, wykorzystuje się głównie szybkie metody obrazowania oparte na metodzie echa gradientowego (rys. 2B). W sekwencjach tych impuls RF wychyla wypadkową magnetyzację M0 z położenia równowagi o kąt mniejszy niż 90° (przeważnie α = 5°÷40°), przez co składowa poprzeczna ma mniejszą amplitudę, ale też znacznie szybciej może odbudować składową podłużną. W typowym zastosowaniu tych technik czas repetycji czyli powtarzania wzbudzeń próbki (TR – time of repetition) jest znacznie krótszy niż czas relaksacji (np. czasy repetycji rzędu 10 ms przy czasach relaksacji T1 tkanek na poziomie sekund). Jest to przypadek kiedy magnetyzacja M ma stałą, ale znacznie niższą niż początkowa wartość będącą wynikiem ustalenia się równowagi dynamicznej między procesami relaksacji (odbudowa składowej podłużnej) i obrotu impulsem RF (zmniejszenie składowej podłużnej na rzecz poprzecznej wykorzystywanej do generacji sygnału). Mocne skracanie czasu repetycji pozwala na uzyskanie silnej zależności kontrastu obrazów od czasu relaksacji podłużnej T1 (w dodatku do ważenia czasem T2* będącego w tym przypadku czasem zaniku magnetyzacji poprzecznej). Lokalne skrócenie czasu relaksacji T1 daje w tej technice wzrost intensywności sygnału, co może być m.in. używane do obserwacji rozchodzenia się paramagnetycznych środków kontrastujących skracających czas T1. Innym niż obecność środka kontrastowego źródłem względnego wzrostu sygnału jest przemieszczanie się tkanek płynnych, takich jak krew, powodujące dopływ do obszaru obserwacji „świeżej” magnetyzacji – maksymalnie spolaryzowanych. elementów. objętości. tkanki.. Mieszanie. się. wysyconej. krwi. z napływającą efektywnie skraca czas relaksacji aż do wartości granicznej, kiedy proces napływu jest tak szybki, że cała obserwowana warstwa wymienia się pomiędzy wzbudzeniami i w każdym z nich mamy do czynienia z praktycznie pełną magnetyzacją. Na obrazie proces ten jest źródłem silnego kontrastu między tkanką stałą i napływającą krwią. W przypadku obserwacji mięśnia sercowego, który znajduje się w ruchu, konieczne jest odpowiednie wykonanie eksperymentu polegające na synchronizacji pomiaru z cyklem pracy serca (EKG). Synchronizacja taka zapewnia wykonanie pomiaru w powtarzalnie takich samych warunkach (stan mechaniczny serca), co można nazwać warunkami pozornego spoczynku.. 28.

(29) (C) Kodowanie fazowo-częstotliwościowe. (A) Wybór warstwy obrazowania. Gz B0 FOVx z ǁ B0. f0 Impuls rf o wąskim paśmie częstotliwości ze środkiem f0 podany łącznie z gradientem Gz. Gx. Sygnał odbierany złożony z wielu częstotliwości. x Zakres częstotliwości. (B) Sekwencja echa gradientowego. (D) Rekonstrukcja obrazu. TE. Przestrzeń k Macierz surowych danych. echo. rf. t. Gz. Trajektoria kartezjańska – zapis linia po linii. 2D FT. Wielokrotne (Np) powtarzanie ze zmienioną amplitudą gradientu. Gy. Liczba kroków kodowania fazy (linii fazowych), Np. Liczba pikseli w kierunku kodowania fazy, Np. Gx akwizycja próbkowanie sygnału echa. Obraz Macierz obrazu. TR. Liczba pikseli w kierunku kodowania częstości, Npf. Rysunek 2:. Kodowanie przestrzenne obrazu MR na przykładzie sekwencji echa gradientowego. Pierwszym etapem jest wybór obrazowanej warstwy przez podanie impulsu RF w obecności gradientu pola Gz w kierunku wyboru warstwy określonym jako z (A,B). Drugim etapem jest podanie kolejnego gradientu skierowanego prostopadle, nazywanego gradientem kodowania fazy (Gy), aby zróżnicować częstotliwość precesji spinów w kierunku y w dwuwymiarowym FOV (B,C). Spiny precesują z różnymi częstościami (równanie Larmora) zależnymi od ich względnego położenia wzdłuż kierunku y i tam, gdzie wypadkowe pole magnetyczne jest wyższe, częstość precesji jest wyższa, przez co ich faza zależy od położenia (C). Trzecim etapem kodowania obrazu jest podanie gradientu kodowania częstotliwości, który różnicuje częstotliwości precesji w zależności od położenia wzdłuż kierunku gradientu x (Nf etapów kodowania fazy) oraz jednoczesny odczyt sygnału przez jego próbkowanie i zapis danych surowych do macierzy przestrzeni odwrotnej k. Rekonstrukcja obrazu z domeny sygnału MR zakodowanego częstotliwościowo (przestrzeń k) do domeny mapy intensywności sygnału (obrazu) wykonywana jest przy użyciu odwrotnej szybkiej dwuwymiarowej transformaty Fouriera (D). 29.

(30) 3.2 Obrazowanie MR czynności serca i metody synchronizacji pomiaru z EKG Najbardziej podstawowe i powszechne badanie czynnościowe serca to obrazowanie kinematograficzne uznane za złoty standard przy szacowaniu funkcji serca [55] zarówno u ludzi [46] jak i myszy [8,44]. Polega ono na wykonywaniu serii obrazów w różnych fazach cyklu pracy serca, co, podobnie jak w większości metod obrazowania kardiologicznego, wymaga synchronizacji pomiaru z czynnością elektryczną serca oraz uwzględnienia ruchów oddechowych. Wpływ ruchów oddechowych jest minimalizowany poprzez odpowiednie bramkowanie pomiaru, natomiast śledzenie rytmicznych ruchów serca stanowi podstawę w obrazowaniu jego czynności i może odbywać się przy użyciu metod pro- lub retrospektywnych. Metoda synchronizacji prospektywnej opiera się na wyzwalaniu sekwencji pomiarowej w określonych momentach po detekcji załamka R w sygnale EKG, a w każdym wykrytym cyklu dokonywany jest pomiar dający pojedynczą linię fazową w przestrzeni k dla szeregu równoodległych w czasie obrazów (rys. 3). EKG jest zapisem zmian potencjałów depolaryzacji i repolaryzacji komórek kurczliwych mięśnia sercowego (kardiomiocytów), a największa amplituda tego sygnału (w stosowanym u myszy odprowadzeniu dwu bądź trzyelektrodowym) występuje dla załamka R (rys. 1), który wykorzystywany jest do monitorowania czynności serca i synchronizowania pomiaru. Odległość między kolejnymi załamkami R, czyli interwał RR warunkuje szerokość okna pomiarowego. Odpowiednio dobrane opóźnienie po detekcji załamka R pozwala wykonywać obrazy podczas kolejnych faz cyklu pracy serca. Stosowane systemy synchronizowania i bramkowania pozwalają na uwzględnianie pojedynczego sygnału fizjologicznego związanego z czynnością elektryczną serca bądź kombinacji dwóch, czyli oprócz EKG także sygnału oddechowego. Synchronizacja EKG polega na wygenerowaniu impulsu wyzwalającego i przekazaniu go do układu elektroniki spektrometru po wcześniejszym wykryciu załamka R. W przypadku bramkowania pomiaru sygnałem oddechowym generowana jest bramka dla synchronizacji EKG, otwarta w czasie pomiędzy impulsami oddechowymi otrzymywanymi przy pomocy odpowiedniego czujnika ciśnieniowego umieszczonego na klatce piersiowej zwierzęcia. Zasadniczą wadą metod prospektywnych jest po pierwsze to, że pomiar nie obejmuje całego cyklu i powoduje niedoszacowanie (szerokość 30.

(31) okna akwizycji jest mniejsza niż RR), a po drugie to, że ustawienia pomiaru wykonuje się w oparciu o uśrednioną obserwację przebiegów EKG i oddechu przed pomiarem. Rodzi to problemy w przypadku badań niewydolności krążenia, którym towarzyszą dość często zaburzenia rytmu serca. Do takich zaburzeń należą np. arytmie serca obserwowane już w stanie spoczynku, a zwłaszcza po proarytmicznie działającej dobutaminie, lub zaburzenia oddechu związane z obserwowalnymi zmianami długości cyklu.. Rysunek 3:. Prospektywna i retrospektywna metoda synchronizacji pomiaru z czynnością elektryczną serca. Obrazy dodawane są do siebie w odpowiednich fazach cyklu pracy serca otrzymywane są po transformacji fourierowskiej. Z kolei w metodzie synchronizacji retrospektywnej (wstecznej) pomiar wykonywany jest w sposób ciągły, tj. po detekcji pierwszego załamka R sygnału EKG, a czas akwizycji danej linii przestrzeni k jest zapisywany (znakowany). Po pomiarze wszystkie zebrane linie przestrzeni k są sortowane i przypisywane do określonych przedziałów czasowych zgodnie z ich położeniem w cyklu pracy serca opisanym przez EKG. Następnie dane są rekonstruowane retrospektywnie z przedziału o zadanej szerokości (jej ustalenie stanowi o czasowej zdolności rozdzielczej) i normalizowane do długości jednego cyklu (rys. 3) tworząc obraz po wykonaniu odwrotnej transformacji fourierowskiej. Zaletą metody jest możliwość wykonania wstecznej rekonstrukcji z częstością próbkowania zadaną już po samej akwizycji oraz zebranie obrazów z całego cyklu, łącznie z końcową fazą rozkurczu, której często brak w metodzie prospektywnej.. 31.

(32) 3.3 Synchronizacja wewnętrzna sygnałem MR Odmianą metody synchronizacji retrospektywnej, która pozwala uzyskiwać kinematograficzne obrazy MR bez użycia sygnału EKG jest metoda polegająca na wewnętrznym synchronizowaniu pomiaru przy użyciu niekodowanego przestrzennie sygnału MR (self gating) [47]. Wykorzystuje ona fakt, że sygnał echa gradientowego w pomiarze MR jest wrażliwy na ruchy fizjologiczne, jeśli na ich skutek w obserwowanym obszarze zmienia się gęstość protonów. Przyczyną takiej zmiany są głównie periodyczne ruchy oddechowe i tętniące przepływy krwi takie jak w sercu i większych tętnicach. Zmiana amplitudy sygnału zależna od czasu jest konsekwencją tych ruchów, a jej zapis znaczony czasowo może być użyty do synchronizowania pomiaru kinematograficznego. W tym celu dokonuje się akwizycji dodatkowego niekodowanego przestrzennie sygnału echa, tzw. nawigatora, poprzedzającego właściwą akwizycję obrazującą, a następnie pomiaru zwykłego, kodowanego gradientami sygnału (rys. 4). Wielkość pierwszego odpowiada zmianom objętości krwi w czasie i zostaje wykorzystana zamiast sygnału EKG. Z użyciem tak zebranych danych wykonywana jest rekonstrukcja retrospektywna, analogicznie jak w metodzie wykorzystującej sygnał EKG.. nawigator. Sygnał nawigatora (t). echo. RF t. Sygnał oddechowy. Gz Sygnał pracy serca Gy rozkurcz. Gx skurcz. Rysunek 4:. Sekwencja echa gradientowego synchronizowana wewnętrznym sygnałem nawigatora (self gated FLASH). Zależna od czasu zmiana amplitudy sygnałów nawigatora jest konsekwencją ruchów fizjologicznych i służy do synchronizowania pomiaru kinematograficznego dzięki akwizycji dodatkowego niekodowanego przestrzennie sygnału poprzedzającego właściwą akwizycję obrazującą. Amplituda sygnału nawigatora zmienia się w sposób periodyczny z rytmem oddechowym oraz pracy serca i przyjmuje największą wartość w końcowej fazie rozkurczu. 32.

(33) W trakcie badania czynności serca sygnał nawigatora zmienia swoją amplitudę proporcjonalnie do ilości krwi przepływającej przez określoną warstwę serca zgodnie z rytmem jego pracy. Maksymalna amplituda sygnału występuje dla największej objętości krwi w obrazowanej warstwie (czyli w końcowej fazie rozkurczu, co odpowiada załamkowi R w zapisie EKG), natomiast jego najmniejsza wartość obserwowana jest dla minimalnej objętości krwi (czyli w fazie późnoskurczowej). Zapis sygnału nawigatora przedstawia przebieg wszystkich ruchów, których doznaje obrazowana warstwa i dopiero po filtrowaniu daje zapis periodycznych ruchów oddechowych. Śledzenie przebiegu sygnału pozwala wykryć wszelkie ruchy, w tym również zmiany nieperiodyczne, będące dodatkowymi ruchami klatki piersiowej, które mogą generować artefakty obrazów. Metoda bramkowania pomiaru wewnętrznym sygnałem MR, nazywana też "bezprzewodową" synchronizacją, została zastosowana do badań czynnościowych u ludzi [56,57] a także u małych zwierząt laboratoryjnych [47,58-60]. Zalety tej metody to między innymi brak konieczności stosowania elektrod EKG, które czasami, w przypadku pomiarów małych zwierząt w silnym polu magnetycznym, mogą prowadzić do powstania artefaktów wynikających z generowania lokalnych prądów wirowych. Rejestracja sygnałów o niskiej amplitudzie, utrudniona dodatkowo przez pomiar w silnym polu magnetycznym, bywa ograniczeniem szczególnie u myszy chorych, z występującymi arytmiami oraz niemiarowym oddechem [61]. Możliwość wykonania pomiaru szybko i z dodatkową kontrolą jakości umożliwiającą usunięcie z zapisu okresów arytmicznych sprawia, że metoda ta jest wyjątkowo cenna w ocenie czynności serca zwierząt. Równie cenna jest możliwość tworzenia rekonstrukcji o dowolnym schemacie (np. z dowolną liczbą obrazów i zakresem danych), co pozwala na prowadzenie rozbudowanych analiz pod kątem optymalizacji zastosowań metody, a wybór konkretnego schematu wynika z założonych priorytetów w wykonywanym badaniu.. 3.4 Jakość pomiarów kinematograficznych O ile jakość obrazu stacjonarnego oceniana jest w kategoriach jego użyteczności diagnostycznej poprzez m.in. intensywność sygnału (SNR oraz kontrast), a także możliwość wyodrębnienia jak największej liczby detali (rozdzielczość przestrzenna) w jak najkrótszym czasie pomiaru, o tyle dla jakości serii. 33.

(34) obrazów dynamicznych w tym kinematograficznych obrazów serca, kluczową staje się również czasowa zdolność rozdzielcza (rys. 5).. Rysunek 5:. Wieloczynnikowy schemat wpływu parametrów sekwencji obrazowania na jakość obrazu stacjonarnego oraz parametrów retrospektywnej rekonstrukcji na jakość obrazów kinematograficznych. NR – liczba repetycji, TR – czas repetycji, Nf – liczba etapów kodowania fazowego, FOV – pole widzenia, TE – czas echa, FPC – liczba klatek animacji na cykl, FPS – liczba klatek animacji na sekundę. Zaletą metody rekonstrukcji wstecznej jest możliwość wyboru dowolnej liczby obrazowanych faz cyklu serca (FPC – frames per cycle), a co za tym idzie dowolnej rozdzielczości czasowej pomiaru (FPS – frames per second) już po wykonaniu pomiaru obrazowania MR. Wartość FPS opisująca bezpośrednio rozdzielczość czasową wynika zarówno z liczby ramek przypadających na jeden cykl (FPC) jak i z osobniczej długości cyklu RR zgodnie z zależnością: FPS. FPC . RR. 9. O ile w metodzie synchronizacji prospektywnej rozdzielczość czasowa odpowiada czasowi repetycji, to w przypadku metod retrospektywnych czas ten zostaje uzmienniony i wynika z zależności: RR . FPC. 10. Powyższa zależność wynika stąd, że przy dostatecznej ilości danych czyli m.in. liczbie repetycji (NR – number of repetitions), można wykonywać serie z teoretycznie dowolną (nieograniczoną aparaturowo) rozdzielczością czasową. Rekonstrukcja retrospektywna polega na grupowaniu danych obrazowych (czyli Nf·NR linii fazowych w przestrzeni k) według czasu ich wystąpienia w cyklu pracy serca, który jest znakowany podczas pomiaru odpowiadającego sygnału nawigatora [47]. W zależności od liczby zadanych faz cyklu pracy serca, 34.

(35) czyli liczby klatek animacji, zmienia się liczba akumulacji linii fazowych składających się na pojedynczą klatkę (NAV – number of averages): NAV |. NR . FPC. 11. Miarą jakości obrazów cine jest stosunek sygnału do szumu (SNR – signal to noise ratio), który zmienia się jak pierwiastek z liczby akumulacji przypadających na pojedynczą klatkę danych [62]: S NR ~ NAV .. 12. W przypadku rekonstrukcji z rozdzielczością przestrzenną znacznie przekraczającą czas repetycji i przy niedługich akwizycjach, liczba NAV może się zmieniać [47] niezgodnie z powyżej opisaną zależnością, zatem niekoniecznie może być dobrym parametrem opisu jakości obrazów. Wynika to z faktu braku dostatecznej ilości danych obrazowych – linii przestrzeni k. W takim przypadku wykonywane są rozszerzenia (powielenia) poszczególnych linii k w kierunku kodowania fazy jeżeli dana linia została zebrana w ogóle podczas całej akwizycji, lub jeśli nie została, brakujące linie są interpolowane wartościami linii sąsiednich. Duża liczba brakujących danych – linii w przestrzeni k może powodować silne artefakty obrazu, przez co jest wskaźnikiem jakości całej zrekonstruowanej serii obrazów [63]. SNR zależy od liczby akumulacji przypadających na linię w k. NAV natomiast w przypadku metody retrospektywnej może zmieniać się w sposób inny niż wynikałoby z zależności teoretycznej zatem także niekoniecznie może być dobrym miernikiem jakości obrazów. Badanie kinematograficzne polega na ustaleniu parametrów sekwencji pozwalających uzyskać satysfakcjonującą jakość obrazów, co wymaga określenia szeregu parametrów jak m.in. TE, TR, FOV, grubość warstwy, wielkość macierzy danych przestrzeni k i obrazu, Nf, NR. Ponadto, kluczowe jest także ustalanie parametrów retrospektywnej rekonstrukcji. Realizuje się to kierując się w głównej mierze rozdzielczością czasową i czasem trwania całego pomiaru. Pośród różnych możliwości w tym przypadku bardziej niż wysoka jakość pojedynczego obrazu priorytetem jest krótki czas pomiaru i to on implikuje konieczność ustalenia warunków przeprowadzania procesu rekonstrukcji.. 35.

(36) 3.5 Protokół eksperymentów obrazowania MR 3.5.1 Myszy transgeniczne apoE/LDLR-/- i Tgαq*44 Badania kinematograficznego obrazowania MR przeprowadzone zostały na dwóch wybranych szczepach myszy modyfikowanych genetycznie rozwijających spontanicznie niewydolność serca o różnym podłożu. Wszelkie procedury wykonywane na wymienionych szczepach w ramach opisanych badań uzyskały zgodę I Lokalnej Komisji Etycznej przy Uniwersytecie Jagiellońskim w Krakowie. Wykorzystano obrazy serc myszy modelu apoE/LDLR-/- w wieku sześciu miesięcy (z zaawansowaną miażdżycą naczyń) oraz Tgαq*44 na wczesnym i umiarkowanym etapie rozwoju niewydolności serca (w wieku dwu- i ośmiu miesięcy nazwane odpowiednio TG-2m; N = 10 i TG-8m; N = 6). Grupy kontrolne stanowiły myszy szczepu C57BL/6J (w wieku 5 miesięcy; N = 5), z którego uzyskano myszy rozwijające miażdżycę, oraz myszy FVB, na bazie których powstał szczep Tgαq*44 w analogicznym do grup Tgαq*44 wieku (FVB-2m; N = 10 i FVB-8m; N = 9). Obrazy z pierwszego z badanych modeli (apoE/LDLR-/- i C57BL/6J) posłużyły do weryfikacji metody parametryzacji przebiegów TAC o stosunkowo niskiej liczbie punktów pomiarowych uzyskanych metodą synchronizacji prospektywnej, podczas gdy obrazy pochodzące z badań drugiego z wymienionych modeli (Tgαq*44 i FVB) posłużyły do oceny sposobu rekonstrukcji retrospektywnej oraz wykorzystując następnie tą metodę do rozszerzonej analizy TAC. Do oceny retrospektywnej rekonstrukcji analizowano dane pochodzące z pomiaru czterech myszy: jednej FVB w wieku 2 miesięcy oraz Tgαq*44 w różnym wieku, tj. 2, 8 i 12 miesięcy. 3.5.2 Parametry obrazowania MR Obrazy MR analizowane w ramach pracy uzyskane zostały w Zakładzie Tomografii. Magnetyczno-Rezonansowej. Instytutu. Fizyki. Jądrowej. PAN. w Krakowie przy użyciu systemu obrazowania z magnesem nadprzewodzącym 4.7 T/310 firmy Bruker (Niemcy), z szerokopasmową, dwukanałową konsolą cyfrową MARAN DRX (Resonance Instruments Ltd., Wielka Brytania) oraz tomografu 9.4 T 94/20 USR firmy Bruker BioSpin dedykowanego do pomiaru małych zwierząt (rys. 6).. 36.

(37) A. B. Rysunek 6:. Systemy obrazowania: 4.7 T (A) i 9.4 T (B) firmy Bruker. Pomiar środkowej warstwy LV na poziomie mięśni brodawkowatych wykonywany był 3 razy: spoczynkowo (w warunkach podstawowych) oraz dwukrotnie w warunkach obciążenia po podaniu dobutaminy (test z podwójną dawką: niską 0.5 mg/kg i wysoką: 2.0 mg/kg masy ciała dla myszy Tgαq*44 oraz 5.0 mg/kg dla myszy apoE/LDLR-/-). Ocenę pojedynczej warstwy podstawnej LV (tuż poniżej zastawki mitralnej) wykonano dla myszy Tgαq*44 i FVB (rys. 7).. Rysunek 7:. Projekcje obrazowania. Obraz serca myszy w projekcji czterojamowej w fazie rozkurczu komory (A). Projekcja osi krótkiej lewej komory serca: warstwa podstawna w fazie rozkurczu i skurczu (B) i środkowa podczas rozkurczu w warunkach bazowych i po podaniu dwóch dawek dobutaminy (C). 37.

(38) Parametry sekwencji szybkiego echa gradientowego (cine-FLASH) użytej do obrazowania myszy apoE/LDLR-/- i C57BL/6J przy użyciu systemu 4.7 T były następujące: TE/TR = 5/(5÷8)ms, FA = 25°÷30°, grubość warstwy = 1.5 mm, FOV = 30×30 mm2, wielkość macierzy danych = 128×128, rozdzielczość przestrzenna 234 μm na piksel, liczba repetycji (NR) = 8, czas akwizycji zależny od indywidualnego RR myszy = NR·128·RR synchronizowanej prospektywnie przebiegiem EKG. Pomiar umożliwił akwizycję od 18 do 29 obrazów przypadających na cykl pracy serca – FPC (przy zmiennym czasie RR) przy stałej wartości rozdzielczości czasowej na poziomie 5.3 ms (FPS = 190). Podstawowe parametry sekwencji IntraGate cine-FLASH (Bruker BioSpin) synchronizowanej z wewnętrznym, niekodowanym przestrzennie sygnałem MR (synchronizacja retrospektywna) użytej do obrazowania czynności serca myszy Tgαq*44 i FVB przy użyciu systemu 9.4 T były następujące: TE/TR = 1.5/4.5 ms, FA = 17°÷21°, grubość warstwy = 1.0 mm, FOV = 30×30 mm2, wielkość macierzy danych = 192×192 interpolowana do 256×256, rozdzielczość przestrzenna 117 μm na piksel, liczba repetycji NR = 50÷300. Czas akwizycji będący iloczynem czasu repetycji (TR), liczby etapów kodowania fazowego (Nf) i liczby repetycji (NR) wynosił 43 s dla NR = 50. Retrospektywna synchronizacja pomiaru wykonywana dla FPC = 20÷80 pozwoliła uzyskać rozdzielczości czasowe z przedziału FPS ~ 120÷792 dla badanych myszy. 3.5.3 Retrospektywna rekonstrukcja obrazów Dane otrzymywane z eksperymentów obrazowania MR z synchronizacją retrospektywną IntraGate FLASH (model Tgαq*44) zrekonstruowano przy pomocy makra IntraGate w środowisku ParaVision 5.1 Bruker BioSpin. Narzędzie to służy do określania przebiegu sygnału kardiologicznego i oddechowego na podstawie zarejestrowanego sygnału nawigatora i umożliwia ocenę jego jakości. W przypadkach nieprawidłowego przebiegu detekcji sygnał korygowany był manualnie. W zapisie sygnału pracy serca (rys. 8) oceniano poprawność wykrywania kolejnych uderzeń serca, a także oceniano histogram odległości między kolejnymi uderzeniami serca (interwał RR). W zapisie sygnału oddechowego oceniana była poprawność wykrywania oddechów, ich regularność oraz zakres danych zakwalifikowanych do rekonstrukcji między sąsiednimi oddechami.. 38.

(39) Z reguły było to 70% danych, a pozostała część cyklu oddechowego nie uwzględniana w procesie rekonstrukcji to wdech i wydech silnie zaburzające sygnał. W celu zbadania warunków i granic przeprowadzenia optymalnej rekonstrukcji, w ramach niniejszej pracy wykonano szereg rekonstrukcji serii danych według schematu przedstawionego na rys. 8. Dla siedmiu wariantów liczby ramek na cykl pracy serca (FPC) zmieniających się co 10 w zakresie FPC = 20÷80, i dla sześciu różnych wariantów liczby repetycji (NR), zmieniających się co 50 w zakresie NR = 50÷300. Odpowiadający czas akwizycji to ~42s dla NR = 50 i ~4min 8s dla NR = 300. Rekonstrukcję wykonano dla 4 myszy (FVB-2m, TG2m, TG-8m i TG-12m) o różnej częstości pracy serca bazowo oraz po podaniu jednej dużej (2mg/kg) dawki dobutaminy (RR: 101÷166 ms).. Rysunek 8: Schemat retrospektywnej rekonstrukcji obrazów. Dwa pomiary czynności serca dla czterech myszy na różnym etapie niewydolności serca (w warunkach bazowych i po podaniu dobutaminy) zrekonstruowano dla siedmiu wariantów liczby ramek na cykl pracy serca (FPC = 20÷80) i dla sześciu różnych wariantów liczby repetycji (NR = 50÷300). Wykonano 336 rekonstrukcji (4 myszy × 2 pomiary × 6 wartości NR × 7 wartości FPC). Głównym celem retrospektywnej analizy obrazów było określenie parametrów protokołu badań czynności oraz rezerwy czynności LV serca myszy przy użyciu techniki typu self gating. Analiza jakości retrospektywnych rekonstrukcji wykonana została pod kątem poprawności rekonstrukcji (braki i rozszerzenia linii w przestrzeni k), czasowej zdolności rozdzielczej metody (i związanym z nią indywidualnym czasem RR myszy i liczbą ramek na cykl), jakości obrazów MR (SNR i NAV) oraz czasu trwania pomiaru. Oceniano także potencjał informacyjny opisu czynności komory na podstawie charakterystyki indywidualnych faz 39.

(40) TAC (liczby faz pracy serca). Wszystkie wymienione czynniki są istotne m.in. ze względu na protokół z dobutaminą, anestezję oraz zmienny RR w czasie trwania akwizycji. Analiza obrazów dla grup myszy Tgαq*44 i FVB przeprowadzona została dla stałej liczby FPC wybranej na podstawie wyników przeprowadzonych analiz. Wybór stałego FPC był potrzebny ze względu na brak konieczności przeliczania FPS dla zmiennych RR. Jakość przebiegu procesu rekonstrukcji w różnych schematach dla myszy Tgαq*44 oceniano na podstawie informacji o przebiegu samej rekonstrukcji poprzez liczbę wykonanych rozszerzeń w kierunku kodowania fazy oraz liczbę brakujących linii w przestrzeni k podczas rekonstrukcji obrazu. Rekonstrukcje wykonano również w środowisku ParaVision 5.1. Dla ilościowej oceny jakości obrazów oszacowano wartości SNR w fazie rozkurczu oraz ich zmianę w stosunku do obrazu o najlepszej jakości dla danego pomiaru, czyli otrzymanego z najdłuższej akumulacji i zrekonstruowanego dla najmniejszej liczby ramek (normalizacja do wartości SNR dla NR = 300 i FPC = 20). Oceniono również przeciętną liczbę uśrednień obrazu przypadającą na pojedynczą klatkę serii cine (liczba uśrednień zebranych danych na pojedynczy obraz – NAV/klatkę). 3.5.4 Segmentacja lewej komory serca Obrazy po rekonstrukcji poddawano segmentacji w celu wyodrębnienia pól powierzchni oraz objętości warstwy. Analizowana była czynność LV, stąd z otrzymanych obrazów w projekcji osi krótkiej segmentowano jej powierzchnie określając granicę wsierdzia (między krwią a mięśniem) (rys. 9).. Rysunek 9:. Segmentacja obrazów LV serca. Czerwona obwiednia stanowi granicę wsierdzia, a obszar przez nią wyznaczony powierzchnię światła LV na obrazowanej warstwie. 40.