نشكر الدكاترة. وأيد ريمون ينسلو، ماكفي إليوت، وباتريك الحلم في جامعة جونز هوبكنز لتوفير البحوث المجراة سابقا من قبل مجموعات البيانات online.This المعاهد الوطنية للصحة منح R01-HL082729، والمؤسسة الوطنية للعلوم منحة CBET-0933029.

1. الألياف توجهات تقدير <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> الحصول على الهيكلية الصور التصوير بالرنين المغناطيسي وDTMRI من قلب الإنسان العادي في البالغين انبساط، في قرار من 1 مم 3. باستخدام يماغيج، استخراج عضلة القلب البطيني من الصورة الهيكلية الأطلس من المناسب، لكل شريحة قصيرة المحور، أغلقت المفاتيح من خلال مجموعة من النقاط وضعت المعالم السياحية على طول الحدود نخابي والشغاف في شريحة (2A 2B الشكل والشكل). أداء وضع نقاط المعالم السياحية يدويا لكل شريحة ال 10 في الصورة. الحصول على نقطة تحول كبرى بالنسبة للشرائح المتبقية من التحريف خطيا النقاط المحددة يدويا، وذلك باستخدام الألياف MATLAB.Reconstruct التوجهات للقلب الأطلس من خلال حساب المتجهات الذاتية الرئيسي للDTS في الصورة DTMRI (الشكل 2C). </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> الحصول على صورة للهندسة قلب المريض في انبساط القلب في الجسم الحي باستخدام CT أو MRI. ريكونهندسة البنية القلب المريض من الصورة بطريقة مماثلة للطريقة بنيت الأطلس (3A الشكل والشكل 3B). وينبغي الصورة المريض إعادة الإعمار عينات قبل مثل أن القرار في الطائرة هو 1 مم 2. وبالمثل، لا بد من ضبط عدد من شرائح التي يتم التقاطها يدويا المعالم، والفاصل الزمني من خارج الطائرة الاستيفاء بحيث قلب المريض لديه صورة مجزأة سمك شريحة من 1 مم. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> تشوه صورة البطين أطلس لمطابقة الصورة هندسة المريض في خطوتين. في الخطوة الأولى، إجراء التحول أفيني يعتمد على مجموعة من النقاط من معالم ثالث عشر: في البطين الأيسر (LV) قمة، والبطين الأيمن 2 (RV) نقطة الإدراج في الأساس، والإدراج RV نقطتين في منتصف الطريق بين القاعدة والقمة، وأربع مجموعات من نقطتين التي تقسم بالتساوي RV ومعالم LV نخابي في القاعدة، وقاعدة في منتصف المسافة بين قمة و(الشكل 4A و <strong&gt; الشكل 4B). في الخطوة الثانية، تشوه الأطلس أفيني-تحولت البطينين أخرى لتتناسب مع هندسة المريض، وذلك باستخدام خرائط كبيرة diffeomorphic تشوه متري (LDDMM) (الشكل 4C). </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> ضعهن الصورة DTMRI من الأطلس تحديد المواقع عن طريق إعادة voxels الصورة وإعادة orientating DTS وفقا لمصفوفة تحويل أفيني المطابقة والحقل تشوه التحول LDDMM. تنفيذ إعادة توجيه من DTS باستخدام الاتجاهات الرئيسية الحفاظ على (PPD) الأسلوب. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> الحصول على تقدير للتوجهات الألياف المريض من الصورة منقولة DTMRI الأطلس من خلال حساب eigenvector الرئيسي للDTS (الشكل 5). </li></ol> 2. قياس خطأ تقدير <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> اكتساب خارج الجسم الهيكلية والصور MR DTMR ستة قلوب طبيعية وثلاثة كلاب الفشل، بدرجة وضوح 312،5 × 312،5 × 800 ميكرون 3. هنا، القلب فاييجب أن يكون إنشاء إغراء في الأنياب عبر الترددات الراديوية الاجتثاث من اليسار الحزيمة تليها 3 أسابيع من tachypacing ب 210 دقيقة -1. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> الجزء البطينين من قلوب الكلاب وبالمثل إلى قلب الأطلس الإنسان، كما هو موضح في § 1.1. دلالة البطينين مجزأة من قلوب الكلاب كالمعتاد قلوب من 1 إلى 6، ومجزأة تلك الكلاب من عدم القلوب والقلوب من 7 إلى 9 (الشكل 6). </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> الحصول على خمسة تقديرات مختلفة من التوجهات الألياف البطين من القلب 1 باستخدام كل من هارتس 2 إلى 6 حسبما أطلس (الشكل 7). </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> تقدير توجهات الألياف لكل من البطينين عدم استخدام القلب (1)، الأطلس (الشكل 8). </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> Foreach بيانات النقاط في كل مجموعة من التوجهات الألياف المقدرة، حساب الخطأ وتقدير | ل، حيث θ θ ج وهي زوايا الميل من يقدر A | C-θ θ علىحصلت د التوجهات الألياف في تلك المرحلة، على التوالي. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> لكل نقطة بيانات في كل مجموعة من التوجهات الألياف المقدرة، حساب زاوية حادة betweenestimated والاتجاهات المكتسبة الألياف في ثلاثة أبعاد (3D) عن طريق المنتج نقطة thevector. </li></ol> 3. قياس آثار خطأ التقدير على المحاكاة <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> من القلب 1، بناء ستة نماذج، واحد مع توجهات DTMRI المكتسبة من الألياف القلب 1 (يشار إليه على أنه نموذج 1)، وخمسة مع خمسة توجهات مجموعات البيانات التقديرية الألياف (2 من النماذج إلى 6). لكل من فشل القلب ثلاث هندستها، وبناء نماذج البطين اثنين، واحد مع DTMRI المكتسبة التوجهات الألياف وغيرها من الألياف مع توجهات المقدرة. هنا يجب أن القرار المكانية من النماذج، من حيث احتساب طول حافة متوسط ​​تنسجم، يكون حوالي 600 ميكرون. دلالة على فشل القلب مع نماذج ألياف DTMRI المكتسبة كنماذج 7 إلى 9 وذوي estimatالألياف إد كنماذج 10 إلى 12.In النماذج، استخدم التمثيل monodomain لوصف الأنسجة القلبية، مع المعادلات التي تحكم: </li></ol><img src="/files/ftp_upload/50125/50125eq1.jpg" alt="المعادلة 1" fo:content-width="2.18in" fo:src="/files/ftp_upload/50125/50125eq1highres.jpg" /> حيث σ ب هو الموترة الموصلية الأكبر الذي يحسب من التنسورات الموصلية bidomain كما وصفها آخرون Potse 30؛ V م هو احتمال عبر الغشاء؛ C م هو غشاء السعة محددة؛ وايون أنا هو كثافة عبر الغشاء الحالي، وهذا بدوره يعتمد على م V ومجموعة من المتغيرات μ الدولة واصفا ديناميات تدفقات الأيونية عبر membrane.For C م، استخدم قيمة 1 μ F / سم 2. لσ أنا في القلب العادي نماذج الكلاب، استخدم longitudiقيم الموصلية نال والعرضي قدره 0.34 S / S و 0.06 م / م، على التوالي. تمثل خط الطول L من النماذج جرينشتاين-ينسلو الأيونية من خلية عضلية البطين الكلاب. التوصيلات الكهربائية تقلل من الكلاب في القلب البطيني نماذج الفشل بنسبة 30٪ (الشكل 9). <ol start="2" style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> باستخدام برنامج الحزمة CARP (CardioSolv، LLC)، محاكاة النظم الجيبي مع جميع النماذج. حمل عودة الدخول تسرع القلب البطيني (VT) في ستة نماذج الفشل باستخدام بروتوكول سرعة S1-S2. اختيار التوقيت بين S1 و S2 للحصول على النشاط المطرد لVT 2 ثانية بعد الولادة S2. إذا لم يتم الناجم عن أي توقيت VT S1-S2، خفض التوصيلات بنسبة تصل إلى 70٪ حتى كان المستحث VT (الشكل 10). </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> لكل المحاكاة، وحساب الزائفة رسم القلب بأخذ الفرق إمكانيات خارج الخلية بين نقطتين في حمام موحد الخواص المحيطة القلوب. ضع نقطتين بالقرب من قاعدة للقلب فصلمن 18 سم، على ان يكون خط يربط بينها هو عمودي على الطائرة الأساس قمة الحاجز كما هو موضح في الشكل 10. لكل المحاكاة مع التوجهات الألياف المقدرة، حساب متري MAD كما </li></ol><img src="/files/ftp_upload/50125/50125eq2.jpg" alt="المعادلة 2" fo:content-width="2.77in" fo:src="/files/ftp_upload/50125/50125eq2highres.jpg" /> حيث X هو الموجي ECG من المحاكاة مع التوجهات الألياف المقدرة، Y هو الموجي ECG من thecorresponding المحاكاة مع التوجهات الألياف المكتسبة، X هي القيمة متوسط ​​X، Y هي القيمة Y متوسط، و n هو طول X وY.

<ol>
	<li>Trayanova, N. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Whole+Heart+Modeling:+Applications+to+Cardiac+Electrophysiology+and+Electromechanics.">Whole Heart Modeling: Applications to Cardiac Electrophysiology and Electromechanics.</a> Circulation Research. 108, 113-128 .</li><li>Vadakkumpadan, F., Arevalo, H., Ceritoglu, C., Miller, M., Trayanova, N. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Image-Based+Estimation+of+Ventricular+Fiber+Orientations+for+Personalized+Modeling+of+Cardiac+Electrophysiology.">Image-Based Estimation of Ventricular Fiber Orientations for Personalized Modeling of Cardiac Electrophysiology.</a> IEEE Transactions on Medical Imaging. 31 (5), 1051-1060 .</li><li>Vadakkumpadan, F., Gurev, V., Constantino, J., Arevalo, H., Trayanova, N., Kerckhoffs, R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Modeling+of+Whole-Heart+Electrophysiology+and+Mechanics:+Towards+Patient-Specific+Simulations.">Modeling of Whole-Heart Electrophysiology and Mechanics: Towards Patient-Specific Simulations.</a> Patient-Specific Modeling of the Cardiovascular System: Technology-Driven Personalized Medicine. , 145-165 (2010).</li><li>Buxton, A. E., Lee, K. L., DiCarlo, L., Gold, M. R., Greer, G. S., Prystowsky, E. N., O'Toole, M. F., Tang, A., Fisher, J. D., Coromilas, J., Talajic, M., Hafley, G. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Electrophysiologic+testing+to+identify+patients+with+coronary+artery+disease+who+are+at+risk+for+sudden+death.+Multicenter+Unsustained+Tachycardia+Trial+Investigators.">Electrophysiologic testing to identify patients with coronary artery disease who are at risk for sudden death. Multicenter Unsustained Tachycardia Trial Investigators.</a> The New England Journal of Medicine. 342 (26), 1937-1945 (2000).</li><li>Wei, D., Okazaki, O., Harumi, K., Harasawa, E., Hosaka, H. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Comparative+simulation+of+excitation+and+body+surface+electrocardiogram+with+isotropic+and+anisotropic+computer+heart+models.">Comparative simulation of excitation and body surface electrocardiogram with isotropic and anisotropic computer heart models.</a> IEEE Transactions on Biomedical Engineering. 42 (4), 343-357 (1995).</li><li>Leon, L. J., Horacek, B. M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Computer+model+of+excitation+and+recovery+in+the+anisotropic+myocardium.+II.+Excitation+in+the+simplified+left+ventricle.">Computer model of excitation and recovery in the anisotropic myocardium. II. Excitation in the simplified left ventricle.</a> Journal of Electrocardiology. 24 (1), 17-31 (1991).</li><li>Rohmer, D., Sitek, A., Gullberg, G. T. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Reconstruction+and+Visualization+of+Fiber+and+Laminar+Structure+in+the+Normal+Human+Heart+from+Ex+Vivo+Diffusion+Tensor+Magnetic+Resonance+Imaging+(DTMRI)+Data.">Reconstruction and Visualization of Fiber and Laminar Structure in the Normal Human Heart from Ex Vivo Diffusion Tensor Magnetic Resonance Imaging (DTMRI) Data.</a> Investigative Radiology. 42 (11), 777-789 (2007).</li><li>Daubert, J. P., Zareba, W., Hall, W. J., Schuger, C., Corsello, A., Leon, A. R., Andrews, M. L., McNitt, S., Huang, D. T., Moss, A. J., Investigators, M. I. S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Predictive+value+of+ventricular+arrhythmia+inducibility+for+subsequent+ventricular+tachycardia+or+ventricular+fibrillation+in+Multicenter+Automatic+Defibrillator+Implantation+Trial+(MADIT)+II+patients.">Predictive value of ventricular arrhythmia inducibility for subsequent ventricular tachycardia or ventricular fibrillation in Multicenter Automatic Defibrillator Implantation Trial (MADIT) II patients.</a> Journal of Americal College of Cardiology. 47 (1), 98-107 (2006).</li><li>Sosnovik, D. E., Wang, R., Dai, G., Reese, T. G., Wedeen, V. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Diffusion+MR+tractography+of+the+heart.">Diffusion MR tractography of the heart.</a> Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance. 11 (1), 47-61 (2009).</li><li>Sundar, H., Shen, D., Biros, G., Litt, H., Davatzikos, C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Estimating+myocardial+fiber+orientations+by+template+warping.">Estimating myocardial fiber orientations by template warping.</a> Proc. IEEE International Symposium on Biomedical Imaging. , 73-76 (2006).</li><li>Beg, M. F., Helm, P. A., McVeigh, E., Miller, M. I., Winslow, R. L. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Computational+Cardiac+Anatomy+Using+MRI.">Computational Cardiac Anatomy Using MRI.</a> Magnetic Resonance in Medicine. 52 (5), 1167-1174 (2004).</li><li>Alexander, D. C., Pierpaoli, C., Basser, P. J., Gee, J. C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Spatial+Transformations+of+Diffusion+Tensor+Magnetic+Resonance+Images.">Spatial Transformations of Diffusion Tensor Magnetic Resonance Images.</a> IEEE Transactions on Medical Imaging. 20, 1131-1139 (2001).</li><li>Helm, P. A., Younes, L., Beg, M. F., Ennis, D. B., Leclercq, C., Faris, O. P., McVeigh, E., Kass, D., Miller, M. I., Winslow, R. L. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Evidence+of+Structural+Remodeling+in+the+Dyssynchronous+Failing+Heart.">Evidence of Structural Remodeling in the Dyssynchronous Failing Heart.</a> Circulation Research. 98, 125-132 (2006).</li><li>Helm, P., Beg, M. F., Miller, M., Winslow, R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Measuring+and+mapping+cardiac+fiber+and+laminar+architecture+using+diffusion+tensor+MR+imaging.">Measuring and mapping cardiac fiber and laminar architecture using diffusion tensor MR imaging.</a> Annals of the New York Academy of Sciences. 1047, 296-307 (2005).</li><li>Helm, P. A., Tseng, H. -. J., Younes, L., McVeigh, E. R., Winslow, R. L. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Ex+vivo+3D+diffusion+tensor+imaging+and+quantification+of+cardiac+laminar+structure.">Ex vivo 3D diffusion tensor imaging and quantification of cardiac laminar structure.</a> Magnetic Resonance in Imaging. 54, 850-859 (2005).</li><li>Scollan, D. F., Holmes, A., Winslow, R., Forder, J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Histological+validation+of+myocardial+microstructure+obtained+from+diffusion+tensor+magnetic+resonance+imaging.">Histological validation of myocardial microstructure obtained from diffusion tensor magnetic resonance imaging.</a> American Journal of Physiology - Heart and Circulatory Physiology. 275 (6), H2308-H2318 (1998).</li><li>Lombaert, H., Peyrat, J., Croisille, P., Rapacchi, S., Fanton, L., Cheriet, F., Clarysse, P., Magnin, I., Delingette, H., Ayache, N. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Human+Atlas+of+the+Cardiac+Fiber+Architecture:+Study+on+a+Healthy+Population.">Human Atlas of the Cardiac Fiber Architecture: Study on a Healthy Population.</a> IEEE Transactions on Medical Imaging. 31 (7), 1436-1447 (2012).</li><li>Streeter, D. D. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=.">.</a> Gross morphology and fiber geometry of the heart. , (1979).</li><li>Vadakkumpadan, F., Rantner, L. J., Tice, B., Boyle, P., Prassl, A. J., Vigmond, E., Plank, G., Trayanova, N. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Image-Based+Models+of+Cardiac+Structure+with+Applications+in+Arrhythmia+and+Defibrillation+Studies.">Image-Based Models of Cardiac Structure with Applications in Arrhythmia and Defibrillation Studies.</a> Journal of Electrocardiology. 42, 151.e1-151.e10 (2009).</li><li>Plank, G., Zhou, L., Greenstein, J. L., Plank, G., Zhou, L., Greenstein, J. L., Cortassa, S., Winslow, R. L., O'Rourke, B., Trayanova, N. A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=From+mitochondrial+ion+channels+to+arrhythmias+in+the+heart:+computational+techniques+to+bridge+the+spatio-temporal+scales.">From mitochondrial ion channels to arrhythmias in the heart: computational techniques to bridge the spatio-temporal scales.</a> Philosophical Transactions Series A, Mathematical, Physical, and Engineering Sciences. 366 (1879), 3381-3409 (2008).</li><li>Roberts, D. E., Scher, A. M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Effect+of+tissue+anisotropy+on+extracellular+potential+fields+in+canine+myocardium+in+situ.">Effect of tissue anisotropy on extracellular potential fields in canine myocardium in situ.</a> Circulation Research. 50, 342-351 (1982).</li><li>Greenstein, J., Wu, R., Po, S., Tomaselli, G. F., Winslow, R. L. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Role+of+the+Calcium-Independent+Transient+Outward+Current+I(to1)+in+Shaping+Action+Potential+Morphology+and+Duration.">Role of the Calcium-Independent Transient Outward Current I(to1) in Shaping Action Potential Morphology and Duration.</a> Circulation Research. 87, 1026-1033 (2000).</li><li>Winslow, R., Rice, J., Jafri, S., Marb&#225;n, E., O'Rourke, B. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Mechanisms+of+altered+excitation-contraction+coupling+in+canine+tachycardia-induced+heart+failure,+II:+model+studies.">Mechanisms of altered excitation-contraction coupling in canine tachycardia-induced heart failure, II: model studies.</a> Circulation Research. 84 (5), 571-586 (1999).</li><li>Akar, F., Nass, R., Hahn, S., Cingolani, E., Shah, M., Hesketh, G., DiSilvestre, D., Tunin, R., Kass, D., Tomaselli, G. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Dynamic+Changes+in+Conduction+Velocity+and+Gap+Junction+Properties+During+Development+of+Pacing-Induced+Heart+Failure.">Dynamic Changes in Conduction Velocity and Gap Junction Properties During Development of Pacing-Induced Heart Failure.</a> American Journal of Physiology - Heart and Circulatory Physiology. 293 (2), H1223-H1230 (2007).</li><li>Gurev, V., Constantino, J., Rice, J. J., Trayanova, N. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Distribution+of+Electromechanical+Delay+in+the+Ventricles:Insights+from+a+3D+Electromechanical+Model+of+the+Heart.">Distribution of Electromechanical Delay in the Ventricles:Insights from a 3D Electromechanical Model of the Heart.</a> Biophysical Journal. 99 (3), 745-754 .</li><li>Ten Tusscher, K. H. W. J., Hren, R., Panfilov, A. V. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Organization+of+Ventricular+Fibrillation+in+the+Human+Heart.">Organization of Ventricular Fibrillation in the Human Heart.</a> Circulation Research. 100 (12), e87-e101 (2007).</li><li>Gima, K., Rudy, Y. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Ionic+Current+Basis+of+Electrocardiographic+Waveforms.">Ionic Current Basis of Electrocardiographic Waveforms.</a> Circulation Research. 90, 889-896 (2002).</li><li>Gerstenfeld, E., Dixit, S., Callans, D., Rajawat, Y., Rho, R., Marchlinski, F. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Quantitative+comparison+of+spontaneous+and+paced+12-lead+electrocardiogram+during+right+ventricular+outflow+tract+ventricular+tachycardia.">Quantitative comparison of spontaneous and paced 12-lead electrocardiogram during right ventricular outflow tract ventricular tachycardia.</a> Journal of Americal College of Cardiology. 41 (11), 2046-2053 (2003).</li><li>Potse, M., Dube, B., Richer, J., Vinet, A., Gulrajani, R. M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=A+comparison+of+monodomain+and+bidomain+reaction-diffusion+models+for+action+potential+propagation+in+the+human+heart.">A comparison of monodomain and bidomain reaction-diffusion models for action potential propagation in the human heart.</a> IEEE Transactions on Biomedical Engineering. 53 (12), 2425-2435 (2006).</li><li>Peyrat, J. -. M., Sermesant, M., Pennec, X., Delingette, H., Chenyang, X., McVeigh, E. R., Ayache, N. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=A+Computational+Framework+for+the+Statistical+Analysis+of+Cardiac+Diffusion+Tensors:+Application+to+a+Small+Database+of+Canine+Hearts.">A Computational Framework for the Statistical Analysis of Cardiac Diffusion Tensors: Application to a Small Database of Canine Hearts.</a> IEEE Transactions on Medical Imaging. 26, 1500-1514 (2007).</li><li>Chen, J., Song, S. -. K., Liu, W., McLean, M., Allen, S. J., Tan, J., Wickline, S. A., Yu, X. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Remodeling+of+cardiac+fiber+structure+after+infarction+in+rats+quantified+with+diffusion+tensor+MRI.">Remodeling of cardiac fiber structure after infarction in rats quantified with diffusion tensor MRI.</a> American Journal of Physiology - Heart and Circulatory Physiology. 285 (3), H946-H954 (2003).</li><li>Stecker, E. C., Chugh, S. S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Prediction+of+sudden+cardiac+death:+next+steps+in+pursuit+of+effective+methodology.">Prediction of sudden cardiac death: next steps in pursuit of effective methodology.</a> Journal of Interventional Cardiac Electrophysiolog. 31 (2), 101-107 (2011).</li></ol>

الإعلان عن أي تضارب في المصالح.

هذا البحث يوضح أن كميا، في غياب DTMRI، يمكن تقدير توجهات الألياف عضلة القلب من البطينين طبيعية وعدم المجراة من في الصور وهندستها من أجل استخدامها في عمليات المحاكاة الكهربية من القلب. ويتجلى المنهجية المقترحة في البيانات مع CT الجسم الحي، لكنه ينطبق ...

<html> النهج الحسابية أصبح المركزية للنهوض فهم وظيفة القلب في الصحة والمرض. يتم حاليا دولة من بين الفن كله القلب الكهربية ونماذج من الميكانيكية الكهربائية المستخدمة لدراسة مجموعة واسعة من الظواهر، مثل انتشار البطين العادي، عدم انتظام ضربات القلب، صدمات الكهربائية، واقتران الكهروميكانيكية، وإعادة المزامنة القلب 1. ومع ذلك، للنهج الحسابية لتكون قابلة للتطبيق مباشرة في البيئة السريرية، لا بد أن يكون المريض نماذج محددة، أي يجب أن تستند النماذج على بنية محددة وخصائص الكهربية أو الكهروميكانيكية من قلب المريض المريضة. والمحاكاة مع مثل هذه النماذج تساعد الأطباء إلى التوصل إلى قرارات شخصية للغاية للتدخلات الكهربية وكذلك الوقاية، وبالتالي تحسين القلب بشكل كبير الرعاية الصحية 2-4. المحتوى &quot;&gt; إنشاء نماذج واقعية القلب يتطلب الحصول على بنية الهندسة والألياف من قلب المريض. التوجهات الألياف تحديد الاتجاهات من انتشار سلالة الكهربائية والتوزيعات في القلب، وبالتالي الحصول عليهما من الضروري النمذجة القلب 5، 6. مع التطورات الحديثة في مجال التصوير الطبي، فمن الممكن الآن للحصول على الهندسة من قلب المريض، وإعادة عرض includingstructural مثل احتشاء، في الجسم الحي مع ارتفاع القرار باستخدام التصوير بالرنين المغناطيسي (MRI) والتصوير المقطعي المحوسب التكنولوجيات (CT)، ولكن ليس هناك طريقة عملية للحصول على هيكل من ألياف من قلب المريض في الجسم الحي. إنتشار الموترة (DT) MRI 7 و 8 و التقنية الوحيدة للحصول على الألياف التوجهات من القلب سليمة، غير متوفر على نطاق واسع في الجسم الحي بسبب بعض القيود 9. وصف موجز يمكن أن توجد من الجهود السابقة لترجمة DTMRI إلى الإعداد السريرية elsewhيحرث 2. على الرغم من منهجيات مثل قائم على قواعد إسناد توجهات توفير بدائل لألياف DTMRI، هذه المنهجيات على قيود معينة خطيرة 2 و 10. وبالتالي صعوبات في الحصول على هيكل من ألياف القلب في الجسم الحي تعيق حاليا تطبيق المحاكاة الكهربية القلب والكهروميكانيكية في إعداد سريرية. وكان الهدف من هذا البحث لمعالجة هذه الحاجة مباشرة. افترضنا أنه يمكن توجهات الألياف البطين من القلب بدقة نظرا لتوقع هندسة القلب وأطلس، حيث يعد الأطلس الذي قلب الذين الهندسة والألياف التوجهات المتاحة. وفقا لذلك، كنا دولة من أحدث التقنيات لتطوير منهجية لتقدير توجهات الألياف القلب في الجسم الحي، واختبار الفرضية في الحالات العادية وعدم البطينين الكلاب 2. الفكرة المركزية من الألياف لدينا منهجية تقدير هو استغلال similaritieق في التوجهات الألياف، نسبة إلى الهندسة، بين القلوب المختلفة من أجل بناء الألياف تقريبي من قلب (الهدف) التي هندسة المعلومات فقط هو متاح. في قلب منهجية تقديرنا هو تسجيل للهندسة أطلس مع هندسة الهدف باستخدام خرائط كبيرة diffeomorphic تشوه متري (LDDMM) 11، وتتحول من التوجهات الألياف الأطلس باستخدام المكونات الرئيسية الحفاظ على (PPD) 2، 12. وdiffeomorphicproperty ضمانات LDDMM أن الأطلس لا &quot;foldover&quot; نفسها خلال تشوه، ومن ثم حفظ الهياكل التشريحية integrityof. ويبين الشكل 1 خط أنابيب تجهيز منهجيتنا. قسم النص بروتوكول § 1 يصف مختلف مكونات خط أنابيب من خلال إظهار كيف يمكن إجراء تقدير للمريض سبيل المثال. الأرقام داخل بعض الكتل في الشكل 1 الرجوع إلى المقابلةالأقسام الفرعية تحت الباب § 1 من النص البروتوكول. قمنا بتقييم أداء المنهجية المقترحة عن طريق قياس خطأ في التقدير، وقياس أثر هذا الخطأ onsimulations من القلب الكهربية، من خلال محاكاة حسابي المحلية الخرائط التنشيط الكهربائي وكذلك شبه كهربية (شبه رسم القلب). نظرا لعدم وجود قلوب البشر، أجري تقييم الأداء باستخدام الكلاب القلوب المتاحة من الدراسات السابقة 13-15. تم احتساب خطأ في التقدير من خلال زوايا الميل 16، تقليد followingthe من الأنسجة، حيث القياسات الزاوي هي أقسام النسيج performedon أن يتم قطع موازية لepicardialsurface. منذ anglebetween الاتجاه الألياف والمستوي المماس نخابي هو generallysmall 17 و 18، وفقدان المعلومات في وصف fiberdirection تماما باستخدام زاويته الميل غير ذات أهمية. لالحواسيببنيت محاكاة الاقلية البرلمانية، الصورة القائمة على النماذج وعن 19 سابقا (20 عاما) والأنسجة القلبية في نماذج ومثل يعتمد على تقنيات رياضية وإنشاء بيانات تجريبية 21-25. كان إيقاع الجيوب الأنفية محاكاة عن طريق تفعيل تكرار القادمة من الشبكة العصبية 26، وعدم انتظام دقات القلب البطيني، من قبل سرعة S1-S2 بروتوكول 27. حسبت الزائفة رسم القلب 28 و مقارنة باستخدام الانحراف المتوسط ​​المطلقة (MAD) متري 29.

<table border="1" style=";text-align:right;direction:rtl"><tbody><tr><td> LDDMM </td><td> جامعة جونز هوبكنز </td><td></td><td> <a href="http://cis.jhu.edu/software/lddmm-volume/index.php" target="_blank">http://cis.jhu.edu/software/lddmm-volume/index.php</a> </td></tr><tr><td> MATLAB </td><td> ماثووركس، وشركة </td><td> R2011b </td><td> <a href="http://www.mathworks.com/products/matlab/" target="_blank">http://www.mathworks.com/products/matlab/</a> </td></tr><tr><td> يماغيج </td><td> المعاهد الوطنية للصحة </td><td></td><td> <a href="http://rsbweb.nih.gov/ij/" target="_blank">http://rsbweb.nih.gov/ij/</a> </td></tr><tr><td> عنكبوت ذئبي </td><td> CAE حلول البرمجيات </td><td></td><td> <a href="http://www.meshing.at/Spiderhome/Tarantula.html" target="_blank">http://www.meshing.at/Spiderhome/Tarantula.html</a> </td></tr><tr><td> CARP </td><td> CardioSolv</td><td></td><td> <a href="http://cardiosolv.com/" target="_blank">http://cardiosolv.com/</a> </td></tr><tr><td> الكلاب الصور </td><td> جامعة جونز هوبكنز </td><td></td><td> <a href="http://www.ccbm.jhu.edu/research/DTMRIDS.php" target="_blank">http://www.ccbm.jhu.edu/research/DTMRIDS.php</a> </td></tr></tbody></table>

patient-specific modeling of the heart: estimation of ventricular fiber orientations

وأعاقت المريض محددة المحاكاة وظيفة (DYS) تهدف إلى إضفاء الطابع الشخصي على القلب العلاج القلب بسبب عدم وجود تكنولوجيا التصوير في الجسم الحي للحصول على الألياف سريريا التوجهات عضلة القلب. وكان الهدف من هذا المشروع هو وضع منهجية لتقدير توجهات الألياف القلب من الجسم الحي في الصور وهندستها القلب المريض. أعيد بناؤها تمثيل دقيق للهندسة والتوجهات الألياف البطين، على التوالي، من عالية الدقة بالرنين المغناطيسي فيفو السابقين الهيكلية (MR) ونشر الموترة (DT) الصور MR من قلب الإنسان العادي، ويشار إلى الأطلس. تم استخراج هندسة البطين من قلب المريض، عن طريق تجزئة نصف أوتوماتيكية، من الجسم الحي في الصورة محسوب (CT) التصوير المقطعي. باستخدام خوارزميات تحويل الصور، ومشوهة هندسة البطين الأطلس في المباراة التي من المريض. وأخيرا، تم تطبيق الحقل إلى تشوه orientat الألياف الأطلسالأيونات للحصول على تقدير للتوجهات الألياف المريض. تم تقييم دقة التقديرات الألياف الطبيعية باستخدام ستة وثلاثة قلوب الكلاب الفشل. كان فرق المتوسط ​​بين زوايا الميل المطلق لتوجهات الألياف المكتسبة وتقدر 15،4 درجة. وأشار المحاكاة الحاسوبية من الخرائط وتفعيل البطين الزائفة رسم القلب في إيقاع الجيوب الأنفية وعدم انتظام دقات القلب البطيني أنه لا توجد فروق ذات دلالة إحصائية بين اتجاهات الألياف يقدر وحصلت على رؤى جديدة يمكن ملاحظتها سريريا level.The تم الحصول عليها من المشروع سيمهد الطريق لتطوير المريض محددة نماذج من القلب التي يمكن أن تساعد الأطباء في تشخيص الشخصية والقرارات بشأن التدخلات الكهربية.

الرقم 11، AC يعرض تصورات مبسطة من يقدر وكذلك التوجهات الألياف DTMRI المستمدة في قلوب طبيعية والفشل. الفحص النوعي يدل على أن التوجهات الألياف المقدرة محاذاة بشكل جيد مع DTMRI المستمدة منها. لوحة توضح D، مضافين على هندسة القلب 1، توزيع الخطأ في زوايا الميل قلوب طبيعية...

Watch this Scientific Journal Video about Patient-specific Modeling of the Heart: Estimation of Ventricular Fiber Orientations at JoVE.com

Patient-specific Modeling of the Heart: Estimation of Ventricular Fiber Orientations

يوصف منهجية لتقدير توجهات الألياف البطين من الصور في الجسم الحي من قلب المريض هندستها لنمذجة الشخصية. المصادقة على منهجية تنفيذها باستخدام العادية وعدم قلوب الكلاب إثبات أن عدم وجود فروق ذات دلالة إحصائية بين اتجاهات الألياف يقدر وحصلت على مستوى ملاحظتها سريريا.

المريض محددة النمذجة من القلب: تقدير توجهات الألياف البطيني

Patient-specific  simulations of heart (dys)function aimed at personalizing cardiac therapy are hampered  by the absence of in vivo imaging technology for ...

patient-specific-modeling-heart-estimation-ventricular-fiber

Research

JoVE Journal

Bioengineering

13.6K Views.  Johns Hopkins University. يوصف منهجية لتقدير توجهات الألياف البطين من الصور في الجسم الحي من قلب المريض هندستها لنمذجة الشخصية. المصادقة على منهجية تنفيذها باستخدام العادية وعدم قلوب الكلاب إثبات أن عدم وجود فروق ذات دلالة إحصائية بين اتجاهات الألياف يقدر وحصلت على مستوى ملاحظتها سرير?...

Video: Patient-specific Modeling of the Heart: Estimation of Ventricular Fiber Orientations

High-resolution Fiber-optic Microendoscopy for in situ Cellular Imaging

Many biological and clinical studies require the longitudinal study and analysis of morphology and function with cellular level resolution. Traditionally, multiple experiments are run in parallel, with individual samples removed from the study at sequential time points for evaluation by light microscopy. Several intravital techniques have been developed, with confocal, multiphoton, and second harmonic microscopy all demonstrating their ability to be used for imaging in situ 1. With these systems, however, the required infrastructure is complex and expensive, involving scanning laser systems and complex light sources. Here we present a protocol for the design and assembly of a high-resolution microendoscope which can be built in a day using off-the-shelf components for under US$5,000. The platform offers flexibility in terms of image resolution, field-of-view, and operating wavelength, and we describe how these parameters can be easily modified to meet the specific needs of the end user.
We and others have explored the use of the high-resolution microendoscope (HRME) in in vitro cell culture 2-5, in excised 6 and living animal tissues 2,5, and in human tissues in vivo 2,7. Users have reported the use of several different fluorescent contrast agents, including proflavine 2-4, benzoporphyrin-derivative monoacid ring A (BPD-MA) 5, and fluoroscein 6,7, all of which have received full, or investigational approval from the FDA for use in human subjects. High-resolution microendoscopy, in the form described here, may appeal to a wide range of researchers working in the basic and clinical sciences. The technique offers an effective and economical approach which complements traditional benchtop microscopy, by enabling the user to perform high-resolution, longitudinal imaging in situ.

High-resolution Fiber-optic Microendoscopy for in situ Cellular Imaging

In many biological and clinical situations it is advantageous to study cellular processes as they evolve in their native microenvironment. Here we describe the assembly and use of a low-cost fiber-optic microscope which can provide real time imaging in cell culture, animal studies, and clinical patient studies.

ذات دقة عالية الألياف الضوئية للMicroendoscopy في الموقع الخلوية التصوير

Many biological and clinical studies require the longitudinal study and analysis of morphology and function with cellular level resolution.  ...

Multiparametric Optical Mapping of the Langendorff-perfused Rabbit Heart

Optical imaging and fluorescent probes have significantly advanced research methodology in the field of cardiac electrophysiology in ways that could not have been accomplished by other approaches1. With the use of the calcium- and voltage-sensitive dyes, optical mapping allows measurement of transmembrane action potentials and calcium transients with high spatial resolution without the physical contact with the tissue. This makes measurements of the cardiac electrical activity possible under many conditions where the use of electrodes is inconvenient or impossible1. For example, optical recordings provide accurate morphological changes of membrane potential during and immediately after stimulation and defibrillation, while conventional electrode techniques suffer from stimulus-induced artifacts during and after stimuli due to electrode polarization1. 
The Langendorff-perfused rabbit heart is one of the most studied models of human heart physiology and pathophysiology. Many types of arrhythmias observed clinically could be recapitulated in the rabbit heart model. It was shown that wave patterns in the rabbit heart during ventricular arrhythmias, determined by effective size of the heart and the wavelength of reentry, are very similar to that in the human heart2. It was also shown that critical aspects of excitation-contraction (EC) coupling in rabbit myocardium, such as the relative contribution of sarcoplasmic reticulum (SR), is very similar to human EC coupling3. Here we present the basic procedures of optical mapping experiments in Langendorff-perfused rabbit hearts, including the Langendorff perfusion system setup, the optical mapping systems setup, the isolation and cannulation of the heart, perfusion and dye-staining of the heart, excitation-contraction uncoupling, and collection of optical signals. These methods could be also applied to the heart from species other than rabbit with adjustments to flow rates, optics, solutions, etc.
Two optical mapping systems are described. The panoramic mapping system is used to map the entire epicardium of the rabbit heart4-7. This system provides a global view of the evolution of reentrant circuits during arrhythmogenesis and defibrillation, and has been used to study the mechanisms of arrhythmias and antiarrhythmia therapy8,9. The dual mapping system is used to map the action potential (AP) and calcium transient (CaT) simultaneously from the same field of view10-13. This approach has enhanced our understanding of the important role of calcium in the electrical alternans and the induction of arrhythmia14-16.

This article describes the basic procedures for conducting optical mapping experiments in the Langendorff-perfused rabbit heart using the panoramic imaging system, and the dual (voltage and calcium) imaging modality.

Multiparametric رسم الخرائط البصرية للقلب الأرنب Langendorff - perfused

Optical imaging and fluorescent probes have significantly advanced research methodology in the field of cardiac electrophysiology in ways that could not ...

Targeting Neuronal Fiber Tracts for Deep Brain Stimulation Therapy Using Interactive, Patient-Specific Models

Deep brain stimulation (DBS), which involves insertion of an electrode to deliver stimulation to a localized brain region, is an established therapy for movement disorders and is being applied to a growing number of disorders. Computational modeling has been successfully used to predict the clinical effects of DBS; however, there is a need for novel modeling techniques to keep pace with the growing complexity of DBS devices. These models also need to generate predictions quickly and accurately. The goal of this project is to develop an image processing pipeline to incorporate structural magnetic resonance imaging (MRI) and diffusion weighted imaging (DWI) into an interactive, patient specific model to simulate the effects of DBS. A virtual DBS lead can be placed inside of the patient model, along with active contacts and stimulation settings, where changes in lead position or orientation generate a new finite element mesh and solution of the bioelectric field problem in near real-time, a timespan of approximately 10 seconds. This system also enables the simulation of multiple leads in close proximity to allow for current steering by varying anodes and cathodes on different leads. The techniques presented in this paper reduce the burden of generating and using computational models while providing meaningful feedback about the effects of electrode position, electrode design, and stimulation configurations to researchers or clinicians who may not be modeling experts.

The goal of this project is to develop an interactive, patient-specific modeling pipeline to simulate the effects of deep brain stimulation in near real-time and provide meaningful feedback as to how these devices influence neural activity in the brain.

استهداف مساحات الألياف العصبية للعلاج تحفيز الدماغ العميق باستخدام نماذج تفاعلية، والخاصة بالمريض

Deep brain stimulation (DBS), which involves insertion of an electrode to deliver stimulation to a localized brain region, is an established therapy for ...

Light-sheet Fluorescence Microscopy for the Study of the Murine Heart

Light-sheet fluorescence microscopy has been widely used for rapid image acquisition with a high axial resolution from micrometer to millimeter scale. Traditional light-sheet techniques involve the use of a single illumination beam directed orthogonally at sample tissue. Images of large samples that are produced using a single illumination beam contain stripes or artifacts and suffer from a reduced resolution due to the scattering and absorption of light by the tissue. This study uses a dual-sided illumination beam and a simplified CLARITY optical clearing technique for the murine heart. These techniques allow for deeper imaging by removing lipids from the heart and produce a large field of imaging, greater than 10 x 10 x 10 mm3. As a result, this strategy enables us to quantify the ventricular dimensions, track the cardiac lineage, and localize the spatial distribution of cardiac-specific proteins and ion-channels from the post-natal to adult mouse hearts with sufficient contrast and resolution.

This study uses a dual-sided illumination light-sheet fluorescence microscopy (LSFM) technique combined with optical clearing to study the murine heart.

ورقة الضوء الفلورية الفحص المجهري لدراسة قلب مورين

Light-sheet fluorescence microscopy has been widely used for rapid image acquisition with a high axial resolution from micrometer to millimeter scale. ...

Biaxial Mechanical Characterizations of Atrioventricular Heart Valves

Extensive biaxial mechanical testing of the atrioventricular heart valve leaflets can be utilized to derive&#160;optimal parameters used in constitutive models, which provide a mathematical representation of the mechanical function of those structures. This presented biaxial mechanical testing protocol involves (i) tissue acquisition, (ii) the preparation of tissue specimens, (iii) biaxial mechanical testing, and (iv) postprocessing of the acquired data. First, tissue acquisition requires obtaining porcine or ovine hearts from a local Food and Drug Administration-approved abattoir for later dissection to retrieve the valve leaflets. Second, tissue preparation requires using tissue specimen cutters on the leaflet tissue to extract a clear zone for testing. Third, biaxial mechanical testing of the leaflet specimen requires the use of a commercial biaxial mechanical tester, which consists of force-controlled, displacement-controlled, and stress-relaxation testing protocols to characterize the leaflet tissue&#39;s mechanical properties. Finally, post-processing requires the use of data image correlation techniques and force and displacement readings to summarize the tissue&#39;s mechanical behaviors in response to external loading. In general, results from biaxial testing demonstrate that the leaflet tissues yield a nonlinear, anisotropic mechanical response. The presented biaxial testing procedure is advantageous to other methods since the method presented here allows for a more comprehensive characterization of the valve leaflet tissue under one unified testing scheme, as opposed to separate testing protocols on different tissue specimens. The proposed testing method has its limitations in that shear stress is potentially present in the tissue sample. However, any potential shear is presumed negligible.

This protocol involves characterizations of atrioventricular valve leaflets with force-controlled, displacement-controlled, and stress-relaxation biaxial mechanical testing procedures. Results acquired with this protocol can be used for constitutive model development to simulate the mechanical behavior of functioning valves under a finite element simulation framework.

بياكسيال الخصائص الميكانيكية لصمامات القلب بي

Extensive biaxial mechanical testing of the atrioventricular heart valve leaflets can be utilized to derive&#160;optimal parameters used in constitutive ...

Optical Imaging of Isolated Murine Ventricular Myocytes

The ability to isolate adult cardiac myocytes has permitted researchers to study a variety of cardiac pathologies at the single cell level. While advances in calcium sensitive dyes have permitted the robust optical recording of single cell calcium dynamics, recording of robust transmembrane optical voltage signals has remained difficult. Arguably, this is because of the low single to noise ratio, phototoxicity, and photobleaching of traditional potentiometric dyes. Therefore, single cell voltage measurements have long been confined to the patch clamp technique which while the gold standard, is technically demanding and low throughput. However, with the development of novel potentiometric dyes, large, fast optical responses to changes in voltage can be obtained with little to no phototoxicity and photobleaching. This protocol describes in detail how to isolate adult murine myocytes which can be used for cellular shortening, calcium, and optical voltage measurements. Specifically, the protocol describes how to use a ratiometric calcium dye, a single-excitation calcium dye, and a single excitation voltage dye. This approach can be used to assess the cardiotoxicity and arrhythmogenicity of various chemical agents. While phototoxicity is still an issue at the single cell level, methodology is discussed on how to reduce it.

We present the methodology for the isolation of murine myocytes and how to obtain voltage or calcium traces simultaneously with sarcomere shortening traces using fluorescence photometry with simultaneous digital cell geometry measurements.

التصوير البصري لخلايا البطين البطيني المعزولة

The ability to isolate adult cardiac myocytes has permitted researchers to study a variety of cardiac pathologies at the single cell level. While advances ...

Evaluation of Left Ventricular Structure and Function using 3D Echocardiography

Three-dimensional (3D) quantification of the left ventricle (LV) provides significant added value in terms of diagnostic accuracy and precise risk stratification in various cardiac disorders. Recently, 3D echocardiography became available in routine cardiology practice; however, high-quality image acquisition and subsequent analysis have a steep learning curve. The present article aims to guide the reader through a detailed 3D protocol by presenting tips and tricks and also by highlighting the potential pitfalls to facilitate the widespread but technically sound use of this important technique concerning the LV. First and foremost, we show the acquisition of a high-quality 3D dataset with optimal spatial and temporal resolution. Then, we present the analytical steps toward a detailed quantification of the LV by using one of the most widely applied built-in software. We will quantify LV volumes, sphericity, mass and also systolic function by measuring ejection fraction and myocardial deformation (longitudinal and circumferential strain). We will discuss and provide clinical examples about the essential scenarios where the transition from a conventional echocardiographic approach to a 3D-based quantification is highly recommended.

In this article, we provide a step-by-step acquisition and analysis protocol for the volumetric assessment and speckle-tracking analysis of the left ventricle by 3D echocardiography, particularly focusing on practical aspects that maximize the feasibility of this technique.

تقييم الهيكل البطيني الأيسر والوظيفة باستخدام تخطيط صدى القلب ثلاثي الأبعاد

Three-dimensional (3D) quantification of the left ventricle (LV) provides significant added value in terms of diagnostic accuracy and precise risk ...

Patient-Specific Polyvinyl Alcohol Phantom Fabrication with Ultrasound and X-Ray Contrast for Brain Tumor Surgery Planning

Phantoms are essential tools for clinical training, surgical planning and the development of novel medical devices. However, it is challenging to create anatomically accurate head phantoms with realistic brain imaging properties because standard fabrication methods are not optimized to replicate any patient-specific anatomical detail and 3D printing materials are not optimized for imaging properties. In order to test and validate a novel navigation system for use during brain tumor surgery, an anatomically accurate phantom with realistic imaging and mechanical properties was required. Therefore, a phantom was developed using real patient data as input and 3D printing of molds to fabricate a patient-specific head phantom comprising the skull, brain and tumor with both ultrasound and X-ray contrast. The phantom also had mechanical properties that allowed the phantom tissue to be manipulated in a similar manner to how human brain tissue is handled during surgery. The phantom was successfully tested during a surgical simulation in a virtual operating room.
The phantom fabrication method uses commercially available materials and is easy to reproduce. The 3D printing files can be readily shared, and the technique can be adapted to encompass many different types of tumor.

This protocol describes the fabrication of a patient specific skull, brain and tumor phantom. It uses 3D printing to create molds, and polyvinyl alcohol (PVA-c) is used as the tissue mimicking material.

المريض خاص بوليفينيل الكحول تصنيع الوهمية مع الموجات فوق الصوتية والأشعة السينية على النقيض للتخطيط جراحة ورم الدماغ

Phantoms are essential tools for clinical training, surgical planning and the development of novel medical devices. However, it is challenging to create ...

Evaluating Regional Pulmonary Deposition using Patient-Specific 3D Printed Lung Models

Development of targeted therapies for pulmonary diseases is limited by the availability of preclinical testing methods with the ability to predict regional aerosol delivery. Leveraging 3D printing to generate patient-specific lung models, we outline the design of a high-throughput, in vitro experimental setup for quantifying lobular pulmonary deposition. This system is made with a combination of commercially available and 3D printed components and allows the flow rate through each lobe of the lung to be independently controlled. Delivery of fluorescent aerosols to each lobe is measured using fluorescence microscopy. This protocol has the potential to promote the growth of personalized medicine for respiratory diseases through its ability to model a wide range of patient demographics and disease states. Both the geometry of the 3D printed lung model and the air flow profile setting can be easily modulated to reflect clinical data for patients with varying age, race, and gender. Clinically relevant drug delivery devices, such as the endotracheal tube shown here, can be incorporated into the testing setup to more accurately predict a device&#8217;s capacity to target therapeutic delivery to a diseased region of the lung. The versatility of this experimental setup allows it to be customized to reflect a multitude of inhalation conditions, enhancing the rigor of preclinical therapeutic testing.

We present a high-throughput, in vitro method for quantifying regional pulmonary deposition at the lobe level using CT scan-derived, 3D printed lung models with tunable air flow profiles.

تقييم الترسب الرئوي الإقليمي باستخدام نماذج الرئة المطبوعة ثلاثية الأبعاد الخاصة بالمرضى

Development of targeted therapies for pulmonary diseases is limited by the availability of preclinical testing methods with the ability to predict ...

Quantification of Mouse Heart Left Ventricular Function, Myocardial Strain, and Hemodynamic Forces by Cardiovascular Magnetic Resonance Imaging

Mouse models have contributed significantly to understanding genetic and physiological factors involved in healthy cardiac function, how perturbations result in pathology, and how myocardial diseases may be treated. Cardiovascular magnetic resonance imaging (CMR) has become an indispensable tool for a comprehensive in vivo assessment of cardiac anatomy and function. This protocol shows detailed measurements of mouse heart left ventricular function, myocardial strain, and hemodynamic forces using 7-Tesla CMR. First, animal preparation and positioning in the scanner are demonstrated. Survey scans are performed for planning imaging slices in various short- and long-axis views. A series of prospective ECG-triggered short-axis (SA) movies (or CINE images) are acquired covering the heart from apex to base, capturing end-systolic and end-diastolic phases. Subsequently, single-slice, retrospectively gated CINE images are acquired in a midventricular SA view, and in 2-, 3-, and 4-chamber views, to be reconstructed into high-temporal resolution CINE images using custom-built and open-source software. CINE images are subsequently analyzed using dedicated CMR image analysis software.
Delineating endomyocardial and epicardial borders in SA end-systolic and end-diastolic CINE images allows for the calculation of end-systolic and end-diastolic volumes, ejection fraction, and cardiac output. The midventricular SA CINE images are delineated for all cardiac time frames to extract a detailed volume-time curve. Its time derivative allows for the calculation of the diastolic function as the ratio of the early filling and atrial contraction waves. Finally, left ventricular endocardial walls in the 2-, 3-, and 4-chamber views are delineated using feature-tracking, from which longitudinal myocardial strain parameters and left ventricular hemodynamic forces are calculated. In conclusion, this protocol provides detailed in vivo quantification of the mouse cardiac parameters, which can be used to study temporal alterations in cardiac function in various mouse models of heart disease.

This study describes a comprehensive cardiovascular magnetic resonance imaging (CMR) protocol to quantify the left ventricular functional parameters of the mouse heart. The protocol describes the acquisition, post-processing, and analysis of the CMR images as well as assessment of different cardiac functional parameters.

القياس الكمي لوظيفة البطين الأيسر لقلب الفأر، وسلالة عضلة القلب، والقوى الديناميكية الدموية عن طريق التصوير بالرنين المغناطيسي القلبي الوعائي

Mouse models have contributed significantly to understanding genetic and physiological factors involved in healthy cardiac function, how perturbations ...