Prenatal Tisse Velocity Imaging of the Heart: A new approach to assess fetal myocardial function

PRENATAL TISSUE VELOCITY IMAGING OF THE HEART   A new approach to assess fetal myocardial function  

Nina  Elmstedt 

Doctoral Thesis   

Division of Medical Engineering 

School of Technology and Health 

KTH Royal Institute of Technology

ii 

TRITA‐STH Report 2013:3  ISSN 1653‐3836 

ISRN/KTH/STH/2013:3 ‐SE  ISBN 978‐91‐7501‐705‐1   

© Nina Elmstedt, Stockholm, 2013 

ABSTRACT 

The  general  aim  of  this  thesis  has  been  to  evaluate  color‐coded  tissue  velocity  imaging  (TVI)  as  an  approach to developing a new, non‐invasive assessment method for fetal myocardial function. Such a  method  could  hypothetically  give  early  indications  of  fetal  pathology,  as  myocardial  dysfunction  is  often  the  consequence  when  the  circulation  tries  to  adapt  to  deteriorating  situations.  This  would  be  beneficial  in  clinical  decision  making  when  evaluating  fetal  well‐being  in  a  wide  range  of  pregnancy  associated  conditions,  to  facilitate  risk  assessment  and  to  monitor  the  benefit  of  therapeutic  interventions. 

TVI is an ultrasound technique that enables quantification of longitudinal myocardial motion with high  temporal  resolution,  which  is  essential  in  the  identification  of  fetal  myocardial  movements  of  short  duration.  Furthermore,  the  longitudinal  motion  is  mainly  determined  by  subendocardial  fibers  that  usually become abnormal in the very early stages of cardiac dysfunction as they are sensitive to milder  degrees  of hypoxia.  Thus,  TVI  has the  potential  to  give  early  indications  of  impaired  fetal  myocardial  function  and  hypothetically  facilitate  the  detection  of  intrauterine  hypoxia.  Hypoxia  is  a  common  phenomenon  of  many  pathological  conditions  in  pregnancy,  from  which  a  substantial  number  of  children either die or acquire permanent brain injury during delivery every year. 

After having established optimal sampling requirements and ensured an acceptable reproducibility for  TVI  measurements  of  the  fetal  myocardium,  normal  reference  values  were  determined  feasible  and  sensitive enough to provide insight into maturational changes in myocardial function. This provided a  foundation  that  should  enable  further  investigations  and  was  partly  accomplished  using  the  cardiac  state diagram (CSD) to accurately time the myocardial events during a cardiac cycle according to the  motion shifts of the atrioventricular plane. 

The demonstrated results are promising and the general conclusion of this thesis is that TVI contributes  to  increasing  the  knowledge  and  understanding  of  fetal  myocardial  function  and  dysfunction.  Used  together  with  CSD  this  technique  has  great  potential  as  an  assessment  method.  However,  further  testing  of  the  clinical  potential  is  needed  in  larger  study  populations  concerning  the  pathological  or  physiological  questions  at  issue,  and  additional  development  of  the  method  is  required  to  render  the  method simple enough to be of potential aid in clinical practice.  

DISSERTATION 

The thesis is based on these appended papers 

I. Temporal  frequency  requirements  for  tissue  velocity  imaging  of  the  fetal  heart.  Nina  Elmstedt,  Britta  Lind,  Kjerstin  Ferm‐Widlund,  Magnus  Westgren    &  Lars‐  Åke  Brodin. 

Ultrasound Obstet Gynecol 38, 413‐417 (2011).  

II. Reproducibility and variability in the assessment of color‐coded tissue velocity imaging of  the  fetal  myocardium.  Nina  Elmstedt,  Britta  Lind,  Kjerstin  Ferm‐Widlund,  Magnus  Westgren & Lars‐Åke Brodin.

J Biomed Graph Comput 3, 2 (2013). 

III. Fetal  cardiac  muscle  contractility  decreases  with  gestational  age:  a  color‐coded  tissue  velocity  imaging  study.  Nina  Elmstedt,  Kjerstin  Ferm‐Widlund,  Britta  Lind,  Lars‐Åke  Brodin & Magnus Westgren. Cardiovasc Ultrasound 10, 19 (2012). 

IV. Reference  values  for  fetal  tissue  velocity  imaging  and  a  new  approach  to  evaluate  fetal  myocardial function. Nina Elmstedt, Jonas Johnson, Britta Lind, Kjerstin Ferm‐Widlund & 

Magnus Westgren, Lars‐Åke Brodin. Submitted (2013). 

DIVISION OF WORK BETWEEN AUTHORS 

I. NE performed the offline analysis, participated in the interpretation of data and drafted the  manuscript.  KFW  performed  the  ultrasound  image  acquisition  and  revised  the  manuscript. 

BL,  MW  and  LÅB  participated  in  the  design  of  the  study,  the  interpretation  of  data  and  revised the manuscript critically. All authors read and approved the final manuscript. 

II. NE  and  BL  performed  the  offline  measurements.  NE  drafted  the  manuscript.  KFW  performed the ultrasound image acquisition and revised the manuscript. BL, MW  and LÅB  participated in the design of the study, the interpretation of data and revised the manuscript  critically. All authors read and approved the final manuscript. 

III. NE  performed  the  offline  measurements,  statistical  analysis  and  drafted  the  manuscript. 

KFW performed the ultrasound image acquisition and revised the manuscript. BL and LÅB  participated in the design of the study, the interpretation of data and revised the manuscript  critically. MW drafted the Discussion section, participated in the interpretation of data and  revised the manuscript critically. All authors read and approved the final manuscript. 

IV. NE, JJ, BL, KFW, LÅB and MW participated in the design of the study and the interpretation  of  data.  NE  performed  the  offline  measurements,  statistical  analysis  and  drafted  the  manuscript. JJ performed the software development, defined the timing of the mechanical  events  during  a  cardiac  cycle  and  revised  the  manuscript.  KFW  performed  the  ultrasound  image  acquisition  and  revised  the  manuscript.  BL,  LÅB  and  MW  revised  the  manuscript  critically. All authors read and approved the final manuscript. 

OTHER SCIENTIFIC CONTRIBUTIONS 

Publications 

The  cardiac  state  diagram  as  a  novel  approach  for  evaluation  of  pre‐ and  post  ejection  phases  of  the  cardiac cycle in asphyxiated fetal lambs. Wågström E, Johnson J, Ferm‐Widlund K, Elmstedt N, Liuba K,  Lind B, Brodin L.Å, Lundbäck S, Westgren M. Ultrasound in Medicine and Biology (2013) Å 

Conference contributions  

Temporal  frequency  requirements  for  tissue  velocity  imaging  of  the  fetal  heart.  Elmstedt  N,  Lind  B,  Ferm‐Widlund K, Westgren M and Brodin L.Å.  EuroEcho, Copenhagen (2010) 

Samplingsfrekvenskrav  för  vävnadsdopplermätningar  av  fosterhjärtat.  Elmstedt  N,  Lind  B,  Ferm‐

Widlund K, Westgren M and Brodin L.Å. Medicinteknikdagarna, Umeå (2010) 

Fetal heart contractility. Elmstedt N, Lind B, Ferm‐Widlund K, Brodin L.Å and Westgren M.  Frontiers of  CardioVascular Biology, London (2012) 

Fetal tissue velocity imaging. Elmstedt N, Johnson J, Lind B, Ferm‐Widlund K, Westgren M and Brodin  L.Å. The 2nd International Congress on Cardiac Problems in Pregnancy, Berlin (2012) 

Prenatal vävnadsdoppler. Elmstedt N, Lind B, Johnson J, Ferm‐Widlund K, Westgren M and Brodin, L.Å. 

Mediceinteknikdagrana, Lund (2012) 

Color‐coded tissue velocity imaging of the fetal heart. Elmstedt, N. Philipsdagen Lund (2012) 

PREFACE AND ACKNOWLEDGEMENTS 

PREFACE 

The work presented in this thesis is the result of a five‐year collaboration between the Department of  Medical  Engineering  at  KTH  Royal  Institute  of  Technology  and  the  Centre  of  Fetal  Medicine  at  Karolinska University Hospital Huddinge. The past two years this research project has gratefully been  receiving support from the Swedish Heart‐Lung foundation. 

The academic dissertation is presented at the School of Technology and Health, with permission from  KTH Royal Institute of Technology, to be publicly reviewed in lecture hall 4‐221, Alfred Nobels Allé 12,  Huddinge, Sweden, on Tuseday May 7 2013 at 13:00 for the degree of Doctor of Technology. 

ACKNOWLEDGEMENTS 

I would like to thank all the women who participated as volunteers in this research project. I would like  to  thank  my  supervisor  Lars‐Åke  Brodin  for  enthusiastically  sharing  his  research  ideas,  as  well  as  a  slapstick joke too many. You never seem to worry and always look ahead. Sometimes too far ahead to  remember  our  meetings,  but  your  opinion  has  always  been  worth  waiting  for.  Thank  you  for  introducing me to a very interesting research area. I have learnt a lot from your expertise in both clinical  medicine and medical engineering. I would like to thank my co‐supervisor Britta så är livet Lind for your  excellent teachings in ultrasound imaging as well as gender equality, and your meticulous corrections  (probably the only time I will use that word appreciatively). You also keep a much needed critical eye on  our research, as well as on the professor. Thank you for helping me and answering all of my questions,  even  throughout  that  first  year  when  you  did  not  know  you  were  my  supervisor  (Lars‐Åke  does  not  always  share  all  of  his  brilliant  research  ideas).  Your  thoughtfulness  and  support  have  meant  a  lot  to  me, especially during the last couple of months. I would like to thank Magnus Westgren for an inspiring  collaboration and additional supervision. Even though you haven’t been my supervisor on paper there  was never any doubt thereof, always giving me valuable insights and feedback. It has been a pleasure  discussing and writing papers with you. I hope I will have the good fortune to continue doing so in the  future.  I  would  like  to  thank  Kjerstin  Ferm‐Widlund  for  performing  the  ultrasound  investigations. 

Without your excellence in image acquisition our collaboration would not have been as fruitful (maybe 

this  should  have  been  stated  as  a  requirement  or  lack  thereof  a  limitation),  nor  would  my  computer 

screen light up with such beautiful and exotic animal photos. I would like to thank Jonas Johnson for 

trying to make sense of the dynamic adaptive displacement pump also referred to as the heart. Thank 

you for always making time in your busy schedule to present physiology from a mechanical perspective 

and custom‐making fetal applications, as well as being a friend over lunches and conference dinners. I 

would like to thank those who have read and commented on this work in addition to Lars‐Åke, Britta, 

Magnus,  Kjerstin  and  Jonas.  I  would  like  to  thank  Peta  Sjölander  and  Björn‐Erik  Erlandsson  for 

language  editing  and  proofreading.  I  would  like  to  thank  Erik  Elmstedt,  Tanya  Jukkala  and  Viktor 

Söderlind  for  additional  readings  ‐  your  comments  have  been  most  valuable.  I  would  like  to  thank 

Staffan Larsson for teaching me some valuable settings in Photoshop and for trying to make the best 

of my most blurred charts. I would like to thank Ebba Åkerman for the beautiful illustration of the fetal 

circulation (no need for Photoshop there).   

WORDS OF GRATITUDE 

I would like to thank all of my colleagues for making the third floor at ANA 10 a nice, supportive and  most days a fun place to work, three of them in particular. Mats Nilsson ‐ the co‐worker who took the  lead  in  this  year’s  dissertation  race.  You  have  been  several  much  needed  steps  ahead,  giving  good  advice and pushing the limits further than ever before. Thank you for making it possible for me to “att  göra en Mats”, i.e. a digital spikning. Frida Lindberg ‐ the co‐worker who became a friend who turned  out  to  be  a  relative!  You  turn  all  water  under  the  bridge  of  Flemingsberg  into  wine.  Thank  you  for  making even the worst of things laughable in a trice. I look forward to a lifelong friendship, lots of future  laughter and all the bottles of wine that we’ll be sharing as Doctors this summer! Mattias Mårtensson ‐  the  co‐worker  who  to  my  surprise  always  comes  up  with  yet  another  conversation  topic  beyond  my  imagination. The ”hollywood” and ”lyxfällan” lunches became dinners, and you become a dear friend. 

Thank you for giving me your perspective on things. I look forward to future dinner conversations. 

Furthermore,  I  wish  to  express  my  sincerest  gratitude  to  my  friends!  In  particular  the  ones  who  have  been there listening in on my struggles the last couple of months (in order of appearance, more or less)  Josefina witty and wise, Zara always make sense, Marianne the sabering sniper, Li I would choose you  anytime  over  that  twenty‐forth  lady,  Stina  observant  to  the  details  of  disorder,  Maria  oooooooh  stämning!, Emma fashioned with joy, Douglas absolutely fabulous, Ebba the universe most optimistic  little  helper,  Marie‐Louise  enigmatically  thoughtful,  Siri  yes  is  more,  Charlotta  meget  håpefuld,  Signhild  planning  the  unscheduled  working  model,  Anna  New  York’s  Eve,  Josef  the  KTH  mentor,  Noemi even makes unwashed hair stylish, Camilla that 70th, Fredrik time is pastry, Katriina no logo,  Anna  trendsetting  ***dancer,  Asha  lovely  resolute,  Therese  Sweetheart,  Kicki  miss  knock‐out,  Helena  skäggbiffen  Bettan,  En  genuinely  curious,  Alex  brilliantly  warm,  Ellen  nakedly  energetic,     Saga  bubbling  aware,  Tanya  peace  and  love,  Vilma  the  athlete,  Teresa  getting  the  hen  of  things,     Cissi the perfect match, Jill a thousand words. Thank you for being my friends! A special thanks to Zara  and Henke for hosting the dinner and celebrations at Cloud Nine, the best restaurant in town.  

Finally,  the  greatest  of  thanks  to  my  family!  My  parents  Anne  and  Erik,  and  my  brother  Petter  for  always  being  there  for  me,  for  their  company  and  encouragement  throughout  half  a  lifetime  of  enjoyable  dinners,  numerous  bottles  of  champagne,  festivities,  skiing,  shopping  sprees,  theaters,  amusing conversations and love, and my boyfriend Viktor, for literally keeping me on track wherever  we  go,  making  every  day  a  great  one,  filled  with  laughter  and  love  despite  arguments  and  the  basic  boring stuff, and for the anger management I’ve needed the last couple of months. Big smiley face. A  special thanks to Viktor’s family, for their warm welcoming and additional support.  

Nina Elmstedt 

Stockholm, April 2013 

TABLE OF CONTENTS  

ABSTRACT ... iii 

DISSERTATION ... v 

DIVISION OF WORK BETWEEN AUTHORS ... vii 

PREFACE AND ACKNOWLEDGEMENTS ... ix 

INTRODUCTION ... 1 

AIMS ... 1 

THE FETAL CARDIOVASCULAR SYSTEM ... 2 

CARDIOCASCULAR DEVELOPMENT ... 2 

FETAL CIRCULATION ... 2 

ECHOCARDIOGRAPHY ... 4 

COLOR‐CODED TISSUE VELOCITY IMAGING ... 5 

CARDIAC STATE DIAGRAM ... 5 

METHODOLOGY ... 7 

STUDY SUBJECTS ... 7 

IMAGE AQUISITION ... 7 

OFFLINE ANALYSIS AND DATA PRESENTATION ... 8 

RESULTS ... 11 

TEMPORAL FREQUENCY REQUIREMENTS ... 11 

REPRODUCIBILITY AND VARIABILITY ... 11 

GESTATIONAL AGE SPECIFIC REFERENCE VALUES ... 12 

DISCUSSION ... 17 

CONCLUSIONS ... 21 

ABBREVIATIONS ... 23 

OTHER SCIENTIFIC CONTRIBUTIONS ... ix 

REFERENCES ... 25 

1 

INTRODUCTION 

A substantial number of children either die or acquire permanent brain injury during delivery every year  as  a  cause  of  intrauterine  fetal  hypoxia  ‐  a  pathological  condition  in  which  the  fetus  is  deprived  of  adequate  oxygen  supply.  Additionally,  oxygen  deprivation  is  a  common  phenomenon  in  many  pathological  conditions  in  pregnancy

  and  affects  fetal  well‐being  in  a  wide  range  of  prenatal  complications.  The  fetal  circulation  is  a  very  flexible  circulatory  system  that  responds  to  a  variety  of  conditions  and  prenatal  challenges

.  Oxygen  deprivation  is  met  by  augmentation  of  coronary  blood  flow

 and induces a hemodynamic adaptation

 by redistributing the arterial circulation to maintain an  adequate  oxygen  supply  to  both  the  brain  and  the  heart

.  Myocardial  dysfunction  is  often  the  consequence  of  such  cardiovascular  adaptation  and  can  thus  be  an  early  sign  of  fetal  pathology

.  Consequently,  accurate  assessment  of  fetal  myocardial  function  could  be  of crucial  importance  when  evaluating fetuses at risk or suffering from intrauterine fetal hypoxia

.  

Quantitative  assessment  of  fetal  cardiac  function  has  traditionally  been  based  on  echocardiography  measurements of ventricular dimensions or blood flow derived indices of fetal hemodynamics

. At  their  best,  these  measurements  are  indirect  markers  of  myocardial  function

,  and  functional  abnormalities  are  often  not  detectable  until  late  in  the  disease  process  when  global  ventricular  dysfunction  is  obvious

.  Recent  developments  in  adult  echocardiography  have  enabled  the  quantification  of  regional  myocardial  function  using  color‐coded  tissue  velocity  imaging  (TVI).  This  technique  facilitates  quantitative  assessment  of  longitudinal  myocardial  motion  with  high  temporal  resolution,  which  is  essential  to  identify  the  myocardial  movements  of  short  duration,  an  issue  that  becomes even more important when taking into consideration the high fetal heart rate. Furthermore,  the  longitudinal  motion  is  mainly  determined  by  subendocardial  fibers

  that  usually  become  abnormal in the very early stages of cardiac dysfunction

 as they are more distal from the coronary  arteries, and the blood has to overcome tissue pressure passing through the myocardium. Thus, they  are more sensitive to milder degrees of hypoxia ‐ reflecting an early reduction in coronary flow. 

TVI should have the potential to detect early and subtle changes also in fetal myocardial performance,  hypothetically giving early indications of impaired fetal myocardial function and intrauterine hypoxia. 

This would be beneficial in clinical decision making when evaluating fetal well‐being in a wide range of  pregnancy associated conditions, to facilitate risk assessment and to monitor the benefit of therapeutic  interventions. 

AIMS 

The  general  aim  of  this  thesis  was  to  evaluate TVI  as  an  approach  to  developing  a  new,  non‐invasive  assessment method for fetal myocardial function, with the specific aims to:  

‐ establish sampling requirements for TVI measurements of longitudinal myocardial peak velocities and  time intervals during the fetal cardiac cycle. 

‐  assess  the  reproducibility  and  intra‐  and  inter‐observer  variability  for  offline  analysis  as  well  as  echocardiography investigations using TVI. 

‐ determine gestational age specific reference values for TVI measurements of longitudinal myocardial  peak velocities, time intervals and displacement during the cardiac cycle. 

‐  evaluate  fetal  myocardial  function  and  gestational  age  related  changes  of  systolic  and  diastolic 

performance, using the cardiac state diagram (CSD) to further study the mechanical timing of events. 

THE FETAL CARDIOVASCULAR SYSTEM 

CARDIOCASCULAR DEVELOPMENT 

In the human embryo, cardiovascular development occurs between 3 and 6 weeks after ovulation

, and  the  heart  tube  completes  its  process  of  septation,  valve  development,  and  conotruncal  division  at  10  weeks

. Due to the heart’s ability to generate pressure and move blood before the circulation is fully  formed,  the  earliest  heart  beats  start  within  4  weeks  of  gestation

.  In  this  early  circulation  interchamber wall thickenings function as valves

.  

The embryo enters the fetal stage at the beginning of the eleventh week of gestation. By this week all  organs are present and the fetus is typically 3 cm in crown to rump length and weighs about 8 grams. 

The position of the fetal heart within the chest is similar to that in later gestation

, still the orientation  of  the  heart  in  the  fetus  differs  from  that  in  postnatal  life.  The  long  axis  of  the  left  ventricle  is  more  horizontal in the fetus than in the neonate

. The myocardium continues to grow by cell division until  birth  and  a  continued  growth  thereafter  comes  with  cell  enlargement

.  This  means  that  all  adult  working myocardial cells are the same as those that were present during the prenatal period

.  

FETAL CIRCULATION 

The fetal heart differs both structurally and functionally from the postnatal  heart. In fetal circulation,  unlike postnatal circulation, the ventricles pump in parallel, i.e. the left and right ventricles both pump  blood  into  the  systematic  circulation.  The  dominant  right  ventricle  ejects  approximately  60%  of  the  combined ventricular output

, with less than 10% passing through the lungs

. The lungs, as well as the  kidneys  and  gastrointestinal  organs,  do  not  begin  to  function  fully  until  after  birth.  Instead  the  fetus  obtains  oxygen  and  nutrients  and  eliminates  carbon  dioxide  and  other  wastes  through  the  umbilical  cord  and  placental  circulation

.  The  heart  and  the  placenta  are  the  main  organs  determining  fetal  hemodynamics.  Essential  distributional  arrangements,  making  fetal  circulation  adaptive  and  flexible,  are enabled through three shunts connecting the two parallel circulations that unite these organs, i.e. 

foramen ovale, ductus venosus and ductus arteriosus. The fetal circulation is illustrated in Figure 1. 

The part of the oxygenated blood returning from the placenta through the umbilical vein that does not  perfuse the liver, is shunted through ductus venosus that connects to the inferior vena cava (IVC) at its  inlet  to  the  heart,  opens  the  foramen  ovale  and  enters  the  left  atrium.  Since  this  blood  is  well  oxygenated and loaded with higher kinetic energy than the blood it mingles with in IVC, it will be this  blood  that  predominantly  enter  the  left  atrium

.  Conversely,  the  deoxygenated  blood  from  IVC,  returning from the lower body regions, enters the right atrium. The atrium fills continuously during the  cardiac  cycle,  causing  a  gradual  increase  in  arterial  pressure  that  once  it  exceeds  ventricular  pressure  causes the atrioventricular (AV) valves to open and blood to enter the ventricles. Ventricular filling can  be  divided  into  the  sub  phases  of  rapid  filling,  slow  filling  (diastase)  and  atrial  contraction.  As  the  ventricles  become  filled  with  blood  the  intraventricular  pressure  rises  and  causes  the  AV‐valves  to  close.  The  transition  phase  between  ventricular  filling  and  ventricular  ejection,  during  which  the  AV‐

valves will close and the semilunar (SL) valves will be about to open, is referred to as the pre ejection 

phase.  During  the  end  of  this  phase  the  interventricular  pressure  increases  most  rapidly  and  exceeds 

the  pressure  in  the  aorta  and  the  pulmonary  artery,  causing  the  SL‐valves  to  open  and  blood  to  be 

ejected  into  the  systematic  circulation.  Subsequently  the  pressure  in  the  aorta  and  the  pulmonary 

artery  exceeds  the  intraventricular  pressure  and  the  SL‐valves  close.  The  transition  phase  between 

ventricular  ejection  and  ventricular  filling,  when  the  valves  are  closed  and  the  myocardium  starts  to 

relax, is referred to as the post ejection phase. The ventricular myocardium relaxes, the intraventricular 

pressure drops rapidly and a new cardiac cycle begins. Both the left and right ventricle eject blood into 

the  systematic  circulation  as  most  of  the  blood  pumped  into  the  pulmonary  trunk  from  the  right 

ventricle bypasses the nonfunctioning fetal lungs through the ductus arteriosus, a vessel that connects  the pulmonary trunk with the aorta. However, the distribution between the two ventricular outputs in  the fetal body differs. The upper body and coronary circulation is perfused by the left ventricle, whereas  the lower body and placenta are largely perfused by the right ventricle. 

From 18 weeks of gestation to term, fetal heart rate normally ranges between 130 and 160 beats per  minute (bpm). This is considerably higher than the average heart rate at rest in adults (about 70 bpm)  and  corresponds  to  a  cardiac  cycle  length  of  about  375‐460  ms.  The  interrelationship  between  the  different phases of the cardiac cycle also differ between prenatal and postnatal life. During ventricular  filling the diastase, also referred to as the slow filling phase, is almost completely absent, and the pre  and post ejection phases constitute 15‐20 % of the total cardiac cycle in the fetus, compared to 5% of  the total cardiac cycle in the adult

.  

Figure 1 The fetal circulation. Illustration by Ebba Åkerman. 

ECHOCARDIOGRAPHY  

Ultrasound  is  an  oscillating  sound  pressure  wave  with  a  frequency  above  20  kHz,  i.e.  sound  waves  to  high in frequency to be detected by the human ear. Diagnostic ultrasound is in the range of 1‐12 MHz. 

Sound  waves  are  longitudinal  mechanical  waves  of  compression  and  decompression  of  the  medium  through which they propagate, and ultrasound imaging is based on the fact that these waves are partly  reflected at the boundary between two media with different acoustic impedance. Acoustic impedance  is the product of the density and the speed of sound in the medium. Ultrasound cardiography – later  renamed  echocardiography  –  was  first  applied  in  Lund  in  1953  when  Inge  Edler  and  Helmuth  Hertz  made the first non‐invasive description of moving structures within the heart

. This one‐dimensional  imaging  of  motion  over  time  is  referred  to  as  M‐mode  and  was  also  the  onset  for  fetal  echo‐

cardiography when Allan et al. made the first assessment of moving fetal cardiac structures in 1982

.  In  echocardiography,  ultrasound  is  transmitted  and  received  through  conversion  from  electricity  to  mechanical  waves  and  vice  versa  using  different  transducers  also  referred  to  as  probes.  Different  anatomical  tissue  structures  will  reflect  signals  with  different  amplitude.  The  amplitude  of  the  reflection depends on the difference in acoustic impedance between the anatomical tissue structures,  the reflecting tissue surface (i.e. wall and fiber direction in the myocardium) and the angle of incidence. 

As the propagation speed of sound in tissue is fairly constant, ranging from 1450 to 1585 m/s

, a fixed  mean  value  in  the  range  of  1540  –  1560  m/s  is  used  by  most  manufacturers,  and  the  distance  to  the  origin of reflection can be determined by measuring the time elapsed from transmission to reception. 

Structures at different depths can be resolved accordingly, where the intensity of the reflected signal is  displayed  as  brightness  (B‐mode).  This  laid  the  foundation  for  M‐mode  imaging,  where  multiple  B‐

mode images are recorded, frame by frame, along a time axis to simulate continuous linear waves as  the  depth  to  the  reflected  objects  vary  over  time.  Later  on,  in  the  1980s,  real  time  two‐dimensional  echocardiography,  built  up  by  several  successive  B‐mode  lines,  was  introduced  into  clinical  practice. 

This  technique  enabled  cross‐sectional  images  of  cardiac  structures,  and  is  still  used  alone  or  superimposed with Doppler derived velocity data. Doppler imaging utilizes the fact that the frequency  of sound is shifted when reflected against a moving object (Doppler shift) and that the size of the shift  is directly related to the velocity of the moving object. The velocity is recorded in one dimension, in the  direction towards and away from the transducer, and color‐coded in red and blue, respectively. 

Quantitative assessment of fetal cardiac function has hitherto been based on cross‐sectional M‐mode  measurements  of  ventricular  dimensions  or  Doppler  derived  blood  flow  measurements.  However,  at  their best, these are indirect markers of myocardial function

, and functional abnormalities are often  not detectable until late in the disease process when global ventricular dysfunction is obvious

.  

For  assessment  of  left  ventricular  function  in  adults,  the  ejection  fraction  by  the  modified  Simpson’s 

rule  has  been  considered  the  gold  standard.  However,  to  delineate  the  endocardial  borders  could  be 

rather  cumbersome.  Instead,  based  on  the  hypothesis  that  the  heart  pumps  with  a  reciprocating 

motion,  the  importance  of  the  longitudinal  motion  of  the  AV‐plane  in  terms  of  heart  function  was 

initially  described  by  Lundbäck  in  1986

.  As  an  alternative  approach  the  AV‐plane  displacement  was 

correlated  to  global  left  ventricular  function

  and  its  measurement  has  become  well‐established  in 

adult  cardiology

.  The  first  measurements  were  made  using  M‐mode  imaging.  Since  then, 

developments  in  echocardiographic  imaging  have  enabled  the  quantification  of  regional  longitudinal 

myocardial motion using tissue Doppler, where the displacement of the AV‐plane can be evaluated by 

measuring basal myocardial velocities as the time integral of the velocity describes the distance of the 

movement relative to the transducer, and basal velocities reflect the myocardial long‐axis shortening 

from base to apex

.  

COLOR‐CODED TISSUE VELOCITY IMAGING  

Tissue Doppler imaging is a technique for direct analysis of myocardial movement, initially described by  Satomura et al. in 1956

, re‐introduced by  Isaaz et al. in 1989

, and reported feasible in the fetus by  Harada et al. in 1999

. This technique is based on the fact that the velocity of moving blood is higher  than the velocity of moving tissue. Consequently, there will be a lower Doppler shift in the myocardial  wall than in the circulating blood. Furthermore, the tissue signal will have stronger amplitude because  of more scatter returning from blood than from tissue

. Technically, low pass filtering or gain damping  could  be  applied  to  calculate  the  tissue  velocities,  filtered  out  when  calculating  the  velocity  of  the  blood.  Color‐coded  estimates  of  tissue  velocity  were  introduced  by  McDicken  et  al.  in  1992

,  and  multiple  line  acquisition  has  since  provided  this  technique  with  high  temporal  resolution  (>200  frames/s).  

Using color‐coded tissue velocity imaging (TVI),  the  myocardial  tissue  velocity  is  determined        by  estimating  the  phase  shift  using  auto‐

correlation

,  rather  than  determining  the  Doppler shift directly by frequency analysis. TVI  enables  complete  mapping  of  all  velocities  within  the  imaged  myocardium  using  high  temporal  resolution.  This  makes  it  possible  to  detect  the  rapid  cardiac  movements  of  short  duration  and  to  calculate  mean  tissue  velocity  in  any  pixel  of  the  acquired  image  sequence  ‐  allowing  comparison  of  several  segments  within  the  same  cardiac  cycle.  TVI  is  already  a  well‐established  method  for  analysis  of  longitudinal  myocardial  motion  and  deformation  in  adult  cardiology

,  providing  quantitative  assessment  of  both  global  and  regional function.  

An  example  displaying  the  longitudinal  myocardial  tissue  velocity  curve  extracted  from  the  basal  segment  of  fetal  inferoseptum  can  be  seen  in  Figure  2.  Amongst  the  marked  phases,  the  most  commonly used measurements include the peak velocities of ventricular ejection, rapid filling and atrial  contraction.  Cardiac  time  intervals  have  also  been  evaluated  as  a  measure  of  cardiac  performance,  where  the  Tei  index  (defined  as  the  sum  of  pre  and  post  ejection  divided  by  the  time  of  ventricular  ejection) has been described as a marker of fetal cardiac dysfunction

.  

CARDIAC STATE DIAGRAM 

The  longitudinal  myocardial  motion  of  the  AV‐plane  during  a  cardiac  cycle  can  be  expressed  as  coordinated events in a cardiac state diagram (CSD). The CSD is a novel visualization tool that provides  quantitative  analysis  of  the  timing  of  mechanical  events  in  the  cardiac  cycle,  displaying  the  different  time  intervals  coordinated  in  a  circular  diagram.  This  tool  present  comparative  data  of  systolic  and  diastolic  performance  to  provide  a  more  complete  overview  of  the  cardiac  function

  based  on  the  hypothesis that the heart’s pumping and auto regulating function works with a reciprocating motion,  according to a pump‐principle today recognized as the Dynamic Adaptive Piston Pump (DAPP)

.The  feasibility  and  potential  use  of  the  CSD  has  previously  been  demonstrated  in  a  study  of  non  ST‐

elevation myocardial infarction in adults

 and a study of experimental hypoxia in fetal sheep

.  

Figure  2  An  example  displaying  the  longitudinal  myocardial  tissue  velocity  profile  extracted  from  the  basal  segment  of  inferoseptum using TVI, marked with the most common phase   

METHODOLOGY 

STUDY SUBJECTS 

Characteristics of the studied fetal populations are presented in Table 1. Ethical approval was obtained  from the regional ethics committee in Stockholm, Sweden. All women gave their informed consent to  participate and had been referred to the centre of fetal medicine at the Karolinska University Hospital  Huddinge during 2008‐2012. 

Paper  I  and  Paper  II  evaluated  TVI  with  regard  to  temporal  frequency  and  observer  variability;  hence  there was no need to account for the indication of the ultrasound investigation in these studies. Most of  the  women  included  had  experienced  a  normal  pregnancy  at  the  time  of  investigation  while  others  were investigated because of different complications such as post‐term pregnancy, diabetes mellitus or  intrauterine  growth  restriction.  Paper  III  and  Paper  IV  evaluated  fetal  myocardial  function  and  gestational  age  specific  characteristics;  thus  all  women  enrolled  in  these  studies  were  healthy  and  experienced a normal singleton pregnancy. Gestational age was determined according to ultrasound in  the 16

 to 18

 week of gestation. 

IMAGE AQUISITION  

Tissue  Doppler  echocardiography  recordings  were  obtained  with GE Vivid‐i equipment (GE Vingmed, Norway), shown in  Figure  3,  using  a  3S‐RS  transducer.  All  recordings  were  performed  with  the  transducer  positioned  perpendicular  to  the  apex,  keeping  the  angle  of  insonation  as  small  as  possible,  to  provide  a  view  of  the  fetal  myocardium  equivalent to an apical four‐chamber view. The four‐chamber  view is considered the basic view and standard of care

 and  can  be  seen  in  Figure  4.  In  Paper  I  the  2D  and  TVI  sector  widths were minimized to obtain the highest possible frame  rate, in most cases displaying only inferoseptum. In Papers II  –  IV  TVI  recordings  were  acquired  with  frame  rate  >200  frames/s,  which  in  Paper  I  was  established  as  necessary  for  adequate  reconstruction  of  TVI  data  for  the  fetal  myocardium

.  The  TVI  recordings  were  stored  as  cineloops  of  five  to  10  consecutive  cardiac  cycles  for  offline  analysis  using EchoPAC (PC’08, GE Vingmed), GHLab (Gripping Heart  AB, Sweden) and MATLAB (R2007b, MathWorks, USA). 

Table 1 Characteristics of the studied fetal populations. 

Paper  Number of  subjects 

Sex 

female/male  GA  GA at delivery  MA  BW 

I  30  14/16  34 (23‐41)  39 (30‐42)  29 (19‐39)  3355 (2060‐4730) 

II  21  12/9  32 (27‐41)  39 (35‐42)  30 (22‐37)  3430 (2060‐4730) 

III  55  25/30  32 (18‐42)  40 (34‐42)  30 (18‐41)  3650 (2406‐4900) 

IV  125  62/63  30 (18‐42)  40 (34‐42)  30 (19‐46)  3525 (2538‐4815) 

GA, gestational age (weeks); MA, maternal age (years) and BW, birth weight (g) presented as median (range). 

Figure 3 Ultrasound scanner, Vivid‐i (Courtesy of GE  Healthcare).  

The  TVI  recordings  were  imported  to  EchoPAC,  which  is  software  that  allows  offline  analysis  of  ultrasound images obtained with GE ultrasound systems. Longitudinal myocardial tissue velocity was  extracted from a fixed region of interest (ROI), placed above the AV plane

 in the basal segment

 of  the myocardial wall during the end of systole. The ROI was set between 1‐3 mm, depending on image  characteristics  such  as  thickness  of  the  myocardial  wall  and  interference  from  valve  motion  or  fetal/maternal movement, and was maintained in the ventricular myocardium, not entering the atrium  during any phase of the cardiac cycle. 

The mean velocity within the ROI is extracted and displayed over time, as can be seen in a recording  from  Paper  IV  shown  in  Figure  4,  where  the  longitudinal  myocardial  velocity  was  extracted  from  inferoseptum as well as the anterolateral and right ventricular free wall. In Papers II and III the offline  analysis were made directly in EchoPAC. In Papers I and IV the velocity data, stored as text files, was  imported to additional software for analysis. MATLAB was used in Paper I to enable a gradual reduction  in frame rate. GHLab was used in Paper IV to enable identification of the different time intervals in the  absence of a concurrent ECG, as well as to generate CSD’s according to DAPP‐technology.  

Measured variables   Myocardial time intervals 

The cardiac cycle was divided into six main phases: atrial contraction, pre ejection, ventricular ejection,  post ejection, rapid filling and slow filling, as displayed in Figure 5 (a). The cardiac cycle is traditionally  divided into a phase of ventricular ejection (systole) and a phase of ventricular filling (diastole), where  systole  comprises  pre  ejection  and  ventricular  ejection,  and  diastole  comprises  post  ejection,  rapid  filling, atrial contraction and slow filling. In Papers I ‐ III the time intervals were identified based on the  zero axis crossing points of the velocity curve. This is usually carried out in combination with reference  points in  the ECG signal, and the occasional anatomical M‐mode image, in order to acquire a precise  electrophysiological  timing.  This  is  not  possible  when  screening  the  fetus,  which  precludes  accurate  timing  of  the  mechanical  events.  In  Paper  IV  time  intervals  were  measured  according  to  DAPP‐

technology, where the different phases, detected using GHLab, are defined based on the motion shifts  of  the  AV‐plane.  This  makes  identification  of  the  time  intervals  possible  without  a  concurrent  ECG  signal.  Using  GHLab,  the  velocity,  acceleration  and  displacement  curves  can  either  be  displayed  separately,  as  in  Figure  5,  or  overlap  to  enable  identification  of  the  different  phases  according  to  the  changes from static to dynamic work. 

Figure  4  A  TVI  recording  performed  with  the  transducer  positioned  to  provide  a  view  of  the  fetal  myocardium  equivalent  to  an  apical  four‐chamber  view.  Lower  left:  gray  scale. Upper  left:  superimposed  with  color‐coded  tissue  velocity  data. 

Right:  the  longitudinal  velocity  profile  extracted  from  ROI’s  in  the  basal  segment  of  inferoseptum  (yellow),  the  anterolateral  (red)  and  right ventricular free wall (turquoise).  

Myocardial velocities 

Longitudinal  myocardial  peak  velocities  during  atrial  contraction  (a’),  pre  ejection  (pre’

pre’

),  ventricular  ejection  (s’),  post  ejection  (post’

,  post’

)  and  rapid  filling  (e’)  were  measured.  The  velocity  during  pre  and  post  ejection  show  a  biphasic  motion  pattern,  but  single  phase  movements  occur as well (more common during pre ejection). In Paper IV, the velocity during the slow filling phase  was also measured.  

Atrioventricular displacement 

To estimate the AV‐piston displacement, i.e. the distance covered during ventricular ejection, the time  integral of the myocardial velocity curve was measured. In Paper II this was calculated from an average  of  two  or  three  of  the  heart  cycles  stored  in  the  cineloops  in  EchoPAC  and  in  Paper  IV  this  was  calculated  automatically  using  GHLab  post  processing  software.  According  to  DAPP‐technology  the  term  AV‐piston  was  used  in  Paper  IV,  and  henceforth,  instead  of  the  conventional  term  AV‐plane,  better describing the cardiac mechanics. 

Statistical analysis  

The results in Paper I were expressed as percentage with a 5% deviation. In Paper II the agreement of  measurements was tested and illustrated by using Bland‐Altman plots

 and reproducibility and intra‐ 

and  inter‐observer  variability  were  expressed  as  a  standard  error  of  the  mean.  The  data  acquired  in  Papers  III  and  IV  were  correlated  using  linear  regression  analysis  and  the  results  were  expressed  as  mean  values  with  a  95%  confidence  interval  or  as  median  values  within  a  range.  The  Pearson  correlation coefficient (r‐value) was used to examine their relationship. For the additional observations  non‐parametric hypothesis testing was applied. The main part of the statistical analysis was performed  using SPSS (PASW Statistics 18) and p‐values lower or equal to 0.05 were considered significant. 

Figure  5  An  example  displaying  the  different  time  intervals  during  a  cardiac  cycle  based  on  DAPP‐

technology.  The  velocity  (a),  acceleration  (b),  displacement  (c)  and  the  cardiac  state  diagrarm  (CSD) (d) extracted from basal inferoseptum during  the same cardiac cycle. The horizontal yellow line is  the zero axis. 

  P1  Atrial contraction 

P2  Pre ejection  P3  Ventricular ejection   P4  Post ejection  P5  Rapid filling   P6  Slow filling 

RESULTS  TEMPORAL FREQUENCY REQUIREMENTS  

Paper  I  established  optimal  sampling  requirements  for  TVI  measurements of the fetal myocardium, and determined that a  decrease  in  frame  rate  for  the  acquisition  of  data  was  accompanied  by  a  loss  of  both  temporal  and  velocity  information.  At  low  frame  rates,  all  systolic  and  diastolic  velocities  were  underestimated,  and  for  the  measured  time  intervals,  there  was  a  clear  tendency  to  underestimate  pre  and  post  ejection,  as  well  as  a  clear  tendency  to  overestimate  ventricular  ejection,  rapid  filling  and  atrial  contraction.  An  acceptable  ≤5%  deviation  corresponded  to  measurements  obtained  at  above  150–200  frames/s.  The  frame  rate  requirements  for  the  measured  peak  velocities  and  time  intervals during a cardiac cycle are presented in Table 2. 

REPRODUCIBILITY AND VARIABILITY 

Paper II assessed reproducibility and intra‐ and inter‐observer variability for offline analysis as well as  echocardiographic investigations using TVI. The coefficients of variation for the measured systolic and  diastolic peak velocities and time intervals during a cardiac cycle are stated in Table 3. The variation of  reproducibility and inter‐observer variability for the echocardiography investigation ranged from 1.5% 

to 9.8%. The duration of ventricular ejection and the peak velocity of rapid filling (e’) being the most  robust variables measured. The variation of intra‐ and inter‐observer variability for the offline analysis  ranged from 1.2% to 10.4%. Least robust were the events of shortest duration, including pre and post  ejection. However, the coefficient of variation did not exceed more than 10.  

  Table  2  Frame  rate  requirements  for  TVI  measurements of the fetal myocardium. 

  Variable  Frames/s 

  Time intervals   

  Atrial contraction  > 200 

  Pre ejection  > 200 

  Ventricular ejection  > 175 

  Post ejection  > 200 

  Rapid filling  > 200 

  Peak velocities   

  Atrial contraction  > 150 

  Pre ejection  > 200 

  Ventricular ejection  > 175 

  Post ejection  > 200 

  Rapid filling  > 175 

Table 3 Coefficients of variation for the systolic and diastolic peak velocities and time intervals.  

Variable  Reproducibility  E 

Inter‐observer  echocardiography E 

Intra‐observer  offline analysis E 

Inter‐observer  offline analysis E 

Time intervals         

Atrial contraction  3,0  2,9  2,4  9,6 

Pre ejection  7,8  5,5  2,3  10,4 

Ventricular ejection  2,0  2,3  1,3  3,0 

Post ejection  9,3  6,5  2,9  7,7 

Rapid filling  5,6  4,2  2,0  6,9 

Peak velocities         

Atrial contraction  2,0  3,1  1,8  3,6 

Pre ejection  6,6  3,0  3,4  4,4 

Ventricular ejection  4,2  1,6  1,2  5,0 

Post ejection  9,8  8,4  7,4  8,8 

Rapid filling  2,2  1,5  3,7  8,3 

E, standard error of the mean (%), i.e. the coefficient of variation. 

Measured variables and observed gestational age related changes 

Paper  III  and  Paper  IV  evaluated  fetal  myocardial  function  and  gestational  age  related  changes  of  systolic and diastolic performance using TVI. Heart rate (HR), e’/a’ ratio and AV‐piston displacement of  interventricular septum were measured in both studies and the results, shown in Table 4, corresponded  well  to  each  other.  HR  decreased,  while  the  e’/a’  ratio  and  AV‐piston  displacement  increased  with  gestational age. Additional results from Paper IV showed that the displacement was more prominent  for the right ventricular free wall, as was the maturational rate for the e’/a’ ratio.  

Paper  IV  described  normal  reference  values  for  gestational  age  specific  longitudinal  myocardial  TVI  measurements, including peak velocities, time intervals and displacement, obtained from inferoseptum  as  well  as  the  anterolateral  and  right  ventricular  free  wall.  The  results  demonstrated  that  the  measurements  were  feasible  and  sensitive  enough  to  yield  insight  into  maturational  changes  in  myocardial  function.  The  longitudinal  peak  velocities  of  inferoseptum  showed  a  linear  increase  with  gestational age, as did the peak velocities of the anterolateral and right ventricular free wall, except for  the  peak  velocity  of  post  ejection.  The  duration  of  systole  did  not  vary  significantly  with  gestational  age, while the duration of diastole showed a linear increase. During diastole, the duration of rapid filling  and  atrial  contraction  increased  while  the  duration  of  the  post  ejection  phase  decreased.  Multiple  regression analysis showed that a combination of HR and gestational age enhanced the correlations for  atial contraction and rapid filling. However, no significant relationship was observed between HR and  the post ejection phase or the systolic durations. The myocardial time intervals and velocities measured  during  a  cardiac  cycle,  as  well  as  the  Tei  index  and  the  e’/a’  ratio,  extracted  from  inferoseptum,  the  anterolateal  and  right  ventricular  free  wall,  are  presented  in  Table  5.  The  variables  that  significantly  changed  throughout  gestation  are  presented  as  mean  values,  where  the  nominator  represents  the  mean  value  at  18  weeks  of  gestation  and  the  denominator  represents  the  mean  value  at  term.  The  variables that did not show any significant change with gestational age are presented as median values  within a range. 

Table 4 Gestational age related changes of heart rate, e’/a’ ratio and AV‐piston displacement. 

Variable  18 weeks of gestation  38‐40 weeks of gestation 

r‐value  Mean (95 % CI) 

Paper III       

Heart rate (bpm)  146 (141 ‐ 152)  135 (128 ‐ 148)  0,502 

e’/a’ ratio (IS)  0,56 (0,50 ‐ 0,57)  0,82 (0,73 ‐ 0,92)  0,688 

AV disp (IS)  1,8 (1,3 ‐ 2,3)  2,8 (2,5 ‐ 3,1)  0,825 

Paper IV       

Heart rate (bpm)  147 (137 ‐ 154)  137 (133 ‐ 140)  0,401 

e’/a’ ratio (IS)  0,54 (0,47 ‐ 0,62)  0,84 (0,73 ‐ 0,95)  0,316  e’/a’ ratio (RV)  0,45 (0,39 ‐ 0,46)  0,79 (0,53 – 1,00)  0,438 

AV disp (IS)  1,5 (1,2 ‐ 1,7)  3,0 (2,6 ‐ 3,3)  0,615 

AV disp (RV)  2,1 (1,6 ‐ 2,5)  4,7 (3,9 ‐ 5,4)  0,534 

IS, interventricular septum; RV, right ventricular free wall; AV, AV‐piston displacement (mm); 

bpm, beats per minute; r‐value, correlation coefficient; p < 0,001. 

Paper  III  suggested  a  decrease  in  fetal  cardiac  muscle  contractility  with  gestational  age.  This  assumption  was  based  on  the  observed  longitudinal  shortening  seen  in  Figure  6,  and  the  uniform  development  of  left  ventricle  dimensions  throughout  gestation.  Left  ventricular  length  and  width  increased  with  20  mm and 10 mm, respectively, from 18 weeks of  gestation  to  term.  AV‐piston  displacement  increased  in  compliance  with  left  ventricular  length.  Nonetheless,  the  ratio  of  AV‐piston  displacement  and  left  ventricular  length  decreased as pregnancy advanced.  

Table  5  The  mean  values  from 18  weeks  of gestation  to  term  for  the  myocardial  time  intervals  and  velocities during  a  cardiac cycle, as well as the Tei index and e’/a’ ratio. 

Variable  Abbreviation  Infeoseptum  Anterolateral wall  Right ventricular fee wall 

Time intervals (ms)         

 Atrial contraction  P1  67 / 83 (r = 0,344)  61 / 84 (r = 0,317)  81 / 94 (r = 0,214) 

Pre ejection  P2  23 (11 ‐ 56)  24 (9 ‐ 54)  26 (0 ‐ 76) 

Ventricular ejection  P3  180 (95 ‐ 277)  184 (126 ‐ 245)  182 (95 ‐ 303) 

Post ejection  P4  63 / 41 (r = 0,441)  61 / 36 (r = 0,353)  49 (17 ‐  87) 

 Rapid filling  P5  71 / 109 (r = 0,403)  74 / 100 (r = 0,393)  72 / 98 (r = 0,416) 

Slow filling  P6  8 / 110 (r = 0,287 )  4 (0 ‐ 44)  3 (0 ‐ 36) 

Tei index    0,42 (0,13 ‐ 0,64)  0,41 (0,17 ‐ 0,85)  0,41 (0,14 ‐ 0,89) 

Peak velocities 

(cm/s)         

Atrial contraction  a’  ‐2,4 / ‐3,9 (r = 0,387)  ‐1,9 / ‐4,0 (r = 0,375)  ‐4,0 / ‐6,2 (r = 0,421)  Pre ejection (pos)  pre’_pos  0,4 / 1,1 (r = 0,427)  0,3 / 2,0 (r = 0,489)  0,7 / 3,0 (r = 0,553)   Pre ejection (neg)  pre’_neg  ‐0,1 (‐2,8 ‐ 1,5)  ‐0,1 (‐1,3 ‐ 0,3)  ‐0,1 (‐1,3 ‐ 3,7)  Ventricular ejection  s’  1,5 / 2,9 (r = 0,566)  1,1/ 2,8 (r = 0,512)  1,7 / 4,7 (r = 0,599)  Post ejection (neg)  post’_neg  ‐0,3 (‐1,8 ‐ 1,0)  ‐0,3 (‐4,2 ‐ o,9)  ‐0,4 (‐6,9 ‐ 0,8)  Post ejection (pos)  post’_pos  0,3 / 1,0 (r = 0,395)  0,3 (‐0,8 ‐ 2,8)  0,4 (‐5,0 ‐ 2,7)  Rapid filling  e’  ‐1,3 / ‐3,3 (r = 0,509)  ‐1,2 / ‐3,1 (r = 0,528)  ‐1,4 / ‐4,6 (r = 0,527) 

Slow filling  p6’  ‐0,5 / ‐1,3 (r = 0,373)  ‐0,7 (‐4,9 ‐ 2,8)  ‐1,9 (‐6,7 ‐ 3,5) 

e’/a’    0,54 / 0,84 (r = 0,316)  0,56 / 0,84 (r = 0,358)  0,45 / 0,79 (r = 0,438) 

The  variables  that  significantly  changed  throughout  gestation  are  presented  as  mean  values,  where  the  nominator  represents  the  mean  value  at  18  weeks  of  gestation  and  the  denominator  represents  the  mean  value  at  term.  The  variables that did not show any significant change with gestational age are presented as median values within a range. 

Figure  6  The  longitudinal  shortening  observed  in  Study  III. AV  disp,  AV‐piston  displacement;  LV,  left  ventricular.  A  linear  regression analysis with 95 % CI (r=0,778, p< 0,001.)  

In  Paper  IV  the  offline  analysis  was  made  using  GHLab  and  the  feasibility  of  the  CSD,  previously  demonstrated by Larsson et al.

 and Wågström et al.

, was confirmed ‐ introducing this technique as a  potential aid in the evaluation of fetal myocardial function. Figure 7 presents two CSD plots generated  from the velocity curve extracted from inferoseptum of (a) a fetus at 18 weeks of gestation and (b) a  fetus at term. The different time intervals during a cardiac cycle are expressed as coordinated events in  a circular diagram. Full circle represents one cardiac cycle.  

Additional observations and an example of application 

Using the CSD for diagnostic purposes should facilitate visual interpretation and the evaluation of the  relationship between the different mechanical events during a cardiac cycle. The following preliminary  results  provide  an  example  of  which,  where  Figure  8  (a)  displays  the  CSD  of  an  intrauterine  growth  restricted  (IUGR)  fetus  compared  to  (b)  the  CSD  of  a  healthy  fetus  at  36  weeks  of  gestation.  The  duration  of  post  ejection  was  significantly  longer  for  the  IUGR  fetus  (p=0.02).  No  differences  were  observed  for  the  systolic  durations,  and  accordingly  the  Tei  index  showed  less  significance  (p=0.03). 

IUGR was defined as an estimated fetal weight <‐23%. 

Figure 7 Example displaying two cardiac  state  diagrams  (CSD)  generated  from  the  velocity  curve  extracted  from  inferoseptum  of  (a)  a  fetus  at  18  weeks  of gestation and (b) a fetus at term.  

P1 atrial contraction   P2 pre ejection   P3 ventricular ejection   P4 post ejection   P5 rapid filling   P6 slow filling  

Figure 8 Example displaying the cardiac  state  diagram  (CSD)  generated  from  the  velocity  curve  extracted  from  inferoseptum  of  an  intrauterine growth  restricted  fetus  (IUGR)  (a)  compared  to  a  healthy  fetus  (b)  at  36  weeks  of  gestation.  

P1 atrial contraction   P2 pre ejection   P3 ventricular ejection   P4 post ejection   P5 rapid filling   P6 slow filling  

Figure  9  displays  the  longitudinal  shortening  observed  in  the  IUGR  fetus  in  comparison  with  controls  from Paper III.  There was no significant difference in left ventricular length. Even so, the decrease in  longitudinal  shortening  was  more  significant  (p=0.01)  than  the  decrease  in  AV‐piston  displacement  (p=0.03).  The  only  significant  difference  observed  amongst  the  myocardial  velocities  was  the  lower  peak velocity during atrial contraction (a’) for the IUGR fetus. However, this did not significantly alter  the e’/a’ ratio. 

Figure 9 The longitudinal shortening observed in IUGR  fetuses  relative  to  controls  from  Study  III, a  linear  regression  analysis  with  95  %  CI.  AV  disp,  AV‐piston  displacement; LV, left ventricular.