Cet article présente une démonstration et un résumé des protocoles de fabrication de fantômes de gélatine qui imitent les tissus mous, ainsi que la caractérisation viscoélastique correspondante à l’aide de l’indentation et de l’élastographie par résonance magnétique.
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Article de méthode
Caractérisation viscoélastique de fantômes de gélatine imitant les tissus mous à l’aide de l’indentation et de l’élastographie par résonance magnétique
Dans cet article
Résumé
Résumé
La caractérisation des propriétés biomécaniques des tissus biologiques mous est importante pour comprendre la mécanique tissulaire et explorer les mécanismes biomécaniques liés à la maladie, aux blessures et au développement. La méthode d’essai mécanique est le moyen le plus simple de caractérisation tissulaire et est considérée comme une vérification pour la mesure in vivo . Parmi les nombreuses techniques de test mécanique ex vivo , le test d’indentation fournit un moyen fiable, en particulier pour les échantillons petits, difficiles à fixer et viscoélastiques tels que le tissu cérébral. L’élastographie par résonance magnétique (EMR) est une méthode cliniquement utilisée pour mesurer les propriétés biomécaniques des tissus mous. Sur la base de la propagation des ondes de cisaillement dans les tissus mous enregistrée à l’aide de MRE, les propriétés viscoélastiques des tissus mous peuvent être estimées in vivo sur la base de l’équation d’onde. Ici, les propriétés viscoélastiques des fantômes de gélatine avec deux concentrations différentes ont été mesurées par EMR et indentation. Les protocoles de fabrication fantôme, de test et d’estimation du module ont été présentés.
Introduction
La plupart des tissus biologiques mous semblent avoir des propriétés viscoélastiques qui sont importantes pour comprendre leur lésion et leur développement 1,2. En outre, les propriétés viscoélastiques sont des biomarqueurs importants dans le diagnostic d’une variété de maladies telles que la fibrose et le cancer 3,4,5,6. Par conséquent, la caractérisation des propriétés viscoélastiques des tissus mous est cruciale. Parmi les nombreuses techniques de caractérisation utilisées, le test mécanique ex vivo d’échantillons de tissus et l’élastographie in vivo par imagerie biomédicale sont les deux méthodes les plus utilisées.
Bien que diverses techniques d’essais mécaniques aient été utilisées pour la caractérisation des tissus mous, il n’est pas facile de satisfaire aux exigences relatives à la taille de l’échantillon et aux conditions d’essai. Par exemple, les essais de cisaillement doivent avoir des échantillons fixés fermement entre les plaques de cisaillement7. Les essais biaxiaux conviennent mieux aux tissus membranaires et ont des exigences de serrage spécifiques 8,9. Un test de compression est couramment utilisé pour les tests tissulaires, mais ne peut pas caractériser des positions spécifiques dans un échantillon10. Le test d’indentation n’a pas d’exigences supplémentaires pour fixer l’échantillon de tissu et peut être utilisé pour mesurer de nombreux échantillons de tissus biologiques tels que le cerveau et le foie. De plus, avec une petite tête de pénétrateur, les propriétés régionales au sein d’un échantillon pourraient être testées. Par conséquent, des tests d’indentation ont été adoptés pour tester une variété de tissus mous 1,3,11.
La caractérisation des propriétés biomécaniques des tissus mous in vivo est importante pour les études translationnelles et les applications cliniques de la biomécanique. Les modalités d’imagerie biomédicale telles que l’imagerie par ultrasons (US) et l’imagerie par résonance magnétique (RM) sont les techniques les plus utilisées. Bien que l’imagerie américaine soit relativement bon marché et facile à réaliser, elle souffre d’un faible contraste et est difficile à mesurer des organes tels que le cerveau. Capable d’imager des structures profondes, l’élastographie par résonance magnétique (EMR) a pu mesurer une variété de tissus mous 6,12, en particulier le cerveau13,14. Avec des vibrations externes appliquées, MRE pourrait mesurer les propriétés viscoélastiques des tissus mous à une fréquence spécifique.
Des études ont montré qu’à 50-60 Hz, le module de cisaillement du cerveau normal est ~1,5-2,5kPa 5,6,13,14,15 et ~2-2,5 kPa pour le foie normal 16. Par conséquent, les fantômes de gélatine qui ont des propriétés biomécaniques similaires ont été largement utilisés pour imiter les tissus mous à des fins de test et de validation17,18,19. Dans ce protocole, des fantômes de gélatine avec deux concentrations différentes ont été préparés et testés. Les propriétés viscoélastiques des fantômes de gélatine ont été caractérisées à l’aide d’un dispositif électromagnétique EMRsur mesure 14 et d’un dispositif d’indentation 1,3. Les protocoles de test pourraient être utilisés pour tester de nombreux tissus mous tels que le cerveau ou le foie.
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Protocole
1. Préparation fantôme de gélatine
- Peser la gélatine, le glycérol et l’eau conformément au tableau 1. Mélanger la poudre de gélatine avec de l’eau pour obtenir la solution de gélatine.
NOTA: Les concentrations des composants individuels pour la préparation des deux fantômes sont indiquées dans le tableau 1. Plus la concentration de gélatine est élevée, plus le fantôme est rigide. - Chauffer la solution de gélatine à 60 °C au bain-marie. Ajouter du glycérol à la solution de gélatine tout en maintenant la température.
NOTE: Le glycérol stabilise les mélanges de gélatine en augmentant leur température de fusion et leur module de cisaillement17. - Remuer la solution et la chauffer à nouveau à 60 °C. Verser la solution mélangée dans un récipient qui sera utilisé pour les essais d’EMR et d’indentation. Refroidir la solution à température ambiante et attendre que la solution soit solidifiée.
2. Test EMR
- Placez la plaque vibrante sur le dessus du fantôme de gélatine. Assurez-vous que le contact entre le fantôme et la plaque vibrante est ferme (Figure 1A).
NOTE: La plaque de vibration est en polyamide avec une dimension de 50 x 50 x 5 mm3. - Placez le fantôme de gélatine dans la bobine de tête. Placez des éponges et des sacs de sable autour du fantôme de gélatine pour vous assurer que le fantôme est bien placé. Utilisez un actionneur électromagnétique sur mesure avec une barre de transmission14,18. Montez un actionneur électromagnétique sur la bobine de tête. Connectez la barre de transmission à la plaque vibrante (Figure 1B).
- Connectez les lignes électriques de l’actionneur à l’amplificateur. Connectez les lignes de commande au contrôleur (Figure 1C).
- Paramètres de l’actionneur et de l’IRM
- Réglez la forme d’onde, la fréquence de vibration et l’amplitude dans le générateur de fonctions. Réglez l’amplitude de vibration souhaitée en ajustant l’amplificateur de puissance.
REMARQUE: Ici, la forme d’onde est définie sur sinusoïdale dans le générateur de fonctions; la fréquence de vibration est réglée sur 40 Hz ou 50 Hz, et l’amplitude est réglée sur 1,5 Vpp. Dans l’amplificateur de puissance, le rapport d’amplification est réglé sur 40%. - Réglez le générateur de fonctions pour qu’il fonctionne en mode déclenchement. Connectez la ligne de déclenchement au port de déclenchement externe de l’appareil IRM.
- Réglez la fréquence de balayage EMR (actionneur) sur la même que celle du générateur de fonctions, de sorte que le gradient de codage de mouvement soit synchronisé avec le mouvement de la plaque vibrante.
- Réglez la forme d’onde, la fréquence de vibration et l’amplitude dans le générateur de fonctions. Réglez l’amplitude de vibration souhaitée en ajustant l’amplificateur de puissance.
- Mesure et analyse des données
- Suivez les procédures de positionnement d’imagerie de routine. Utilisez une séquence EMR basée sur l’écho de gradient (GRE) 2D pour l’imagerie du fantôme de gélatine20. Réglez les paramètres d’imagerie GRE-MRE comme suit : angle de retournement = 30° ; TR/TE = 50/31 ms; Champ de vision = 300 mm; Épaisseur de tranche = 5 mm; Taille du voxel = 2,34 x 2,34 mm2.
- Mesurez les images de phase à quatre points temporels dans un cycle sinusoïdal. Appliquez des dégradés d’encodage de mouvement positifs et négatifs à chaque point temporel.
- Sur la base de l’image de phase acquise, supprimez la phase d’arrière-plan en soustrayant les images de phase codées positives et négatives. Décompressez la phase avec un algorithme de tri basé sur la fiabilité21.
- Extrayez la composante principale du mouvement en appliquant la transformée de Fourier rapide aux images de phase non encapsulées. Filtrez l’image de phase avec un filtre passe-bande numérique. Estimer le module de cisaillement avec un algorithme d’inversion directe (DI) 2D pour obtenir le module de stockage G' et le module de perte G''13,14.
REMARQUE : La fréquence de coupure du filtre passe-bande est de [0,04 0,08]. La taille de la fenêtre d’ajustement de l’algorithme DI est de 11 x 11.
3. Essai d’indentation
- Utilisez un poinçon circulaire ou une lame chirurgicale pour couper le fantôme de gélatine en un échantillon cylindrique ou cuboïde, respectivement. Assurez-vous que l’épaisseur de l’échantillon est comprise entre 3 et 10 mm et que le diamètre de l’échantillon cylindrique ou le côté long du cuboïde est supérieur à 4 mm. Utilisez une lame tranchante pour couper la surface de l’échantillon afin de le rendre aussi lisse que possible pour l’indentation.
- Activez la puissance du testeur d’indentation. Effectuez les opérations suivantes à l’aide du programme de contrôle des pénétrateurs conçu pour automatiser la procédure de contact du pénétrateur (programme personnalisé ; voir Tableau des matériaux).
- Cliquez sur le bouton Back off (Retour désactivé) dans l’interface graphique pour initialiser le processus d’étalonnage (Figure 2B). Lisez la valeur du capteur laser et tapez la valeur dans la zone Ligne de base .
REMARQUE: Pendant le processus d’étalonnage, la distance entre le capteur laser et la plaque de déflecteur est ajustée à une valeur prédéfinie spécifique. - Placez une lame de verre sur la plaque de déflecteur et notez la valeur indiquée par le capteur laser. Ensuite, placez l’échantillon sur la lame de verre et placez-les ensemble sur la plaque de déflecteur. Lisez la valeur du capteur laser et tapez cette valeur dans la zone Exemple + Diapositive .
REMARQUE: Le capteur laser est utilisé pour enregistrer le déplacement de l’indentation, mais il est également utilisé pour mesurer l’épaisseur de l’échantillon avant le test. - Prenons la différence entre les deux valeurs obtenues à l’étape 3.2.2 comme l’épaisseur de l’échantillon à la région d’intérêt (ROI).
- Placez soigneusement l’échantillon avec la lame de verre sous-jacente juste en dessous du pénétrateur, puis cliquez sur le bouton Contact pour lancer un contact automatique entre le pénétrateur et la surface de l’échantillon.
REMARQUE : Si le contact automatique n’est pas satisfaisant, c’est-à-dire que le pénétrateur appuie profondément dans l’échantillon ou n’a pas de contact, ajustez la position du pénétrateur en tapant une valeur comprise entre 0,05 et 0,1 mm dans la case Décalage et répétez les étapes 1.2.1 à 1.2.4. - En fonction de l’épaisseur de l’échantillon mesurée (étape 3.2.3), estimer le déplacement par indentation (c.-à-d. la profondeur totale de l’indentation) en multipliant l’épaisseur par la déformation d’essai en retrait (ici, elle est réglée sur ≤8 % pour maintenir l’indentation dans l’hypothèse de petite déformation).
- Tapez les valeurs de déplacement (étape 3.2.5) dans la zone Déplacement (mm). Réglez le temps de relaxation sur 180 s dans la zone Temps d’arrêt. Cliquez sur le bouton Indentation. Le déplacement et la force réactive pendant la procédure de maintien de rampe seront automatiquement enregistrés et enregistrés dans un fichier au chemin de fichier spécifié.
Remarque : Le chemin d’accès au fichier peut être prédéfini comme le chemin d’enregistrement des données de test.
- Cliquez sur le bouton Back off (Retour désactivé) dans l’interface graphique pour initialiser le processus d’étalonnage (Figure 2B). Lisez la valeur du capteur laser et tapez la valeur dans la zone Ligne de base .
- Exportez les données d’indentation vers une feuille de calcul. Utiliser une série
de Prony à deux termes pour ajuster la courbe de relaxation de force 1,3,11:
- Estimer le module de cisaillement instantané (G 0) et le module de cisaillement à long terme (G∞) en fonction des paramètres ajustés :
NOTE: Dans les équations ci-dessus, C 0, C i et τi sont des paramètres de modèle de la série de Prony, F est la force d’indentation, R est le rayon du pénétrateur, X est le facteur de compensation pour l’hypothèse infinie du demi-espace, V est la vitesse d’indentation, t est la variable temporelle et t R est le temps de rampe.
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Résultats
Conformément au protocole EMR, une propagation claire des ondes de cisaillement dans les fantômes de gélatine à 40 et 50 Hz a été observée (Figure 3). Les propriétés viscoélastiques mesurées à partir des EMR et des essais d’indentation sont illustrées à la figure 4. Les valeurs estimées de G' et G » à chaque essai pour chaque fantôme sont résumées dans le tableau 2. Conformément au protocole d’indentation, les propriétés viscoélastiques de chaqu...
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Discussion
Les fantômes de gélatine sont couramment utilisés comme matériaux imitant les tissus pour tester et valider des algorithmes et des dispositifs 17,19,22,23,24,25,26,27. L’une des études pionnières utilisant le fantôme de gélatine pour comparer les MRE et les...
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Déclarations de divulgation
Les auteurs ne déclarent aucun conflit d’intérêts.
Remerciements
Le soutien financier de la Fondation nationale des sciences naturelles de Chine (subvention 31870941), de la Fondation des sciences naturelles de Shanghai (subvention 22ZR1429600) et de la Commission des sciences et de la technologie de la municipalité de Shanghai (subvention 19441907700) est reconnu.
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Matériaux
| Nom | Entreprise | Numéro de catalogue | Commentaires |
|---|---|---|---|
| Tête 24 canaux & Bobine cervicale | United Imaging Healthcare | 100120 | Équipement |
| Scanner MR 3T | United Imaging Healthcare | uMR 790 | |
| Équipement Carte d’acquisition | Advantech Co | PCI-1706U | Équipement |
| Ordinateur-Windows | HP | 790-07 | |
| Équipement Actionneur électromagnétique | Shanghai Jiao Tong University | Équipement | |
| Générateur de fonctions | RIGOL | DG1022Z | Équipement |
| Gélatine | CARTE D’OR | Réactif | |
| Glycérol | Vance Bioenergy Sdn.Bhd | Programme | |
| de contrôle de l’indenter | Logiciel conçu | sur mesure ; accessible via : https://github.com/aaronfeng369/FengLab_indentation_code. | |
| Capteur laser | Panasonic | HG-C1050 | Équipement |
| Capteur de charge | Transducteur Technique | GSO-10 | Équipement |
| MATLAB | Mathworks | Software | |
| Amplificateur de puissance | Yamaha | A-S201 | Équipement |
| Bobine mobile Moteur électrique | SMAC Corporation | DB2583 | Équipement |
Références
- Qiu, S., et al. Viscoelastic characterization of injured brain tissue after controlled cortical impact (CCI) using a mouse model. Journal of Neuroscience Methods. 330, 108463(2020).
- Garcia, K. E., et al. Dynamic patterns of cortical expansion during folding of the preterm human brain. Proceedings of the National Academy of Sciences of the United States of America. 115 (12), 3156-3161 (2018).
- Qiu, S., et al. Characterizing viscoelastic properties of breast cancer tissue in a mouse model using indentation. Journal of Biomechanics. 69, 81-89 (2018).
- Yin, Z., et al. A new method for quantification and 3D visualization of brain tumor adhesion using slip interface imaging in patients with meningiomas. European Radiology. 31 (8), 5554-5564 (2021).
- Streitberger, K. -J., et al. How tissue fluidity influences brain tumor progression. Proceedings of the National Academy of Sciences of the United States of America. 117 (1), 128(2020).
- Bunevicius, A., Schregel, K., Sinkus, R., Golby, A., Patz, S. REVIEW: MR elastography of brain tumors. NeuroImage: Clinical. 25, 102109(2020).
- Namani, R., et al. Elastic characterization of transversely isotropic soft materials by dynamic shear and asymmetric indentation. Journal of Biomechanical Engineering. 134 (6), 061004(2012).
- Potter, S., et al. A novel small-specimen planar biaxial testing system with full in-plane deformation control. Journal of Biomechanical Engineering. 140 (5), 0510011(2018).
- Zhang, W., Feng, Y., Lee, C. -H., Billiar, K. L., Sacks, M. S. A generalized method for the analysis of planar biaxial mechanical data using tethered testing configurations. Journal of Biomechanical Engineering. 137 (6), 064501(2015).
- Delaine-Smith, R. M., Burney, S., Balkwill, F. R., Knight, M. M. Experimental validation of a flat punch indentation methodology calibrated against unconfined compression tests for determination of soft tissue biomechanics. Journal of the Mechanical Behavior of Biomedical Materials. 60, 401-415 (2016).
- Chen, Y., et al. Comparative analysis of indentation and magnetic resonance elastography for measuring viscoelastic properties. Acta Mechanica Sinica. 37 (3), 527-536 (2021).
- Garteiser, P., Doblas, S., Van Beers, B. E. Magnetic resonance elastography of liver and spleen: Methods and applications. NMR in Biomedicine. 31 (10), 3891(2018).
- Arani, A., Manduca, A., Ehman, R. L., Huston Iii, J. Harnessing brain waves: a review of brain magnetic resonance elastography for clinicians and scientists entering the field. British Journal of Radiolology. 94 (1119), 20200265(2021).
- Qiu, S., et al. An electromagnetic actuator for brain magnetic resonance elastography with high frequency accuracy. NMR in Biomedicine. 34 (12), 4592(2021).
- Hiscox, L. V., et al. Standard-space atlas of the viscoelastic properties of the human brain. Human Brain Mapping. 41 (18), 5282-5300 (2020).
- Seyedpour, S. M., et al. Application of magnetic resonance imaging in liver biomechanics: A systematic review. Frontiers in Physiology. 12, 733393(2021).
- Okamoto, R. J., Clayton, E. H., Bayly, P. V. Viscoelastic properties of soft gels: comparison of magnetic resonance elastography and dynamic shear testing in the shear wave regime. Physics in Medicine and Biology. 56 (19), 6379-6400 (2011).
- Feng, Y., et al. A multi-purpose electromagnetic actuator for magnetic resonance elastography. Magnetic Resonance Imaging. 51, 29-34 (2018).
- Zeng, W., et al. Nonlinear inversion MR elastography with low-frequency actuation. IEEE Transactions on Medical Imaging. 39 (5), 1775-1784 (2020).
- Wang, R., et al. Fast magnetic resonance elastography with multiphase radial encoding and harmonic motion sparsity based reconstruction. Physics in Medicine and Biology. 67 (2), (2022).
- Herraez, M. A., Burton, D. R., Lalor, M. J., Gdeisat, M. A. Fast two-dimensional phase-unwrapping algorithm based on sorting by reliability following a noncontinuous path. Applied Optics. 41 (35), 7437-7444 (2002).
- Gordon-Wylie, S. W., et al. MR elastography at 1 of gelatin phantoms using 3D or 4D acquisition. Journal of Magnetic Resonance. 296, 112-120 (2018).
- McGarry, M., et al. Uniqueness of poroelastic and viscoelastic nonlinear inversion MR elastography at low frequencies. Physics in Medicine and Biology. 64 (7), 075006(2019).
- Zampini, M. A., Guidetti, M., Royston, T. J., Klatt, D. Measuring viscoelastic parameters in Magnetic Resonance Elastography: a comparison at high and low magnetic field intensity. Journal of the Mechanical Behavior of Biomedical Materials. 120, 104587(2021).
- Ozkaya, E., et al. Brain-mimicking phantom for biomechanical validation of motion sensitive MR imaging techniques. Journal of the Mechanical Behavior of Biomedical Materials. 122, 104680(2021).
- Guidetti, M., et al. Axially- and torsionally-polarized radially converging shear wave MRE in an anisotropic phantom made via Embedded Direct Ink Writing. Journal of the Mechanical Behavior of Biomedical Materials. 119, 104483(2021).
- Badachhape, A. A., et al. The relationship of three-dimensional human skull motion to brain tissue deformation in magnetic resonance elastography studies. Journal of Biomechanical Engineering. 139 (5), 0510021(2017).
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Réimpressions et autorisations
