Waiting
Login processing...

Trial ends in Request Full Access Tell Your Colleague About Jove
JoVE Journal Bioengineering
Click here for the English version

Bioengineering

Fremstilling og karakterisering af optiske væv Phantoms indeholdende Macrostructure

Published: February 12, 2018 doi: 10.3791/57031
Automatic Translation
1, 1, 1, 2, 1, 1
1Department of Biomedical Engineering, Texas A&M University, 2Deparment of Molecular Pathogenesis and Immunology, Texas A&M College of Medicine

Summary

Optisk væv phantoms er uundværlige redskaber til kalibrering og karakterisering af optiske billeddannelse systemer og validering af teoretiske modeller. I denne artikel beskrives en metode til phantom fabrikation, der omfatter replikering af væv optiske egenskaber og tre-dimensionelle væv struktur.

Abstract

Den hurtige udvikling af nye optiske billeddannelse teknikker er afhængig af tilgængeligheden af billige, kan tilpasses og let at reproducere standarder. Ved at gentage den billeddiagnostiske miljø, kan dyre dyreforsøg til at validere en teknik omgås. Forudsige og optimere ydeevnen af in vivo og ex vivo billeddannelse teknikker kræver test på prøver, der er optisk ligner væv af interesse. Væv-efterligne optisk phantoms giver en standard for evaluering, karakterisering, eller kalibrering af et optisk system. Homogen polymer optisk væv phantoms er almindeligt anvendt til at efterligne de optiske egenskaber af en bestemt vævstype inden for et snævert spektrale interval. Lagdelte væv, såsom epidermis og dermis, kan efterlignes af simpelthen stabling disse homogen slab spøgelser. Men mange i vivo billeddannelse teknikker anvendes mere rumligt komplekse væv hvor tre-dimensionelle strukturer, såsom blodkar, airways eller væv defekter, kan påvirke ydeevnen af imaging systemet.

Denne protokol beskriver fabrikation af en væv-efterligne phantom, der inkorporerer tredimensionale strukturel kompleksitet ved hjælp af materiale med optiske egenskaber af væv. Look-up tabeller indeholder tusch og titandioxid opskrifter til optisk absorption og spredning mål. Metoder til at karakterisere og tune de materielle optiske egenskaber er beskrevet. Phantom fabrikation detaljeret i denne artikel har en indre forgrening mock luftvejene tomrum; men teknikken kan anvendes bredt til andre væv eller organ strukturer.

Introduction

Væv phantoms anvendes bredt til system karakterisering og kalibrering af optiske billeddannelse og spektroskopi instrumenter, herunder multimodalitet systemer inkorporere ultralyd eller nukleare modaliteter1,2,3 ,4. Fantomer giver en kontrolleret optisk miljø for system karakterisering og kontrol med kvaliteten af flere biologiske Billeddannende teknikker. Væv-efterligne phantoms er nyttige værktøjer i forudsige systemets ydeevne og optimering systemdesign for fysiologiske opgaven ved hånden; for eksempel, marginer for at forudsige den dybdeborende dybde af spektroskopiske sonder til vurdering af tumor5. Optiske egenskaber og strukturelle design af phantoms kan indstilles til at efterligne det specifikke fysiologiske miljø, hvor instrumentet skal bruges, derfor giver mulighed for både feasibility-undersøgelser og verifikation af system ydeevne3, 6,7. Verifikation af imaging systemydeevne med realistiske optisk phantoms før indtastning af prækliniske eller kliniske forsøg reducerer risikoen for fejl eller erhvervelse af ubrugelig data under i vivo studier. Reproducerbarhed og stabilitet af optiske phantoms gør dem tilpasselig Kalibreringsstandarder til optiske teknikker til at overvåge samhandelen og Inter-Diesel instrument variabilitet, især i multicenter kliniske forsøg med forskellige instrumenter, operatører, og miljøforhold8,9.

Væv-efterligne phantoms også tjene som afstemmelige og reproducerbare fysiske modeller til validering af teoretiske optisk modeller. Simuleringer støtte i design og optimering af i vivo optiske instrumenter, mens at reducere behovet for dyre eksperimenter10,11. Udvikling og validering af optiske simuleringer til præcist repræsenterer i vivo -miljø kan være belastet af kompleksiteten af væv struktur, den biokemiske indhold og placering af mål eller væv i kroppen. Variation mellem fag gør validering af teoretiske modeller udfordrende ved hjælp af dyrs eller menneskers målinger. Polymer optisk væv phantoms mulighed for validering af teoretiske modeller ved at levere en kendt og reproducerbar optisk miljø til at studere photon migration12,13,14,15.

Med henblik på systemet kalibrering, kan fast optisk phantoms bestå af en enkelt homogen plade af hærdet polymer med optisk spredning, absorption eller fluorescens tunet til bølgelængder af interesse. Lagdelte polymer phantoms bruges ofte til at efterligne den dybde varians væv optiske egenskaber i epitelvæv modeller16,17. Disse fantom strukturer er tilstrækkelig for epitelial billedbehandling og modellering, fordi strukturen væv er forholdsvis homogen gennem hvert lag. Dog påvirker større skala og mere komplekse strukturer radiative transport i andre organer. Metoder til at skabe mere komplekse spøgelser er blevet udviklet for at simulere den optiske miljø af subkutane blodkar18,19 , og endda hele organer såsom blære20. Modellering lys transport i lungerne giver et enestående problem på grund af de forgrening struktur af grænsefladen luft-væv; en solid phantom ville ikke sandsynligt replikerer radiative transport i orglet præcist21. For at beskrive en metode for at indarbejde komplekse struktur i en optisk phantom, beskriver vi en metode til at oprette en intern, reproducerbare fraktal træ void, som repræsenterer det tredimensionale (3D) makroskopisk struktur af luftvejene (figur 1).

I de sidste par årtier, 3D-printning er blevet en fremherskende metode til rapid prototyping af medicinsk udstyr og modeller22og optisk væv phantoms er ingen undtagelse. 3D-printning er blevet brugt som et tilsætningsstof fremstillingsindustrien værktøj for at fabrikere optisk phantoms med kanaler23, blodkar net24og hele kroppen lille dyremodeller25. Disse metoder bruger en eller to trykning materiale med enestående optiske egenskaber. Metoder er også blevet udviklet til at tune de optiske egenskaber af den trykning materiale til at efterligne generelle, grumset biologiske væv25,26. Dog vifte af opnåelige optiske egenskaber er begrænset af den trykning materiale, normalt en polymer som acrylonitril butadien styren (ABS)26, så denne metode ikke er egnet til alle biologiske væv. Polydimethylsiloxan (PDMS) er en optisk klare polymer, der let kan mikses med spredning og absorbere partikler med en højere grad af tunability27,28. PDMS er også blevet brugt til at forme phantoms med aneurisme modeller for implementering af embolisk enheder29,30. Disse spøgelser også udnytte en opløselige 3D trykte del, men forbliver optisk klar til at visualisere enhedens installation. Her, kombinerer vi denne metode med tunability af de optiske egenskaber af PDMS med spredning og absorbere partikler til at fabrikere en foreløbig model af væv og luftvejene i murine lungen.

Mens phantom præsenteres her er specifikke for lungerne, kan processen anvendes til en lang række andre organer. 3D-printning af den interne struktur af fantomet tillader design til at tilpasses til ethvert formål og printbare skala, hvad enten det være en blod, lymfeknuder fartøj netværk, knoglemarv eller endda fire chambered strukturen i hjertet31. Fordi vi er interesseret i optisk billedbehandling og modellering af lunge32,33,34, har vi valgt for at bruge en fire-generation fraktal træ som den indre struktur til at replikere inden for polymer fantom. Denne struktur var designet til at tilnærme den forgrening struktur af luftvejene og har miniferie støttemateriale til 3D udskrivning. En mere anatomisk korrekt luftveje kunne udskrives, hvis miniferie støttemateriale ikke er nødvendigt. Selv om netop denne model repræsenterer en luftveje, behøver den interne struktur af fantomet ikke at forblive et materiale tomrum. Når den omkringliggende polymer er helbredt og den 3D trykte del er opløst, kan den interne struktur bruges som en flow vej eller som en sekundær form for et materiale med sin egen unikke absorption og spredning karakteristika. For eksempel, hvis den interne struktur fra denne protokol blev udformet som en digital knogle snarere end en luftveje, kunne knoglestruktur være 3D udskrives, støbt med PDMS med optiske egenskaber af fingeren, og derefter opløst af phantom. Void kunne så være fyldt med en PDMS blanding med forskellige optiske egenskaber. Derudover er hver skimmel ikke begrænset til en enkelt opløselige del. En fantom i fingeren kunne oprettes til at omfatte knogler, vener, arterier og en generel blødt væv lag, hver med sin egen unikke optiske egenskaber.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

1. udvælgelse og kontrol af Matrix materialeegenskaber

  1. Før du starter find phantom opdigte oparbejde (figur 1), absorption og reduceret spredning koefficienter for det biologiske væv af interesse på imaging wavelength(s). Foreløbige skøn kan findes i henvisningerne35,36. Validering af de optiske koefficienter kan dog være nødvendigt.
  2. Ved hjælp af tabellerne look-up for absorptionskoefficient, µen, og reduceret spredning koefficient, μs', på 488, 535, 632 og 775 nm bølgelængder (tabel 1-4 og figur 2–3), Vælg koncentrationer af tusch og titandioxid (TiO2) at tilnærme de ønskede optiske egenskaber. Disse opskrifter er specifikke for phantoms fabrikeret med PDMS. Da disse tabeller giver forsøgsdata diskrete bølgelængder, kan optimering af opskriften være påkrævet for den konkrete anvendelse.
  3. Fremstil en Polydimethylsiloxan (PDMS) plade af den valgte opskrift for bekræftelse af optiske egenskaber.
    1. Ved hjælp af forholdet 10:1 i vægten af PDMS harpiks til hærdning agent, hæld ingredienser i den blanding cup i følgende rækkefølge: PDMS harpiks, TiO2, tusch, PDMS hærdning agent.
      Bemærk: Her, vi tester to opskrifter: 1) 2 mg TiO2 + 3,5 µL tusch pr. g PDMS og 2) 1 mg TiO2 + 10 µL tusch pr. g PDMS. For hver opskrift bruges 4,5 g PDMS harpiks og 0,45 g PDMS hærder med de tilsvarende mængder af optiske partikler.
    2. Bland i en hastighed mixer (Se Tabel af materialer) for 60 s. Hvis TiO2 partikler stick til at blande kop (sandsynlig med høje koncentrationer af TiO2), bland i hånden for at fjerne partiklerne fra bunden af koppen, og bland i mixer til en anden 30 s.
    3. Hæld blandingen i brønde eller petriskåle til at tynde (0,1-1 mm) plader af blandingen.
    4. Degas plader i 10 min. ved at placere dem i en lufttæt negative trykkammeret, derefter sted i en forvarmet ovn ved 80 ° C i 30-60 min. Fjern fra ovnen og lad afkøle.
    5. Fjerne den afkølede polymer slab fra dets beholder. Trim off kanter at efterlade en flad, ensartet slab. Måle tykkelsen af slab bruger calipre.
  4. Måle transmittans (T) og af slab(s) ved hjælp af en Integrationskuglens reflektionsgrad (R). Yderligere oplysninger og instruktioner kan findes i tilføjelse af Inverse fordobling (IAD) manuel37.
    1. Drej på lyskilden og spektrometer den integrere sfære setup. Kontroller justeringen af systemet for at sikre en lille, kollimeres stråle er centreret om de ind- og udrejse porte af Integrationskuglens.
    2. Kalibrere den integrere sfære system.
      1. Slå fra kilden, cap exit port af Integrationskuglens og optage tre mørke spektre.
      2. Slå kilden tilbage på at opnå Transmissionsreference med exit port udjævnede og Tom Indgangsåbningen. Optage tre spektre.
      3. Få Reflektionsgraden referencemålinger ved hjælp af Reflektionsgraden standarder. Sted hver standard på exit port i kuglen. Optage tre spektre for hver Reflektionsgraden standard.
    3. Måle transmittans af pladen. Med fælles landbrugspolitik på exit port, skal du placere slab på havnens indrejse af Integrationskuglens til transmission måling. Optage tre spektre.
    4. Måling af slab reflektionsgrad. Fjern exit port hætten og placere slab på exit port til Reflektionsgraden måling. Optage tre spektre.
  5. Bestemme optiske egenskaber ved hjælp af IAD software. En fuld tutorial på software kan findes i manualen IAD med software download37,38.
    1. Gennemsnit tre spektrene erhvervet for hver måling.
    2. Ved hjælp af ligninger i IAD manuel37, konvertere disse målinger til R og T-værdier. Hvis det er nødvendigt, kondensere filerne ved at reducere samplingfrekvens langs spektret.
    3. Forberede input .rxt fil (supplerende materiale 1) til IAD med bølgelængder, Reflektionsgraden, transmittans og prøve tykkelse som beskrevet i IAD manuel37. Ved hjælp af kommandoprompten (Windows OS) eller terminal (Mac OS), navigere til den korrekte sti. Skriv "iad" input filnavnet' "at køre IAD. Softwaren vil producere en output tekstfil hos de anslåede optiske egenskaber.
  6. Hvis optiske egenskaber ikke er inden for et acceptabelt interval (~ 15%) af de ønskede værdier, ændre opskriften i overensstemmelse hermed og gentage trin 1,3-1,5.

2. forberedelse af opløselige 3D trykt indre struktur

  1. Design indre struktur ved hjælp af computer aided design (CAD) programmel. Konvertere struktur solid model til en stereolithography fil til fabrikation på en 3D printer. Hvis tilgængelige, en segmenteret CT-scanning kan også blive konverteret til en stereolithography fil i stedet for at tegne en solid model af den interne struktur.
    Bemærk: CAD-filen for den fraktal træstruktur bruges her er fastsat i supplerende materiale 2. Den printer, der benyttes i dette papir er en extruding printeren, så del var designet til at have miniferie støttemateriale.
  2. Vælg en opløselige materiale til udskrivning, som poly-vinyl alkohol (PVA) eller slagfast polystyren (HIPS) (Se Tabel af materialer). Udskrive den solid model i dette opløselige materiale.
  3. Når udskrevne dele er tilstrækkelig afkølet, bryde, opløses eller maskine støttemateriale ud af den udskrevne side. Filen eller sand off enhver store mangler.
  4. Vapor polsk den udskrevne del at reducere overfladeruhed.
    1. Med den trykte side sikret i en skruestik, bore et gennem hullet med regnskabsafslutningen for en tynd stål eller nitinol ledning i soklen på den udskrevne side.
    2. Tråd en rustfrit stål eller nitinol wire gennem hullet. Bøje ender af wiren og krog sammen. Dette vil give mulighed for den del at være fuldt nedsænket i acetone vapor i bægerglasset. Sæt wire og en del til side.
    3. Udfylde et stort bægerglas omtrent 10% fuld af acetone. Anbring bægerglasset på en varmeplade mens opvarmning til 100 ° C. Forsigtig: Udføre dette trin i et stinkskab at forhindre indånding af acetone damp.
    4. Når acetone dampe kondens når om halvvejs op ad væggen i bægerglasset, hænge loopes wiren med mock luftvejene på en anden tråd og suspendere i acetone vapor for 15 – 30 s. sikre trykt dele ikke røre bægerglasset vægge eller hver andre (hvis dampe polering flere dele på én gang).
    5. Fjerne udskrevne del og suspendere over tomme bæger eller container. Lad del tørre i mindst 4 h.
  5. Kontrollér dimensioner af den interne struktur er inden for tolerancen for CAD-design, efter behov. Afhængig af krav til nøjagtighed, kan calipre eller en 3D laser scanneren bruges til at måle strukturen.

3. opførelse af varmebestandig skimmel

Bemærk: Forberede en tætte, varme-resistente støbeform til at danne PDMS phantom. Vælg en skimmel geometri at bedst passer den endelige phantom design. Her, er en genanvendelig rektangulære mug beskrevet.

  1. Designe en solid model base af skimmel til 3D print. Denne mug er designet til en phantom med en base på 1,17 cm x 1,79 cm. Bunden af formen har en 1 mm tyk og 5 mm dyb fordybning med indre dimensioner matchende base af fantomet. Dette giver mulighed for skimmel til sidespor skal fjernes og formen til at skilles ad og genbruges.
  2. Udskrive en base for formen med en justering af tilstrækkelig bredde til at sikre sidespor af mug.
  3. Placer sidespor i fordybningerne i mug base. Her, anvendes 1 mm tyk polycarbonat plader som mug sidespor.
  4. Ved hjælp af varmebestandig tape, forsegle kanterne af mug. Det er bydende nødvendigt, at alle hjørner og kanter er tilstrækkeligt forseglet med ingen bobler i tape til at forhindre enhver lækage under molding proces.
  5. Placer en polycarbonat bundplade inde i formen forberedt i trin 3.4. Denne bundplade er den samme 1 mm tyk polycarbonat ark som mug sidespor og giver den phantom base en glat overflade uden ruhed af mug base 3D trykte overflade. Lim helt tørret vapor poleret del til bundpladen. Tillad tilstrækkelig tid til lim til tørre.

4. fabrikation af Polymer Phantom

Bemærk: Brug verificerede opskriften på bulk matrix materiale i trin 1 for den konkrete anvendelse. Protokol her indeholder trin til en sund murine lungevæv phantom på 535 nm med μs' af 40 cm-1 og µen af 2 cm-1. Det kan være nyttigt at fabrikere en anden phantom med ingen optiske partikler til brug som reference i fabrikationsproces.

  1. Hæld 9,1 g PDMS resin i en plastik blande kop. Tilføj 20 mg af rutil TiO2, efterfulgt af 35 µl af tusch. Endelig tilsættes 0,91 g hærdning agent til toppen af blandingen. Følg trin 1.3.2 blanding protokollen.
  2. Hæld endelige polymer blandingen i den varme-resistent form.
  3. Hæld en lille mængde af blandingen i en separat beholder til at oprette en polymer slab for bekræftelse af materiel optiske egenskaber. Sikre nok polymer hældes for at have en plade af mindst 100 µm tykkelse.
  4. Sted både formen mock luftvejene og separat slab i en glasklokke for afgasning. Begynde vakuum processen. Hvis polymer i formen mock luftvejene begynder at stige, lad luften tilbage i glasklokke at sprænge de overflade bobler, derefter begynde at trække luft igen. Gentag denne proces indtil polymeren ikke stige væsentligt. Dette vil tage mellem 5-10 min. afhængig af hvor meget luft blev fanget under trin 4.2. Når PDMS ikke længere stiger, fortsætte med at degas for en anden 15 min.
  5. Efter afgasning, langsomt lade luften tilbage ind i kammeret. Fjern både mock luftvejene phantom og polymer slab og sted i niveau ovn ved 80 ° C i 2 timer.
  6. Fjern phantom og slab fra ovnen og lad afkøle i 20 min. Skil polymer formen med en skalpel uden at skære den hærdede polymer. Fastgør bundplade af mock-airway base.
  7. Placer fantom i et opvarmet (60 ° C) ~0.5 M natriumhydroxid (NaOH) base bad indtil den interne del er helt opløst. En optisk klar henvisning phantom kan bidrage til at finde frem til den opløsende de interne komponenter. Når indre struktur er opløst, tage phantom ud af badet og lade helt tør (~ 24 h) før du tager nogen optiske målinger.

5. efterprøvning af Phantom fabrikation

  1. Kontrollere phantom geometri med høj opløsning magnetisk resonans imaging (MR) eller micro-beregnet tomografi (CT) imaging, hvis det ønskes. Disse metoder giver en 3D verifikation af interne strukturer inden for grumset materiale med aksial resolutioner af < 400 µm39,40. Alternativt kan en optisk klar henvisning phantom optisk afbildet for kontrol at den udskrevne del er helt opløst og det resterende tomrum er den korrekte geometri.
    Bemærk: Vi har kontrolleret den interne geometri af en optisk uigennemsigtig phantom (2 mg TiO2 + 3,5 µl tusch) med micro-CT på en North Star Imaging (NSI) X50. Fantomet var afbildet med 20 µm opløsning i alle dimensioner (supplerende materialer 3, 4).
  2. Kontrollere optiske egenskaber af fantomet ved hjælp af polymer slab og Integrationskuglens (beskrevet i trin 1,5 – 1,6).

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Representative Results

For at demonstrere phantom fabrikation teknik, mus lunge væv phantoms blev fabrikeret for at simulere målte optiske egenskaber af skåret sund og betændte murine lungevæv på 535 nm (tabel 5). Denne bølgelængde af interesse er excitation bølgelængde for tdTomato fluorescerende proteiner anvendt i rekombinant reporter stammer af mykobakterier i tidligere undersøgelser33. Optiske målinger af musen lungevæv blev opnået med de samme metoder, der beskrives i trin 1,4 – 1,5. Brug af dyr blev godkendt af institutionelle Animal Care og brug udvalg (IACUC) på Texas A & M University. En egnet forholdet mellem TiO2 til tusch blev fundet for både sund og betændt murine lungevæv til 535 nm bølgelængde lys (tabel 5).

Opskrifter til materialer med forskellige optiske egenskaber er vist i tabel 1-4 og grafisk i figur 2-3. Afhængighed af absorption og spredning på partikel koncentration er sammenfattet i figur 4. Tendenser i absorptionskoefficient og reduceret spredning koefficient for spøgelser med en konstant koncentration af TiO2 (spredning partikel) (figur 4A, 4B) og en konstant koncentration af tusch (absorbere partikel ) (Figur 4C, 4 D) viser forholdet mellem optiske egenskaber til både partikler. For at sikre reproducerbarheden af disse optiske egenskaber, skal der anvendes korrekt blanding teknik. Afregning og ribboning TiO2 partikler vil medføre et skift i spredning koefficienten for den hærdede phantom (figur 5). Tusch farvning objektbeholderen blanding vil også reducere absorptionskoefficienten.

Lunge phantoms var designet ved hjælp af en fraktal træstrukturen for den indre tomrum (figur 1C). 3D udskrevne struktur skal være vapor poleret for at skabe et glat indre overflade inde i phantom (figur 1E). Figur 6 viser en sammenligning af lys spredning fra et fantom, der ikke var afgassede eller vapor poleret (figur 6A, C), og et fantom, der havde en damp poleret indre del og var afgasses (figur 6B, 6 D). Phantoms blev afbildet ved belysning fra en ekstern hvid lyskilde (figur 6A, 6B) og med en indre microendoscope kilde på 535 nm (figur 6C, 6 D). Vapor polering og afgasning minimere forekomsten af h├ªnger scatterers, herunder overfladeruhed (figur 6C, indsat 2) og bobler (figur 6C, indsat 1). Afgasning er især vigtig, fordi luften bubble placering er tilfældige og uforudsigelige. Derudover at luft bobler er tilsløret når TiO2 partikler er indarbejdet (ikke vist i figur 6), fantomet optisk uigennemsigtig. Derfor, usete bobler kan underminere den phantom materiale repræsentation af væv optiske egenskaber.

Den damp-poleret 3D trykte del blev målt med calipre i bunden og på de distale grene, og dimensioner er i forhold til den 3D solid model i tabel 6. Efter fabrikation af polymer fantom, phantom var afbildet ved hjælp af en mikro-CT imaging system (supplerende materiale 3). Brug det 3D datasæt, blev dimensioner af den indre tomrum på den base og distale grene målt til sammenligning (tabel 6). Vapor poleret træ er en anelse mindre i bunden fordi udjævning af overfladen af acetone vapor forårsager overfladen af plast til at flyde. Med 3D trykte del suspenderet af basen, overfladen løber mod de distale grene, forårsager en lille ændring i dimension af del. Der er et trade-off mellem overflade glathed og opretholde del størrelse. En længere vapor polsk vil resultere i en glattere overflade, men vil medføre mere materiale til at flyde, resulterer i ændrede dimensioner.

Fantomer blev afbildet i en i vivo imaging system med en adgangsport for indsættelse af et microendoscope fiber bundt (figur 7). Microendoscope blev lagt ind i tomrummet inden for phantoms hvorfra den udskrevne del var blevet opløst. Microendoscope blev brugt til interne belysning på 535 nm og IVIS belysning pathway blev blokeret. Placeringen af microendoscope er angivet i figur 7A. IVIS blev brugt for ekstern samling af signal. Fantomer afbildet havde den samme interne struktur som dem afbildet i figur 3. Med identiske interne strukturer og ydre dimensioner, forskel i optiske egenskaber mellem sund lungevæv (figur 7A) og inficerede lungevæv (fig. 7B) er synlige i den overflade irradians af den spøgelser. Disse spøgelser opretholde en passende reaktion på en ændring i optiske egenskaber, kan denne metode for phantom fabrikation anvendes for phantoms bruges i indre belysning undersøgelser.

Figure 1
Figur 1: Flowdiagram af fabrikation af optiske væv fantom. (A) bestemme optimal opskrift på target optiske egenskaber af væv af interesse. (B) kontrollere opskrift. (C) Design indre struktur. (D) udskrive interne struktur ved hjælp af opløselige materiale. (E) Vapor polsk trykte del til glat overflade. (F) Bland polymer og optiske partikler, og hæld i varme-resistent form. (G) Degas og kur Polydimethylsiloxan (PDMS). (H) opløses trykte del for at oprette interne tomrum. (I) kontrollere phantom geometri og optiske egenskaber. Venligst klik her for at se en større version af dette tal.

Figure 2
Figur 2: Tendenser i absorptionskoefficient for tusch og TiO2 koncentration. Absorption koefficienter er vist for en vifte af tusch og titandioxid koncentrationer på 488 nm (A), 535 nm (B), 630 nm (C)og 775 nm (D). Absorption er lav for lave koncentrationer for både partikler og generelt stiger med koncentrationer af hver partikler. Et plateau nås mellem 5 – 7,5 µL tusch pr. mL PDMS. Stigningstakten kommer an på koncentrationen af de andre partikler og bølgelængde. Venligst klik her for at se en større version af dette tal.

Figure 3
Figur 3: Tendenser i reduceret spredning koefficient for tusch og TiO2 koncentration. Reduceret spredning koefficienter er vist for en vifte af tusch og titandioxid koncentrationer på 488 nm (A), 535 nm (B), 630 nm (C)og 775 nm (D). Reduceret spredning koefficient er lav for lave koncentrationer for både partikler og generelt stiger med koncentrationer af hver. Ligesom absorption afhænger stigningstakten af koncentrationen af de andre partikler og bølgelængde. Venligst klik her for at se en større version af dette tal.

Figure 4
Figur 4 : Indbyrdes afhængighed af optiske egenskaber på tusch og TiO2 koncentration. Absorption koefficienter og reduceret spredning koefficienter er vist for opskrifter med en konstant TiO2 koncentration på 1 mg/mL PDMS (A, B) og konstant Indien blæk koncentrationen af 5 µL/mL PDMS (C, D). Panel (B) viser, at spredning koefficient vil ændre med en konstant TiO2 koncentration når Indien blæk koncentrationen er varieret, og panelet (C) viser at absorptionskoefficient vil ændre til en konstant Indien blæk koncentrationen Hvornår TiO2 er varieret. Venligst klik her for at se en større version af dette tal.

Figure 5
Figur 5: blanding virkninger på optiske spredning. Forkert blanding af uhærdet polymer og optiske partikler kan resultere i en forskydning i de optiske egenskaber. Dårligt blandet phantom repræsenteret i dette tal viste afregning af TiO2 partikler før hærdning. Venligst klik her for at se en større version af dette tal.

Figure 6
Figur 6 : Repræsentative luftvejene phantoms med lav spredning koefficient materiale til at illustrere vellykket og suboptimal fabrikation. Vapor polering og afgasning er integreret trin i at producere et fantom, der har minimal uncharacterized spredning elementer. (A-B) Hvide lys billeder af spøgelser uden damp polering og afgasning (A) og med vapor polering og afgasning (B). (C-D) Spøgelser fra A-B er belyst med 535 nm lys. Mellemværker fra (C) er vist at skildre spredning virkninger af 1) luftbobler og 2) en ru 3D trykte overflade. (E) gengivelse af en optisk simulation baseret på computeren aided design (CAD) model anvendes til phantom fabrikation. Venligst klik her for at se en større version af dette tal.

Figure 7
Figur 7 : Imaging af spøgelser med indre belysning. En computersimulering af phantom (A) viser retningen af den interne geometri og kilde placering (gul stjerne) til phantom billederne i paneler (C) og (D). A segmenteret mikro-CT-scanning af sunde lungevæv phantom (B) bekræfter den interne struktur er til stede i den optisk uigennemsigtig phantom. Mock luftvejene bruges som en vej til endoskop for indre belysning af de optiske phantoms ved en bølgelængde på 535 nm. De to phantoms afbildet med indre belysning er ens i ydre form og indre struktur, med materiale optiske egenskaber optimeret til sund (C) og betændt (D) lungevæv. Alle billeder og puds er på samme skala. Skalalinjen = 1 cm (panel C). Venligst klik her for at se en større version af dette tal.

Table 1
Tabel 1: Look-up table for 488 nm.

Table 2
Tabel 2: Look-up table for 535 nm.

Table 3
Tabel 3: Look-up table for 632 nm.

Table 4
Tabel 4: Look-up table for 775 nm.

Absorptionskoefficienten (cm-1) Reduceret spredning koefficient (cm-1)
Sund mus lungevæv 2.05 ± 0,58 52.69 ± 7.83
Sund phantom
(2 mg TiO2 + 3,5 µL tusch)		 1.96 ± 0.699 49.66 ±.12
Betændte mus lungevæv 5.49 ± 1,32 38.94 ± 9.68
Betændte phantom
(1 mg TiO2 + 10 µL tusch)		 4.34 ± 0.873 39.56 ± 5.02

Tabel 5: Af phantom opskrifter målte optiske egenskaber svarer til de målte optiske egenskaber af sunde og betændte mus lungevæv på 535 nm.

Base diameter (mm) Distale gren diameter (mm)
Solid model 2.7 1.38
Vapor poleret print 2,56 ± 0.026 1,38 ± 0.141
PDMS mug (målt fra CT) 2,55 ± 0.021 1.39± 0.055

Tabel 6: Verifikation af den interne struktur af fantomet.

Supplemental Material 1
Supplerende materiale 1: eksempel IAD inputfilen. Venligst klik her for at downloade denne fil.

Supplemental Material 2
Supplerende materiale 2: fraktal træ luftvejene solid model. Venligst klik her for at downloade denne fil.

Supplemental Material 3
Supplerende materiale 3: Micro-CT flyve-thru af phantom modellering sund mus lungevæv. Venligst klik her for at downloade denne fil.

Supplemental Material 4
Supplerende materiale 4: Video af roterende segmenteret mikro-CT-scanning. Venligst klik her for at downloade denne fil.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Discussion

Vi har demonstreret en metode til at skabe optiske phantoms for at repræsentere en murine lunge med en indre forgrening struktur til at simulere grænsefladen indre luft-væv. De optiske egenskaber af murine lungevæv er opnået ved at indarbejde unikke koncentrationer af optisk spredning og absorbere partikler distribueret homogen måde inden for bulk matrix polymer. Disse optiske egenskaber kan indstilles til at efterligne de fysiologiske værdier inden for forskellige spektrale intervaller af væv i forskellige tilstande (dvs. sund versus sygt væv). Optiske egenskaber er afhængige af bølgelængden af interesse, grundmaterialet og koncentrationer af partikler inden for Fantomet. Dog med flere partikler er forholdet mellem spredning og absorption ikke altid intuitiv41. Stigningstakten for absorption er afhængig af koncentrationen af spredning partikel samt den absorberende partikel, og ligeledes til stigningen af reduceret spredning koefficient. (Figur 2-4). PDMS spøgelser har også vist sig at vedligeholde deres optiske egenskaber for op til 1 år27,28. Vi har målt en 3-ugers stabilitet af optiske egenskaber inden for fejl i vores integration sfære målinger (< 15%). Opbevaring af disse spøgelser og standarder i en lys-stram container kan bidrage til at bevare deres optiske egenskaber for længere perioder.

Vapor polering den opløselige trykte del giver mulighed for en reproducerbar glat overflade på den interne luftgrænseflade af phantom (figur 6). For den fraktale geometri vist her, viste polering den interne struktur et fald i gennemsnitlige ruhed af støbte PDMS fra 37,4 µm til 7,2 µm. Dette er yderst vigtigt, hvis phantom bruges til validering af en optisk simulation, fordi en ru overflade er meget vanskeligere at præcist simulere end en glat og ensartet overflade (fig. 6E). Afgasning er også meget vigtigt, at boblerne inden for PDMS phantom fungere som optiske scatterers (figur 6C, indsat 1). Bubble placering er ikke forudsigelig replikere i en simulering, og kunne forvrænge resultater hvis phantom bruges som en kalibreringsstandardens.

Efter kontrol med micro-CT, blev en lille mængde af resterende materiale fundet i luftvejene void (supplerende materiale 3). Derudover afslører en segmentering af denne samme CT scanning en lille luftboble ved siden af de forgrening struktur (supplerende materiale 4). Under fabrikation givet optisk klare phantoms en fuld opløsning af materiale af den interne struktur og ingen luftbobler i polymer matrix. Det fremgik af kontrollen med micro-CT, at de optisk uigennemsigtig phantoms kan indeholde små skønhedsfejl, ikke ellers synlige.

Korrekt blanding af optiske partikler med uhærdet polymeren er bydende nødvendigt at opnå reproducerbare og forudsigelig optisk absorption og spredning. Et skift i den reducerede spredning koefficient forårsaget af dårlig blanding er vist i figur 5. Før hælde polymeren i formen, sikre, at der er ingen tegn på TiO2 partikler bosætte sig eller "ribboning" i blandingen og ingen tegn på tusch farvning objektbeholderen blanding. Tilføje partiklerne i den anbefalede rækkefølge skal minimere disse problemer.

Udformningen af disse spøgelser er begrænset af den 3D udskrevne del. Mock luftvejene er designet således at støttemateriale kan pried ud, da det ikke er opløselige. Dette kan løses ved at flytte til et mere avanceret printer, der kan enten udskrive materialer med forskellig opløselighed eller en laser sintring printer, der ikke behøver understøtter materiale. Det er også vigtigt at bemærke, at lungen er i sagens natur et meget porøs orgel på grund af de distale luftvejene og alveolerne. Mens der ikke er repræsenteret i denne phantom, er de optiske virkninger af lignende strukturer blevet observeret ved hjælp af en Bragg-Nye boble tømmerflåde for optisk kohærens tomografi21, luft bobler i olivenolie42, og barberskum eller skålen vaske til Kernemagnetisk resonans billeddannelse43. Oprettelse polymer skum med reproducerbare egenskaber kan være i stand til at forene denne forskel mellem de solide phantoms præsenteres her og lunge mikrostruktur44.

Form af den endelige phantom kan også tilpasses afhængigt af programmet. Den rektangulære phantom vist her blev afbildet med indre belysning og anvendes til validering af en computational model af sunde og inficerede lunger (figur 7). Dette design kan opdateres yderligere for at repræsentere den cylindriske torso af musen ved blot at ændre udformningen af eksterne polymer skimmel.

Mens vi har detaljeret her design af en murine lunger og luftveje phantom, kan disse metoder være modificeret til at passe andre organer eller dyr af interesse. Den interne struktur kan konverteres til en flow vej for vaskulære spøgelser, eller kan bruges som en støbt for en kompleks intern struktur med enestående optiske egenskaber. Den overordnede form af fantomet kan også indstilles til programmet, dyr eller orgel af interesse. 3D-printning af både indre strukturer og polymer forme giver frihed til designprocessen af strukturerede polymer optisk spøgelser. Disse er integreret værktøjer i simulering validering og kalibrering af in vivo optiske billeddannelse teknikker, fordi de kan mere præcist repræsenterer i vivo miljø end homogene enkelt eller flere lag spøgelser.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Disclosures

Forfatterne har ikke noget at oplyse.

Acknowledgments

Dette arbejde blev støttet af National Science Foundation karriere award nr. CBET-1254767 og National Institute for allergi og infektionssygdomme give nr. R01 AI104960. Vi anerkender taknemmeligt Patrick Griffin og Dan Tran for deres hjælp med karakterisering målinger og Texas A & M hjerte-kar-patologi laboratorium for micro-CT billeddannelse.

Materials

Name Company Catalog Number Comments
Dow Corning Sylgard 184 Silicone Encapsulant Clear 0.5 kg Kit Ellsworth Adhesives 184 SIL ELAST KIT 0.5KG Polydimethylsiloxane: polymer base for optical phantoms
White Rutile Titanium Dioxide powder Atlantic Equipment Engineers TI-602 Scattering particles for optical phantoms
Higgins Fountain Pen India Ink Michaels Craft Stores  10015483 Absorbing particles for optical phantom
Heat Resistant tape Uline S-7595 Heat resistant tape for polymer molds
Fortus 360mc 3D printer Stratasys N/A Able to switch build and support material with this model printer
ABS Ivory Model Material Stratasys SDS-000001 Material for printing mold parts and/or using as support for printing internal structure 
SR-30 Soluble Support Stratasys 400638-0001 Base soluble support material for printing internal structure
Flacktek Speedmixer Flacktek Inc. DAC 150.1 FV For efficient mixing of polymer and particles 
Integrating sphere Edmund Optics 58-585 For measuring optical properties
Polycarbonate build plates (1 mm) Stratasys N/A Used polycarbonate build plates from Stratasys printer can also be used

DOWNLOAD MATERIALS LIST

References

  1. Curatolo, A., Kennedy, B. F., Sampson, D. D. Structured three-dimensional optical phantom for optical coherence tomography. Opt Express. 19 (20), 19480-19485 (2011).
  2. Miranda, D. A., Cristiano, K. L., Gutiérrez, J. C. Breast phantom for mammary tissue characterization by near infrared spectroscopy. J Phys Conf Ser. 466 (1), 012018 (2013).
  3. Solomon, M., et al. Multimodal Fluorescence-Mediated Tomography and SPECT/CT for Small-Animal Imaging. J Nucl Med. 54 (4), 639-646 (2013).
  4. Wagnières, G., et al. An optical phantom with tissue-like properties in the visible for use in PDT and fluorescence spectroscopy. Phys Med Biol. 42 (7), 1415-1426 (1997).
  5. Rajaram, N., Reesor, A. F., Mulvey, C. S., Frees, A. E., Ramanujam, N. Non-Invasive, Simultaneous Quantification of Vascular Oxygenation and Glucose Uptake in Tissue. PLoS ONE. 10 (1), 0117132 (2015).
  6. Niedre, M. J., Turner, G. M., Ntziachristos, V. Time-resolved imaging of optical coefficients through murine chest cavities. J Biomed Opt. 11 (6), 064017 (2006).
  7. Schmidt, F. E. W., et al. Multiple-slice imaging of a tissue-equivalent phantom by use of time-resolvedoptical tomography. Appl Opt. 39 (19), 3380-3387 (2000).
  8. Cerussi, A. E., et al. Tissue phantoms in multicenter clinical trials for diffuse optical technologies. Biomed Opt Express. 3 (5), 966-971 (2012).
  9. Marín, N. M., et al. Calibration standards for multicenter clinical trials of fluorescence spectroscopy for in vivo diagnosis. J Biomed Opt. 11 (1), 014010 (2006).
  10. Alexandrakis, G., Rannou, F. R., Chatziioannou, A. F. Tomographic bioluminescence imaging by use of a combined optical-PET (OPET) system: a computer simulation feasibility study. Phys Med Biol. 50 (17), 4225-4241 (2005).
  11. Wan, Q., Beier, H. T., Ibey, B. L., Good, T., Coté, G. L. Optical Diagnostics and Sensing VII. Coté, G. L., Priezzhev, A. V. , SPIE. (2007).
  12. Chen, C., et al. Preparation of a skin equivalent phantom with interior micron-scale vessel structures for optical imaging experiments. Biomed Opt Express. 5 (9), 3140-3149 (2014).
  13. Pogue, B. W., Patterson, M. S. Review of tissue simulating phantoms for optical spectroscopy, imaging and dosimetry. J Biomed Opt. 11 (4), 041102 (2006).
  14. Wróbel, M. S., et al. Use of optical skin phantoms for preclinical evaluation of laser efficiency for skin lesion therapy. J Biomed Opt. 20 (8), 085003 (2015).
  15. Cubeddu, R., Pifferi, A., Taroni, P., Torricelli, A., Valentini, G. A solid tissue phantom for photon migration studies. Phys Med Biol. 42 (10), 1971-1979 (1997).
  16. Bae, Y., Son, T., Park, J., Jung, B. Fabrication of a thin-layer solid optical tissue phantom by a spin-coating method: pilot study. J Biomed Opt. 18 (2), 025006 (2013).
  17. Park, J., et al. Design and Performance Validation of Phantoms Used in Conjunction with Optical Measurement of Tissue V. Nordstrom, R. J., et al. , SPIE. (2013).
  18. Luu, L., Roman, P. A., Mathews, S. A., Ramella-Roman, J. C. Microfluidics based phantoms of superficial vascular network. Biomed Opt Express. 3 (6), 1350-1364 (2012).
  19. Chen, A. I., et al. Multilayered tissue mimicking skin and vessel phantoms with tunable mechanical, optical, and acoustic properties. Med Phys. 43 (6), Part 1 3117-3131 (2016).
  20. Lurie, K. L., Smith, G. T., Khan, S. A., Liao, J. C., Ellerbee, A. K. Three-dimensional, distendable bladder phantom for optical coherence tomography and white light cystoscopy. J Biomed Opt. 19 (3), 036009 (2014).
  21. Golabchi, A., et al. Refractive errors and corrections for OCT images in an inflated lung phantom. Biomed Opt Express. 3 (5), 1101-1109 (2012).
  22. Rengier, F., et al. 3D printing based on imaging data: review of medical applications. Int J Comput Assist Radiol and Surg. 5 (4), 335-341 (2010).
  23. Wang, J., et al. Three-dimensional printing of tissue phantoms for biophotonic imaging. Opt Lett. 39 (10), 3010-3013 (2014).
  24. Ghassemi, P., et al. Evaluation of Mobile Phone Performance for Near-Infrared Fluorescence Imaging. IEEE Trans Biomed Eng. 64 (7), 1650-1653 (2017).
  25. Bentz, B. Z., Chavan, A. V., Lin, D., Tsai, E. H. R., Webb, K. J. Fabrication and application of heterogeneous printed mouse phantoms for whole animal optical imaging. Appl Opt. 55 (2), 280-287 (2016).
  26. Diep, P., et al. Three-dimensional printed optical phantoms with customized absorption and scattering properties. Biomed Opt Express. 6 (11), 4212-4220 (2015).
  27. Pogue, B. W., Patterson, M. S. Review of tissue simulating phantoms for optical spectroscopy, imaging and dosimetry. Journal of Biomedical Optics. 11 (4), 041102-041116 (2006).
  28. de Bruin, D. M., et al. Optical phantoms of varying geometry based on thin building blocks with controlled optical properties. J Biomed Opt. 15 (2), 025001-025010 (2010).
  29. Boyle, A. J., et al. In vitro performance of a shape memory polymer foam-coated coil embolization device. Med Eng Phys. 49, 56-62 (2017).
  30. Hwang, W., Singhal, P., Miller, M. W., Maitland, D. J. In Vitro Study of Transcatheter Delivery of a Shape Memory Polymer Foam Embolic Device for Treating Cerebral Aneurysms. J Med Dev. 7 (2), 020932 (2013).
  31. Sgaragli, G., Frosini, M. Human Tuberculosis I. Epidemiology, Diagnosis and Pathogenetic Mechanisms. Curr Med Chem. 23 (25), 2836-2873 (2016).
  32. Mufti, N., Kong, Y., Cirillo, J. D., Maitland, K. C. Fiber optic microendoscopy for preclinical study of bacterial infection dynamics. Biomed Opt Express. 2 (5), 1121-1134 (2011).
  33. Nooshabadi, F., et al. Intravital fluorescence excitation in whole-animal optical imaging. PLoS One. 11 (2), 0149932 (2016).
  34. Nooshabadi, F., et al. Intravital excitation increases detection sensitivity for pulmonary tuberculosis by whole-body imaging with beta-lactamase reporter enzyme fluorescence. J Biophotonics. , (2016).
  35. Duck, F. A. Physical Properties of Tissue: A Comprehensive Reference Book. , Academic Press, Inc. (1990).
  36. Tuchin, V. V., Tuchin, V. Tissue optics: light scattering methods and instruments for medical diagnosis. 13, SPIE press. Bellingham. (2007).
  37. Prahl, S. Everything I think you should know about Inverse Adding-Doubling. , Oregon Tech. (2011).
  38. Inverse Adding-Doubling v.3-9-12. , (2014).
  39. Link, T. M., et al. A Comparative Study of Trabecular Bone Properties in the Spine and Femur Using High Resolution MRI and CT. J Bone Miner Res. 13 (1), 122-132 (1998).
  40. Batiste, D. L., et al. High-resolution MRI and micro-CT in an ex vivo rabbit anterior cruciate ligament transection model of osteoarthritis. Osteoarthr cartil. 12 (8), 614-626 (2004).
  41. Greening, G. J., et al. Characterization of thin poly(dimethylsiloxane)-based tissue-simulating phantoms with tunable reduced scattering and absorption coefficients at visible and near-infrared wavelengths. J Biomed Opt. 19 (11), 115002 (2014).
  42. Meissner, S., Knels, L., Krueger, A., Koch, T., Koch, E. Simultaneous three-dimensional optical coherence tomography and intravital microscopy for imaging subpleural pulmonary alveoli in isolated rabbit lungs. J Biomed Opt. 14 (5), 054020 (2009).
  43. Morris, A. H., et al. A new nuclear magnetic resonance property of lung. J Appl Phys. 58 (3), 759-762 (1985).
  44. Hearon, K., et al. Porous Shape Memory Polymers. Polym Rev (Phila Pa). 53 (1), 41-75 (2013).

Tags

Bioteknologi sag 132 væv simulerer phantoms optiske billeddannelse kalibrering standard kvalitetssikring computer model validering 3D udskrivning
Fremstilling og karakterisering af optiske væv Phantoms indeholdende Macrostructure
Play Video
PDF DOI DOWNLOAD MATERIALS LIST

Cite this Article

Durkee, M. S., Nash, L. D.,… More

Durkee, M. S., Nash, L. D., Nooshabadi, F., Cirillo, J. D., Maitland, D. J., Maitland, K. C. Fabrication and Characterization of Optical Tissue Phantoms Containing Macrostructure. J. Vis. Exp. (132), e57031, doi:10.3791/57031 (2018).

Less
Copy Citation Download Citation Reprints and Permissions
View Video

Get cutting-edge science videos from JoVE sent straight to your inbox every month.

Waiting X
Simple Hit Counter