Waiting
Login processing...

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

Neuroscience

Et høygjennomstrømningsbildestyrt stereotaktisk nevronavigering og fokusert ultralydsystem for blod-hjernebarriereåpning hos gnagere

doi: 10.3791/61269 Published: July 16, 2020
* These authors contributed equally

Summary

Blod-hjernebarrieren (BBB) kan midlertidig forstyrres med mikrobubble-mediert fokusert ultralyd (FUS). Her beskriver vi en trinnvis protokoll for høy gjennomstrømning BBB-åpning in vivo ved hjelp av et modulært FUS-system tilgjengelig for ikke-ultralydeksperter.

Abstract

Blod-hjernebarrieren (BBB) har vært et stort hinder for behandling av ulike hjernesykdommer. Endotelceller, forbundet med tette veikryss, danner en fysiologisk barriere som hindrer store molekyler (>500 Da) i å komme inn i hjernevevet. Mikrobubble-mediert fokusert ultralyd (FUS) kan brukes til å indusere en forbigående lokal BBB-åpning, slik at større stoffer kan komme inn i hjernen parenchyma.

I tillegg til store kliniske enheter for klinisk oversettelse, krever preklinisk forskning for terapiresponsvurdering av legemiddelkandidater dedikerte små dyre ultralydoppsett for målrettet BBB-åpning. Fortrinnsvis tillater disse systemene arbeidsflyter med høy gjennomstrømning med både høy romlig presisjon og integrert kavitasjonsovervåking, samtidig som de er kostnadseffektive i både innledende investeringer og driftskostnader.

Her presenterer vi et bioluminescens- og røntgenstyrt stereotaktisk fus-system for små dyr som er basert på kommersielt tilgjengelige komponenter og oppfyller de nevnte kravene. Det er lagt særlig vekt på en høy grad av automatisering som letter utfordringene som typisk oppstår i prekliniske evalueringsstudier med høyt volum. Eksempler på disse utfordringene er behovet for standardisering for å sikre datareduserbarhet, redusere variasjon i intragruppen, redusere utvalgsstørrelsen og dermed overholde etiske krav og redusere unødvendig arbeidsbelastning. Det foreslåtte BBB-systemet er validert i omfanget av BBB-åpningen tilrettelagte legemiddelleveringsforsøk på pasientavledede xenograftmodeller av glioblastom multiforme og diffuse midline glioma.

Introduction

or Start trial to access full content. Learn more about your institution’s access to JoVE content here

Blod-hjernebarrieren (BBB) er et stort hinder for legemiddellevering i hjernen parenchyma. De fleste terapeutiske legemidler som er utviklet, krysser ikke BBB på grunn av deres fysisk-kjemiske parametere (f.eks. lipofilitet, molekylvekt, hydrogenbindings akseptorer og donorer) eller beholdes ikke på grunn av deres affinitet for eflukstransportører i hjernen1,2. Den lille gruppen medikamenter som kan krysse BBB er vanligvis små lipofile molekyler, som bare er effektive i et begrenset antall hjernesykdommer1,2. Som en konsekvens, for de fleste hjernesykdommer, er farmakologiske behandlingsalternativer begrenset og nye legemiddelleveringsstrategier er nødvendige3,4.

Terapeutisk ultralyd er en ny teknikk som kan brukes til forskjellige nevrologiske applikasjoner som BBB-forstyrrelse (BBBD), nevromodulering og ablasjon4,5,6,7. For å oppnå en BBB-åpning med en ekstrakorporeal ultralydemitter gjennom kraniet, kombineres fokusert ultralyd (FUS) med mikrobobler. Mikrobubble-mediert FUS resulterer i økt biotilgjengelighet av legemidler i hjernen parenchyma5,8,9. I nærvær av lydbølger begynner mikrobobler å svinge initiere transcytose og forstyrrelse av de tette kryssene mellom endotelcellene i BBB, noe som muliggjør paracellulær transport av større molekyler10. Tidligere studier bekreftet sammenhengen mellom intensiteten av det akustiske utslippet og den biologiske effekten på BBB-åpningen11,12,13,14. FUS i kombinasjon med mikrobobler har allerede blitt brukt i kliniske studier for behandling av glioblastom ved bruk av temozolomid eller liposomal doksorubicin som kjemoterapeutisk middel, eller til behandling av Alzheimers sykdom og amyotrofisk lateral sklerose5,9,15,16.

Siden ultralydmediert BBB-åpning resulterer i helt nye muligheter for farmakoterapi, er preklinisk forskning for klinisk oversettelse nødvendig for å vurdere behandlingsresponsen til utvalgte legemiddelkandidater. Dette krever vanligvis en arbeidsflyt med høy gjennomstrømning med både høy romlig presisjon og helst en integrert kavitasjonsdeteksjon for overvåking av målrettet BBB-åpning med høy reproduserbarhet. Hvis det er mulig, må disse systemene være kostnadseffektive i både innledende investeringer og driftskostnader for å kunne skaleres i henhold til studiestørrelsen. De fleste prekliniske FUS-systemer kombineres med MR for image-veiledning og behandlingsplanlegging15,17,18,19. Selv om MR gir detaljert informasjon om tumoranatomien og volumet, er det en dyr teknikk, som vanligvis utføres av trente / dyktige operatører. I tillegg kan høyoppløselig MR ikke alltid være tilgjengelig for forskere i prekliniske anlegg og krever lange skannetider per dyr, noe som gjør den mindre egnet for farmakologiske studier med høy gjennomstrømning. Bemerkelsesverdig er at for preklinisk forskning innen nevro-onkologi, spesielt infiltrative tumormodeller, er muligheten til å visualisere og målrette svulsten avgjørende for behandlingssuksess20. For tiden er dette kravet bare oppfylt av MR eller av svulster transdusert med et fotoprotein, noe som muliggjør visualisering med bioluminescensavbildning (BLI) i kombinasjon med administrering av fotoproteinunderlaget.

MR-styrte FUS-systemer bruker ofte et vannbad for å sikre ultralydbølgeutbredelse for transkranielle applikasjoner, hvorved dyrets hode er delvis nedsenket i vannet, de såkalte ''bottom-up'' systemene15,17,18. Selv om disse designene generelt fungerer godt i mindre dyrestudier, er de et kompromiss mellom dyreforberedelsestider, bærbarhet og realistisk vedlikeholdbare hygieniske standarder under bruk. Som et alternativ til MR omfatter andre veiledningsmetoder for stereotaktisk navigasjon bruk av et anatomisk gnageratlas21,22,23, laserpekerassistert visuell observasjon24, pinhole-assistert mekanisk skanneenhet25eller BLI26. De fleste av disse designene er "ovenfra og ned" -systemer der svingeren er plassert på toppen av dyrets hode, med dyret i en naturlig posisjon. Arbeidsflyten ''ovenfra og ned' består av enten et vannbad22,25,26 eller en vannfylt kjegle21,24. Fordelen med å bruke en svinger i en lukket kjegle er det mer kompakte fotavtrykket, kortere oppsettstid og rett frem dekontamineringsmuligheter som forenkler hele arbeidsflyten.

Samspillet mellom det akustiske feltet med mikroboblene er trykkavhengig og spenner fra lav-amplitude oscillasjoner (referert til som stabil kavitasjon) til forbigående boblekollaps (referert til som inertiell kavitasjon)27,28. Det er en etablert konsensus om at ultralyd-BBBD krever et akustisk trykk godt over den stabile kavitasjonsterskelen for å oppnå vellykket BBBD, men under den inertiske kavitasjonsterskelen, som generelt er forbundet med vaskulær / nevronskade29. Den vanligste formen for overvåking og kontroll er analysen av det (bak)spredte akustiske signalet ved hjelp av passiv kavitasjonsdeteksjon (PCD), som foreslått av McDannold et al.12. PCD er avhengig av analysen av Fourier-spektraet av mikrobubble utslippssignaler, der styrken og utseendet til stabile kavitasjonsmerker (harmonikk, subharmonikk og ultraharmonikk) og inertial kavitasjonsmarkører (bredbåndsrespons) kan måles i sanntid.

En "one size fits all" PCD-analyse for presis trykkkontroll er komplisert på grunn av mikrobubbleformuleringens polydispersitet (oscillasjonsamplituden avhenger sterkt av boblediameteren), forskjellene i bobleskallegenskaper mellom merker og akustisk oscillasjon, som avhenger sterkt av frekvens og trykk30,31,32. Som en konsekvens er det foreslått mange forskjellige PCD-deteksjonsprotokoller, som er tilpasset bestemte kombinasjoner av alle disse parametrene og har blitt brukt i ulike applikasjonsscenarier (alt fra in vitro-eksperimentering over små dyreprotokoller til PCD for klinisk bruk) for robust kavitasjonsdeteksjon og til og med for tilbakevirkende tilbakemeldingskontroll av trykket11,14,30,31,32,33,34,35. PCD-protokollen som brukes i omfanget av denne studien er avledet direkte fra McDannold et al.12 og overvåker det harmoniske utslippet for tilstedeværelse av stabil kavitasjon og bredbåndsstøy for inertiell kavitasjonsdeteksjon.

Vi har utviklet et bildestyrt neuronavigation FUS-system for forbigående åpning av BBB for å øke legemiddeltilførselen til hjerneparenchyma. Systemet er basert på kommersielt tilgjengelige komponenter og kan enkelt tilpasses flere forskjellige bildemodaliteter, avhengig av tilgjengelige bildeteknikker i dyreanlegget. Siden vi trenger en arbeidsflyt med høy gjennomstrømning, har vi valgt å bruke røntgen og BLI til bildeveiledning og behandlingsplanlegging. Tumorceller transdusert med fotoprotein (f.eks. luciferase) er egnet for BLI-avbildning20. Etter administrering av fotoprotein substratet kan tumorceller overvåkes in vivo og tumorvekst og plassering kan bestemmes20,36. BLI er en rimelig bildebehandlingsmodalitet, det gjør det mulig å følge svulstveksten over tid, den har raske skannetider og det korrelerer godt med tumorvekst målt med MR36,37. Vi har valgt å erstatte vannbadet med en vannfylt kjegle festet til svingeren for å muliggjøre fleksibilitet til fritt å flytte plattformen som gnageren er montertpå 8,24. Designet er basert på en avtakbar plattform utstyrt med integrasjon av (I) smådyr stereotaktiske plattform (II) fiducial markører med både røntgen- og optisk bildekompatibilitet (III) hurtigavtakbar anestesimaske, og (IV) integrert temperaturregulert dyreoppvarmingssystem. Etter den første induksjonen av anestesi, er dyret montert i en presis posisjon på plattformen der den forblir under hele prosedyren. Følgelig passerer hele plattformen alle stasjoner i arbeidsflyten for hele intervensjonen, samtidig som den opprettholder en nøyaktig og reproduserbar posisjonering og vedvarende anestesi. Kontrollprogramvaren tillater automatisk deteksjon av fiducial markører og registrerer automatisk alle typer bilder og bildemodaliteter (dvs. mikro-CT, røntgen, BLI og fluorescensavbildning) i referanserammen til den stereotaktiske plattformen. Ved hjelp av en automatisk kalibreringsprosedyre er fokuslengden på ultralydtransduseren nettopp kjent innen, noe som muliggjør automatisk fusjon av intervensjonsplanlegging, akustisk levering og oppfølgingsavbildningsanalyse. Som vist i figur 1 og figur 2, gir dette oppsettet en høy grad av fleksibilitet til å designe dedikerte eksperimentelle arbeidsflyter og tillater sammenflettet håndtering av dyret på forskjellige stasjoner, noe som igjen letter eksperimenter med høy gjennomstrømning. Vi har brukt denne teknikken for vellykket legemiddellevering i mus xenografts av høyverdig glioma som diffus midline glioma.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

or Start trial to access full content. Learn more about your institution’s access to JoVE content here

Alle in vivo-eksperimenter ble godkjent av den nederlandske etiske komiteen (lisenstillatelsesnummer AVD114002017841) og Dyrevelferdsorganet til Vrije Universiteit Amsterdam, Nederland. Etterforskerne ble opplært i det grunnleggende i FUS-systemet for å minimere ubehaget til dyrene.

1. Fokusert ultralydsystem

MERK: Det beskrevne oppsettet er et innebygd BBB-avbruddssystem basert på kommersielt tilgjengelige komponenter og inkluderer en 3D-trykt skreddersydd kjegle og avtakbar stereotaktisk plattform. Systemet er designet modulært, noe som letter modifikasjoner i henhold til tilgjengelig utstyr og spesifikk bruk. Protokollen beskriver prosedyren for sonoporasjon av et større område i pontinområdet i musehjernen. Ved å justere målplasseringen kan ulike deler av hjernen målrettes. I denne studien ble det brukt en 1 MHz monoelementtransduser med en brennvidde på 75 mm, en blenderåpning på 60 mm og et brennvidde på 1,5 x 1,5 x 5 mm (FWHM topptrykk). Svingerens fokusplan er plassert gjennom dyrets kranium i det horisontale planet som krysser med ørestengene.

  1. Velg en passende svinger for BBB-åpning hos gnagere.
    MERK: Basert på egenskapene til mikroboblene og den brukte frekvensen, kan de akustiske innstillingene, spesielt den mekaniske indeksen (MI), endres13,38.
  2. Plasser svingeren i den 3D-trykte kjeglen.
  3. Bruk en akustisk gjennomsiktig mylarmembran i bunnen av kjeglen for å oppnå akustisk kobling av stråleforplantningsbanen, og fyll kjeglen med avgasset vann.
  4. Monter svingeren over dyret på et motorisert lineært stadium som vist i figur 1, slik at transduseren automatisk vertikal posisjonering.
  5. Design en avtakbar stereotaktisk plattform basert på kravene i studien, som inkluderer temperaturregulert oppvarming, bite og ørestenger, anestesi og multimodalitetsfidusial markører, som vist i figur 1 og figur 2. Monteringen av den stereotaktiske plattformen består av et 2D lineært stadiumsystem, som muliggjør presis automatisk posisjonering (< 0,1 mm) av dyret under bjelken.
  6. Koble svingeren til den akustiske utslippskjeden som er vist i figur 1, som består av en svinger, en funksjonsgenerator og en effektforsterker.
  7. Utarbeide en bildebehandlingsrørledning for å oppdage multimodalitetsfidusialmarkørene som muliggjør presis sonoporasjonsmålretting av hjerneområdet av interesse og innsamling av kavitasjonsdataene som oppdages av nålehydrofonen.
  8. Kalibrer systemet og bestem fokuspunktet til transduseren i korrespondanse til vertikal posisjonering av dyret på den stereotaktiske plattformen.

2. Dyreforberedelse

MERK: Følgende protokoll er spesifisert for mus, men kan tilpasses rotter. For disse eksperimentene ble kvinnelige athymic naken Foxn1-/- mus (6-8 uker gamle) brukt.

  1. La dyret akklimatisere i minst en uke i dyreanlegget og veie dyret regelmessig.
  2. Administrer buprenorfin (0,05 mg/kg) via subkutan (s.c.) injeksjon 30 min før FUS-behandling for å starte smertestillende behandling.
  3. Bedøv dyret med 3% isofluran, 2 L / min O2 og kontroller at dyret er dypt bedøvet. Hold dyrene bedøvet under hele prosedyren og overvåk pustefrekvensen og hjertefrekvensen for å justere konsentrasjonen av isofluran etter behov.
  4. Påfør øyesalve for å forhindre tørre øyne og unngå mulig skade.
  5. Fjern håret på toppen av hodet med en barberhøvel og depilatorisk krem og vask etterpå med vann for å fjerne rester for å unngå irritasjon i huden.
  6. For eksperimenter med BLI tumormodeller, injiser 150 μL D-luciferin (30 mg/ml) intraperitoneal (dvs.) med en 29 G insulinsprøyte for BLI-bildeveiledning.
  7. Sett inn et 26-30 G hale venekateter og skyll kateteret og venen med et lite volum heparinoppløsning (5 UI/ml). Fyll kateteret med heparinoppløsning for å unngå blodpropp.
    MERK: God kateterisering ses når det er en refluks av blod inn i kateteret. Unngå luftbobler i kateteret for å forhindre emboli. For å unngå for høyt injeksjonstrykk må du sørge for at lengden på kateteret er så kort som mulig.
  8. Plasser dyret på den temperaturregulerte stereotaktiske plattformen for å unngå hypotermi.
    MERK: Hypotermi reduserer blodsirkulasjonen, noe som kan påvirke injeksjonen/sirkulasjonen av mikrobobler og farmakokinetikken til legemidlene39.
  9. Immobiliser og fest dyrets hode på den stereotaktiske plattformen ved hjelp av ørestenger og en bitebar. Fest kroppen med en stropp og tape halen av dyret til plattformen.

3. In vivo bildestyrt fokusert ultralyd

MERK: For denne protokollen ble en 1 MHz monoelementtransduser med tone-burst-puls med en varighet på 10 ms, en MI på 0,4 og en pulsrepetisjonsfrekvens på 1,6 Hz med 40 sykluser i 240 s brukt. Protokollen er optimalisert for mikrobobler stabilisert av fosfolipider som inneholder svovel heksafluorid (SF6) som en uskyldig gass, hvorved gjennomsnittlig boblediameter er 2,5 μm og mer enn 90% av boblene er mindre enn 8 μm.

  1. Plasser den stereotaktiske plattformen med det monterte dyret i bildemodaliteten (f.eks.bli eller røntgen) og ta bilde(er) av dyret.
  2. Bruk multimodalitetsfidusialmarkørene i kombinasjon med bildebehandlingsrørledningen for å markere dyrets posisjon i henhold til svingerens fokuspunkt.
  3. Bestem målområdet ved å plassere en hjernekontur over det oppkjøpte røntgenbildet eller bruke BLI-bilder til å bestemme midten av svulsten (figur 2). Plasseringen av spesifikke deler av hjernen er spesifisert i Paxinos Brain Atlas40 ved hjelp av skallemarkeringene bregma og lambda som referansepunkter. Pons er for eksempel plassert x = -1,0, y = -0,8 og z = -4,5 fra lambda.
  4. Beskytt dyrets nesebor og munn med tape for å forhindre at ultralydgel forstyrrer pusten.
  5. Påfør ultralydgel på toppen av dyrets hode.
  6. Trekk tilbake huden på dyrenes nakke, smør nålehydrofonen med ultralydgel og plasser nålhydrofonen i umiddelbar nærhet av oksipitalbenet.
  7. Før svingeren til riktig posisjon ved hjelp av rørledningen for bildebehandling og fokuspunktet.
  8. Bruk de forhåndskonfigurerte innstillingene på alle tilkoblede enheter og målrett hjernens interesseområde.
    MERK: Avhengig av problemstillingen kan tumor- eller hjerneregioner sonoporated som et enkelt fokuspunkt eller som volumetrisk form, som vist i figur 2.
  9. Aktiver mikrobobler som beskrevet av produsenten. Injiser en bolus på 120 μL (5,4 μg) mikrobobler.
  10. Skyll halevenkateteret med saltvann for å kontrollere åpningen av kateteret.
  11. Injiser mikroboblene og start insonasjonen.
  12. Registrer mikrobubble kavitasjon med nålehydrofonen.
  13. Administrer et intravaskulært kontrastmiddel eller legemiddel etter sonoporasjon. Dosen, timingen og planleggingen avhenger av formålet med studien og stoffet.
    MERK: Evans blå er et vanlig fargestoff for å vurdere BBB-åpning41.
  14. Overvåk dyret til det forhåndsbestemte tidspunktet eller før det humane endepunktet.

4. Analyse av mikroboblekavitasjon

MERK: Her er den anvendte prosedyren beskrevet, som er egnet for in vivo-eksperimentering for SF6-fosfolipid mikrobobler med en gjennomsnittlig diameter på 2,5 μm (80% av boblene under 8 μm) begeistret med en burst-tone puls på 10 ms varighet med en frekvens på 1 MHz, som opprinnelig foreslått av McDannold et al.12.

  1. Fourier-transformer det innspilte PCD-signalet fra tidsdomenet til frekvensdomenet.
  2. Integrer den resulterende spektraleffekten for stabil kavitasjonsdeteksjon rundt 2og 3rd harmonisk (± 50 kHz), som vist i figur 3 (grønn boks ved 2 og 3 MHz).
  3. Integrer spektralkraften for inertiell kavitasjonsdeteksjon, mellom hovedfrekvens, 2nd, 3rd harmonisk, 1m og 2nd ultraharmonisk og den første subharmoniske (± 150 kHz), som vist i figur 3 (røde bokser).
  4. Integrer spektralkraften rundt prinsippfrekvensen (1 MHz ± 50 kHz) for normalisering av begge tidligere oppnådde PCD-signaler.
    MERK: PCD-signalet, for SF 6-fosfolipidmikrobubbles in vivo-eksperimenter ved 1 MHz, viser ikke ultraharmoni eller subharmoni før inertiell kavitasjon setter inn, som vist i figur 3.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Representative Results

or Start trial to access full content. Learn more about your institution’s access to JoVE content here

Det beskrevne FUS-systemet (figur 1 og figur 2) og den tilhørende arbeidsflyten har blitt brukt i over 100 dyr og produsert reproduserbare data om både friske og tumorbærende mus. Basert på den registrerte kavitasjonen og spektraltettheten ved harmonikken i det største øyeblikket av mikrobubble bolusinjeksjonen, kan spektralkraften til hver frekvens beregnes ved hjelp av Fourier-analysen som forklart i trinn 4 i protokollen. Basert på den akustiske protokollen (1 MHz, 10 ms pulsvarighet) med en MI på 0,4 i kombinasjon med mikrobobler, normaliserte det normaliserte integrerte kraftspekteret ved2- og 3 rd-harmonikkene det integrerte kraftspekteret til eksitasjonsfrekvensen som ble observert i figur 3. Dette ga et svært følsomt og pålitelig middel for stabil kavitasjonsdeteksjon, sammenlignet med ingen påvisning av subharmonikk når ingen mikrobobler ble injisert eller observasjon av inertiell kavitasjon når en MI på 0,6 ble påført. Ved inertiell kavitasjon ble det oppdaget et økt bredbånds støygulv på opptil 25 dB samt utseendet av ultraharmoni og subharmoni. Selv om et akustisk trykk på en MI på 0,4 og 0,6 ikke resulterte i noen makroskopisk skade, ble mikroskopisk skade vist histologisk ved en MI på 0,6, som vist i figur 4. En ytterligere økning av trykkamplituden opp til en MI på 0,8 resulterte i en makroskopisk hjerneblødning av større kar og bredt spredt vevslys med ekstravasasjon av erytrocytter. De histologiske funnene korresponderte med de akustiske dataene fra den passive kavitasjonssensoren, som vist i figur 3, som bekrefter de skadelige egenskapene til inertiell kavitasjon av hjernevevet. Som en konsekvens ble en MI på 0,4 valgt som sikker trykkamplitude som ga svært reproduserbar BBB-åpning, samtidig som den ga en sikker margin til det inertiske kavitasjonsregimet, som observert før11.

Intravenøs Evans blå ble injisert for å validere åpningen av BBB i pontinområdet. Den sterke albuminbindingen av Evans blå fører til et stort molekyl på mer enn 66 kDa42. På nivået av pons og delvis cerebellum ble ekstravasasjon av Evans blåkonjugert albumin observert i musen behandlet med FUS og mikrobobler i motsetning til musen uten mikrobobler (Figur 5). Dette understreker den presise målrettingen av interesseområdet basert på bildestyrt stereotaktisk navigasjon med det interne BUILD FUS-systemet og den beskrevne protokollen.

Figure 1
Figur 1: Fokusert ultralydoppsett.
(A) Skjematisk representasjon av det fokuserte ultralydoppsettet. (B) Bilde av det fokuserte ultralydoppsettet. Systemet består av en ovenfra og ned montert svinger på en 1D lineær fase over et andre 2D-trinn for automatisk 3D-posisjonering. Svingeren er bygget i en vannfylt bjelkekegle, lukket i bunnen med en akustisk gjennomsiktig mylarmembran, som leder lyden til dyrets kranium. Svingeren er koblet til en effektforsterker, som igjen er koblet til en vilkårlig bølgeformgenerator (AWG) for signalgenerering. For kavitasjonsdeteksjon brukes en avtakbar hydrofon i kombinasjon med en lavstøyspenningsforsterker. Hydrofonen er plassert i umiddelbar nærhet av occipitalbenet. Den eksterne hydrofonen har en 2 mm aktiv overflate og er akustisk kombinert med ultralydgel. Både høyspenningssignalet til eksitasjonspulsen og det registrerte kavitasjonssignalet digitaliseres av et standard 200 MHz oscilloskop og videresendes til en kontrolldatamaskin (ikke vist) for fly-prosessering og sanntidskontroll. Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.

Figure 2
Figur 2: Fokusert ultralydarbeidsflyt.
Den foreslåtte arbeidsflyten til det fokuserte ultralydsystemet starter med (A) den første plasseringen av dyr på en avtakbar stereotaktisk plattform, legg merke til anvendelsen av den akustiske koblingsgelen (påført etter BLI / røntgen). Samtidig kan multimodal avbildning utføres for målretting. (B) Ved første røntgenbilder er en mulighet, mens en interesseregion kan målrettes ved hjelp av en omriss av hjernen (som igjen refereres til musen hjerne atlas40, tilpasset størrelsen og holdningen til skallen). (C) Alternativt kan et BLI-bilde av en luciferase transfektert diffus midline glioma tumor lagt på en røntgen maksimal intensitetsprojeksjon brukes til målretting. (D) Deretter monteres den stereotaktiske plattformen med dyret i terapiposisjon med både hydrofon og transduser festet. Svingeren kjører automatisk i terapiposisjon og sonikerer den valgte banen etter bolusinjeksjon. Systemet er optimalisert for eksperimenter med høy gjennomstrømning, der flere plattformer tillater sammenflettet arbeid, som vist på toppen. Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.

Figure 3
Figur 3: Kavitasjonsovervåking.
(A) Frekvensspekteret av et in vivo-eksperiment i fravær av mikrobobleadministrasjon ved en MI på 0,4 ved 1 MHz. (B) Vist er det tilsvarende spekteret ved peak-bolus etter injeksjon av mikrobobler. Legg merke til økningen av høyere harmonikk, noe som indikerer stabil kavitasjon av mikroboblene. (C) Tilsvarende spektrum observert ved en høyere MI på 0,6 i kombinasjon med mikrobubble injeksjon, innenfor overgangsbåndet til utbruddet av inertiell kavitasjon, noe som fører til en økning i støygulv opp til 25 dB og utseendet av ultraharmonikk og subharmonikk. Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.

Figure 4
Figur 4: BBB-åpning og assosiert histologi.
(A) Stabil kavitasjon ved hjelp av en MI på 0,4 beviste en intakt hjerneparenchyma i både hvitt lys makroskopi og HE farget mikroskopi. (B) Etter en MI på 0,6 første tegn på lokal irreversibel vev skade på hjernen parenchyma blir tydelig i HE farget histologiske data. (C) For enda høyere mekanisk trykk på MI 0,8, makroskopisk blødning er tydelig så vel som bredt spredt vev lysis av hjernen parenchyma og ekstravasasjon av erytrocytter på grunn av mikro-blødning. Den blå nyansen i makroskopien i hvitt lys indikerer ekstravaseringen av det koinjiserte intravaskulære kontrastmiddelet Evans blå som indikerer BBB-åpning (se figur 5 for en sagittal visning). Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.

Figure 5
Figur 5: Validering av BBB-åpning.
Demonstrasjon av vellykket BBB-åpning i stabilt kavitasjonsregime (B) sammenlignet med kontrollen (A), ingen mikrobobler injisert. I dette tilfellet evans blå har blitt brukt som en intravaskulær kontrast agent. Den sterke albuminbindingen av Evans blå fører til et stort molekyl på mer enn 66 kDa. Som en konsekvens er bevis på Evans blå ekstravasasjon indikativ for paracellulær transport over BBB på grunn av en (delvis) åpning av de tette kryssene. Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Discussion

or Start trial to access full content. Learn more about your institution’s access to JoVE content here

I denne studien utviklet vi et kostnadseffektivt bildestyrt basert FUS-system for forbigående BBB-forstyrrelser for økt legemiddellevering i hjerneparenchyma. Systemet ble i stor grad bygget med kommersielt tilgjengelige komponenter og i forbindelse med røntgen og BLI. Modulariteten til den foreslåtte utformingen tillater bruk av flere bildemodaliteter for planlegging og vurdering i arbeidsflyter med høy gjennomstrømning. Systemet kan kombineres med mer omfattende høyoppløselige 3D-avbildningsmodaliteter, for eksempel høyoppløselig MR eller mikro-CT, mens for hoveddelen av studien brukes 2D-avbildningsmodaliteter som 2D-røntgen og /eller BLI. 2D-røntgen og/eller BLI er begge betydelig mer kostnadseffektive og ideelle for studier med høyt volum på grunn av deres respektive korte oppkjøpstider. Transduseren som er beskrevet her, er godt egnet til å produsere BBBD i større områder (på skalaen av en musehjerne) i dypere deler av hjernen (f antall 1,25). Vi har brukt systemet for diffust voksende svulster i pontinområdet43,44. For disse regionene må et større volum sonoporated som omfatter hele tumorområdet i pons. Det modulære systemet kan enkelt justeres for andre typer hjernesvulster i mer supratentoriale deler av hjernen. For å bestemme transdusertypen bør man holde hensyn til f-nummer, brennvidde og frekvens.

Den samlede designen foreslår dermed to forbedringer sammenlignet med tidligere foreslåtte design. (I) Ofte brukes et vannbad til ultralydbølgeoverføring av terapeutiske systemer. For transkranielle applikasjoner hos små dyr resulterer denne typen design i større og omvendte oppsett, hvorved dyret er delvis nedsenket11,22,25. Selv om disse designene generelt fungerer veldig bra i omfanget av mindre dyrestudier, er de et kompromiss med hensyn til oppsettstider, bærbarhet og realistisk vedlikeholdbare hygieniske standarder under bruk. Spesielt sistnevnte har stor betydning i omfangsstudiene som omfatter immunkompromitterte dyr og dermed strenge hygieniske standarder. Som en konsekvens, for å designe et system med et mer kompakt fotavtrykk, kortere installasjonstid, enkle dekontamineringsmuligheter og en naturlig posisjon av dyret under hele arbeidsflyten, ble det valgt en "ovenfra og ned" design. (II) Det andre designvalget som skiller seg fra flere tidligere beskrevne design, var å utelate direkte integrering av det akustiske leveringssystemet i et medisinsk bildebehandlingssystem, for eksempel en MR eller en mikro-CT15,17,18,19,45. Selv om fullt integrerte systemer er ideelle for langsgående farmakokinetiske studier eller utforskende forskning på et begrenset antall dyr, er slike oppsett generelt mindre egnet for farmasøytiske studier med høyt volum på grunn av betydelig økt kompleksitet, høye driftskostnader og behov for trente / dyktige operatører. Videre er slike systemer generelt begrenset til bare en bildemodalitet. Som en konsekvens av dette er den foreslåtte designen her avhengig av en modulær avtakbar stereotaktisk plattform, som er kompatibel med flere bildemodaliteter (mikro-CT, små dyrereKE, en rekke BLI / fluorescenskameraer, disse med eller uten integrert røntgenavbildning) og gir også multimodalitetsfiducial markører for automatisk fusjon av alle bildedata i en felles referanseramme for både intervensjonsplanlegging og oppfølgingspost BBB-åpning.

Når det gjelder praktiske hensyn, er det mest kritiske punktet for svikt i prosedyren stabiliteten til mikroboblene på grunn av deres begrensede levetid og deres skjøre natur. Vi vil understreke at følgende diskusjon gjelder mikrobobler stabilisert av fosfolipider og inneholder svovelheksafluorid (SF6) som en uskyldig gass46,47, mens andre mikrobubble formuleringer generelt vil vise forskjellige egenskaper.

Tidspunkt før mikrobobleinjeksjon: Den annonserte levetiden til kommersielt tilgjengelige mikrobobler etter rehydrering er mellom 3 og 4 timer. Selv om dette er egnet for diagnostiske ultralydapplikasjoner, bør det bemerkes at mikrobubbles i løpet av hele denne perioden kontinuerlig mister gass og følgelig er gjennomsnittlig boblediameter utsatt for en kontinuerlig nedadgående drift fra den opprinnelige gjennomsnittlige størrelsen på 2,5 μm. For terapeutiske anvendelser som ultralydmediert BBBD innebærer dette mye strengere timing-imperativer, siden oscillasjonsamplituden av stabil kavitasjon (ved en gitt frekvens og trykk) og utbruddet av inertiell kavitasjon er som en direkte konsekvens også gjenstand for en kontinuerlig drift. Etter vår erfaring har vi observert at mikrobobler er best brukt innen 30 minutter etter rehydrering for å oppnå reproduserbare resultater, lik tidligere rapporter48.

Tidspunkt etter mikrobobleinjeksjon: I større primater viserkommersielt tilgjengelige SF 6-fosfolipidmikrobobler en halveringstid på blodplasma på ca. 6 minutter og mer enn 80% av den administrerte gassen pustes ut via lungene etter bare 11 minutterog 48. Hos små pattedyr som mus og rotter er blodplasma eliminering halveringstiden til denne typen mikrobobler in vivo med 90-120 sekunder betydelig kortere på grunn av høyere hjertefrekvens20. Som en konsekvens, den raske dynamikken i mikrobubble konsentrasjonen rett etter bolus injeksjon og rask påfølgende plasma eliminering kombinert med kontinuerlig gass volum tap av bobler pålegger strenge timing krav på sonikering / injeksjon protokollen for å oppnå reproduserbare resultater innen den korte varigheten av 3-4 minutter etter injeksjon. Lengre prosedyrer eller mer omfattende volumer av BBBD krever fortrinnsvis en kontinuerlig administrering av mikrobobler. Imidlertid er en slik tilnærming komplisert av oppdriften av boblene i både sprøyten og fôringssystemet, og introduserer også et betydelig økt dødvolum ved den nødvendige infusjonsslangen. Etter vår erfaring ga den enklere løsningen for å dele det totale injeksjonsvolumet i 2 til 3 mindre underdoser et robust og reproduserbart resultat.

I tillegg er mikrobobler svært trykkfølsomme, og høyt hydrostatisk trykk under injeksjon anbefales derfor ikke. Store nåler (>19 G) anbefales for overføring av mikrobobler til et plastrør eller for å utarbeide mikrobobler med en sprøyte49. For i.v. injeksjon hos mus anbefales 26-30 G nåler; siden større nåler er vanskeligere å sette inn i halevenen. 26 G nålen anbefales siden det hydrostatiske trykket er lavere med denne nålen. Men i tilfelle vanskelig venøs tilgang anbefales 30 G nålen.

Musens kranium er en viktig demper av trykkamplituden som reduserer trykkamplituden betydelig i fokus. Demping bestemmes av frekvensen av transduseren og tettheten av mediet ultralydbølgen forplanter seg. Høyere ultralydfrekvenser og høye vevstettheter, som bein resulterer i høy demping. Trykkamplituden absorberes delvis av bein og noe trykkamplitude går tapt ved refleksjon og spredning50. I våre eksperimenter har vi bestemt i musekadaver at dempingen ved 1 MHz er 14,5 ± 1,3 dB / cm med en gjennomsnittlig skalletykkelse på 0, 9 mm som vist før21,50. Kavitasjonsovervåking anbefales på det sterkeste siden mikrobobler reflekterer tydelige akustiske utslipp under stabil kavitasjon og inertiell kavitasjon. Bredbåndsutslipp er et tydelig akustisk utslipp for inertiell kavitasjon12. Sanntidsovervåking gjør det mulig å oppdage inertiell kavitasjon og senke trykkamplituden tilsvarende for å unngå vevsskade.

Tidligere rapporter beskrev påvirkningen av anestesitypen på oppnådd BBB-permeabilitet11,31. For isofluranbasert anestesi oppstår en vasodilatasjon kort tid etter anestesiinitiering, som er forbundet med en liten reduksjon av hjerneblodstrømmen. Videre fører anestesi over lengre varigheter, spesielt i fravær av temperaturstabilisering, til redusert hjertefrekvens. Siden begge faktorene potensielt kan føre til en større varians av hjernekonsentrasjonen av både mikrobobler eller samtidig administrerte legemidler, er en streng anestesiprotokoll tilrådelig for å oppnå reproduserbare resultater51. Anestesi med 1,5% v / v isofluran i 2 L / min oksygen i 35 til 45 minutter var ikke problematisk, som anbefalt av Constantinides et al.51. I motsetning til McDannold et al. som viste at denne gassblandingen i kombinasjon med den spesifikke typen mikrobobler var problematisk52, har vi ikke observert bemerkelsesverdige problemer med denne typen mikrobobler. Alternativt kan dyrene bedøves med en blanding av ketamin / xylazin, som ikke har noen kjente vasoaktive effekter53.

Oppsummert har den bildestyrte BBB-åpningsteknikken som er beskrevet her, blitt brukt til prekliniske evalueringsstudier med høyt volum som viste effektiviteten til den foreslåtte arbeidsflyten. Systemet kan dermed drives av ikke-teknisk personell etter kort opplæring på grunn av den høye graden av automatisering. Dette i kombinasjon med enkelheten i oppsettet resulterte i en høy grad av standardisering, som igjen sikrer eksperimentell reproduserbarhet, redusert variasjon i intragruppen og dermed gjør det mulig å redusere den nødvendige prøvestørrelsen.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Disclosures

Forfatterne har ingenting å avsløre.

Acknowledgments

Dette prosjektet ble finansiert av KWF-STW (Drug Delivery by Sonoporation in Childhood Diffuse Intrinsic Pontine Glioma and High-grade Glioma). Vi takker Ilya Skachkov og Charles Mougenot for deres innspill i utviklingen av systemet.

Materials

Name Company Catalog Number Comments
1 mL luer-lock syringe Becton Dickinson 309628 Plastipak
19 G needle Terumo Agani 8AN1938R1
23 G needle Terumo Agani 8AN2316R1
3M Transpore surgical tape Science applied to life 7000032707 or similar
Arbitrary waveform generator Siglent n.a. SDG1025, 25 MHz, 125 Msa/s
Automated stereotact in-house built n.a. Stereotact with all elements were in-house built
Bruker In-Vivo Xtreme Bruker n.a. Includes software
Buffered NaCl solution B. Braun Melsungen AG 220/12257974/110
Buprenorfine hydrochloride Indivior UK limitd n.a. 0.324 mg
Cage enrichment: paper-pulp smart home Bio services n.a.
Carbon filter Bickford NC0111395 Omnicon f/air
Ceramic spoon n.a n.a.
Cotton swabs n.a. n.a.
D-luciferin, potassium salt Gold Biotechnology LUCK-1
Ethanol VUmc pharmacy n.a. 70%
Evans Blue Sigma Aldrich E2129
Fresenius NaCl 0.9% Fresenius Kabi n.a. NaCl 0.9 %, 1000 mL
Histoacryl Braun Surgical n.a. Histoacryl 0.5 mL
Hydrophone Precision Acoustics n.a.
Insulin syringe Becton Dickinson 324825/324826 0.5 mL and 0.3 mL
Isoflurane TEVA Pharmachemie BV 8711218013196 250 mL
Ketamine Alfasan n.a. 10 %, 10 mL
Mouse food: Teklad global 18% protein rodent diet Envigo 2918-11416M
Neoflon catheter Becton Dickinson 391349 26 GA 0.6 x 19 mm
Oscilloscope Keysight technologies n.a. InfiniiVision DSOX024A
Plastic tubes Greiner bio-one 210261 50 mL
Power amplifier Electronics & Innovation Ltd 210L Model 210L
Preamplifier DC Coupler Precision Acoustics n.. Serial number: DCPS94
Scissors Sigma Aldrich S3146-1EA or similar
Sedazine AST Farma n.a. 2%
SonoVue microbubbles Bracco n.a. 8 µl/ml
Sterile water Fresenius Kabi n.a. 1000 mL
Syringe n.a. n.a. various syringes can be used
Temgesic Indivior UK limitd n.a. 0.3 mg/ml
Transducer Precision Acoustics n.a. 1 MHz
Tweezers Sigma Aldrich F4142-1EA or similar
Ultrasound gel Parker Laboratories Inc. 01-02 Aquasonic 100
Vidisic gel Bausch + Lomb n.a. 10 g

DOWNLOAD MATERIALS LIST

References

  1. Lipinski, C. A. Lead- and drug-like compounds: the rule-of-five revolution. Drug Discovery Today: Technologies. 1, (4), 337-341 (2004).
  2. Pardridge, W. M. Blood-brain barrier delivery. Drug Discovery Today. 12, (1-2), 54-61 (2007).
  3. Alli, S., et al. Brainstem blood brain barrier disruption using focused ultrasound: A demonstration of feasibility and enhanced doxorubicin delivery. Journal of Controlled Release. 281, 29-41 (2018).
  4. Burgess, A., Hynynen, K. Noninvasive and targeted drug delivery to the brain using focused ultrasound. ACS Chemical Neuroscience. 4, (4), 519-526 (2013).
  5. Meng, Y., et al. Safety and efficacy of focused ultrasound induced blood-brain barrier opening, an integrative review of animal and human studies. Journal of Controlled Release. 309, 25-36 (2019).
  6. Darrow, D. P. Focused Ultrasound for Neuromodulation. Neurotherapeutics. 16, (1), 88-99 (2019).
  7. Zhou, Y. F. High intensity focused ultrasound in clinical tumor ablation. World Journal of Clinical Oncology. 2, (1), 8-27 (2011).
  8. O'Reilly, M. A., Hough, O., Hynynen, K. Blood-Brain Barrier Closure Time After Controlled Ultrasound-Induced Opening Is Independent of Opening Volume. Journal of Ultrasound in Medicine. 36, (3), 475-483 (2017).
  9. Mainprize, T., et al. Blood-Brain Barrier Opening in Primary Brain Tumors with Non-invasive MR-Guided Focused Ultrasound: A Clinical Safety and Feasibility Study. Scientific Reports. 9, (1), 321 (2019).
  10. Dasgupta, A., et al. Ultrasound-mediated drug delivery to the brain: principles, progress and prospects. Drug Discovery Today: Technologies. 20, 41-48 (2016).
  11. O'Reilly, M. A., Waspe, A. C., Chopra, R., Hynynen, K. MRI-guided disruption of the blood-brain barrier using transcranial focused ultrasound in a rat model. Journal of Visualized Experiments. (61), (2012).
  12. McDannold, N., Vykhodtseva, N., Hynynen, K. Targeted disruption of the blood-brain barrier with focused ultrasound: association with cavitation activity. Physics in Medicine & Biology. 51, (4), 793 (2006).
  13. McDannold, N., Vykhodtseva, N., Hynynen, K. Blood-brain barrier disruption induced by focused ultrasound and circulating preformed microbubbles appears to be characterized by the mechanical index. Ultrasound in Medicine and Biology. 34, (5), 834-840 (2008).
  14. Sun, T., et al. Closed-loop control of targeted ultrasound drug delivery across the blood-brain/tumor barriers in a rat glioma model. Proceedings of the National Academy of Sciences. 114, (48), 10281-10290 (2017).
  15. Lipsman, N., et al. Blood-brain barrier opening in Alzheimer's disease using MR-guided focused ultrasound. Nature Communications. 9, (1), 2336 (2018).
  16. Carpentier, A., et al. Clinical trial of blood-brain barrier disruption by pulsed ultrasound. Science Translational Medicine. 8, (343), 342 (2016).
  17. Chopra, R., Curiel, L., Staruch, R., Morrison, L., Hynynen, K. An MRI-compatible system for focused ultrasound experiments in small animal models. Medical Physics. 36, (5), 1867-1874 (2009).
  18. Kinoshita, M., McDannold, N., Jolesz, F. A., Hynynen, K. Targeted delivery of antibodies through the blood–brain barrier by MRI-guided focused ultrasound. Biochemical and Biophysical Research Communications. 340, (4), 1085-1090 (2006).
  19. Larrat, B., et al. MR-guided transcranial brain HIFU in small animal models. Physics in Medicine & Biology. 55, (2), 365 (2009).
  20. Contag, C. H., Jenkins, D., Contag, P. R., Negrin, R. S. Use of reporter genes for optical measurements of neoplastic disease in vivo. Neoplasia. 2, (1-2), New York, NY. 41 (2000).
  21. Choi, J. J., Pernot, M., Small, S. A., Konofagou, E. E. Noninvasive, transcranial and localized opening of the blood-brain barrier using focused ultrasound in mice. Ultrasound in Medicine & Biology. 33, (1), 95-104 (2007).
  22. Bing, C., et al. Trans-cranial opening of the blood-brain barrier in targeted regions using astereotaxic brain atlas and focused ultrasound energy. Journal of Therapeutic Ultrasound. 2, (1), 13 (2014).
  23. Marquet, F., et al. Real-time, transcranial monitoring of safe blood-brain barrier opening in non-human primates. PloS One. 9, (2), (2014).
  24. Anastasiadis, P., et al. characterization and evaluation of a laser-guided focused ultrasound system for preclinical investigations. Biomedical Engineering Online. 18, (1), 36 (2019).
  25. Liu, H. L., Pan, C. H., Ting, C. Y., Hsiao, M. J. Opening of the blood-brain barrier by low-frequency (28-kHz) ultrasound: a novel pinhole-assisted mechanical scanning device. Ultrasound in Medicine & Biology. 36, (2), 325-335 (2010).
  26. Zhu, L., et al. Focused ultrasound-enabled brain tumor liquid biopsy. Scientific Reports. 8, (1), 1-9 (2018).
  27. Bader, K. B., Holland, C. K. Gauging the likelihood of stable cavitation from ultrasound contrast agents. Physics in Medicine & Biology. 58, (1), 127 (2012).
  28. Neppiras, E. Acoustic cavitation series: part one: Acoustic cavitation: an introduction. Ultrasonics. 22, (1), 25-28 (1984).
  29. Aryal, M., Arvanitis, C. D., Alexander, P. M., McDannold, N. Ultrasound-mediated blood-brain barrier disruption for targeted drug delivery in the central nervous system. Advanced Drug Delivery Reviews. 72, 94-109 (2014).
  30. Tung, Y. S., Choi, J. J., Baseri, B., Konofagou, E. E. Identifying the inertial cavitation threshold and skull effects in a vessel phantom using focused ultrasound and microbubbles. Ultrasound in Medicine & Biology. 36, (5), 840-852 (2010).
  31. Arvanitis, C. D., Livingstone, M. S., Vykhodtseva, N., McDannold, N. Controlled ultrasound-induced blood-brain barrier disruption using passive acoustic emissions monitoring. PloS One. 7, (9), (2012).
  32. Tsai, C. H., Zhang, J. W., Liao, Y. Y., Liu, H. L. Real-time monitoring of focused ultrasound blood-brain barrier opening via subharmonic acoustic emission detection: implementation of confocal dual-frequency piezoelectric transducers. Physics in Medicine & Biology. 61, (7), 2926 (2016).
  33. Chen, W. S., Brayman, A. A., Matula, T. J., Crum, L. A. Inertial cavitation dose and hemolysis produced in vitro with or without Optison. Ultrasound in Medicine & Biology. 29, (5), 725-737 (2003).
  34. Qiu, Y., et al. The correlation between acoustic cavitation and sonoporation involved in ultrasound-mediated DNA transfection with polyethylenimine (PEI) in vitro. Journal of Controlled Release. 145, (1), 40-48 (2010).
  35. Sun, T., Jia, N., Zhang, D., Xu, D. Ambient pressure dependence of the ultra-harmonic response from contrast microbubbles. The Journal of the Acoustical Society of America. 131, (6), 4358-4364 (2012).
  36. Rehemtulla, A., et al. Rapid and quantitative assessment of cancer treatment response using in vivo bioluminescence imaging. Neoplasia. 2, (6), 491-495 (2000).
  37. Puaux, A. L., et al. A comparison of imaging techniques to monitor tumor growth and cancer progression in living animals. International Journal of Molecular Imaging. 2011, (2011).
  38. Wu, S. K., et al. Characterization of different microbubbles in assisting focused ultrasound-induced blood-brain barrier opening. Scientific Reports. 7, 46689 (2017).
  39. van den Broek, M. P., Groenendaal, F., Egberts, A. C., Rademaker, C. M. Effects of hypothermia on pharmacokinetics and pharmacodynamics. Clinical Pharmacokinetics. 49, (5), 277-294 (2010).
  40. Paxinos, G., Franklin, K. B. Paxinos and Franklin's the mouse brain in stereotaxic coordinates. Academic press. (2019).
  41. Saunders, N. R., Dziegielewska, K. M., Møllgård, K., Habgood, M. D. Markers for blood-brain barrier integrity: how appropriate is Evans blue in the twenty-first century and what are the alternatives. Frontiers in Neuroscience. 385, 385 (2015).
  42. Yao, L., Xue, X., Yu, P., Ni, Y., Chen, F. Evans blue dye: a revisit of its applications in biomedicine. Contrast Media & Molecular Imaging. 2018, (2018).
  43. Caretti, V., et al. Monitoring of tumor growth and post-irradiation recurrence in a diffuse intrinsic pontine glioma mouse model. Brain Pathology. 21, (4), 441-451 (2011).
  44. Yoshimura, J., Onda, K., Tanaka, R., Takahashi, H. Clinicopathological study of diffuse type brainstem gliomas: analysis of 40 autopsy cases. Neurologia Medico-Chirurgica. 43, (8), 375-382 (2003).
  45. Yang, F. Y., et al. Micro-SPECT/CT-based pharmacokinetic analysis of 99mTc-diethylenetriaminepentaacetic acid in rats with blood-brain barrier disruption induced by focused ultrasound. Journal of Nuclear Medicine. 52, (3), 478-484 (2011).
  46. Sirsi, S., Borden, M. Microbubble compositions, properties and biomedical applications. Bubble Science, Engineering & Technology. 1, (1-2), 3-17 (2009).
  47. Greis, C. Technology overview: SonoVue. European Radiology. 14, Bracco, Milan. 11-15 (2004).
  48. Schneider, M. Characteristics of sonovue. Echocardiography. 16, 743-746 (1999).
  49. Talu, E., Powell, R. L., Longo, M. L., Dayton, P. A. Needle size and injection rate impact microbubble contrast agent population. Ultrasound in Medicine & Biology. 34, (7), 1182-1185 (2008).
  50. Pinton, G., et al. Attenuation, scattering, and absorption of ultrasound in the skull bone. Medical Physics. 39, (1), 299-307 (2012).
  51. Constantinides, C., Mean, R., Janssen, B. J. Effects of isoflurane anesthesia on the cardiovascular function of the C57BL/6 mouse. ILAR journal/National Research Council, Institute of Laboratory Animal Resources. 52, 21 (2011).
  52. McDannold, N., Zhang, Y., Vykhodtseva, N. The effects of oxygen on ultrasound-induced blood-brain barrier disruption in mice. Ultrasound in Medicine & Biology. 43, (2), 469-475 (2017).
  53. McDannold, N., Zhang, Y., Vykhodtseva, N. Blood-brain barrier disruption and vascular damage induced by ultrasound bursts combined with microbubbles can be influenced by choice of anesthesia protocol. Ultrasound in Medicine and Biology. 37, (8), 1259-1270 (2011).
Et høygjennomstrømningsbildestyrt stereotaktisk nevronavigering og fokusert ultralydsystem for blod-hjernebarriereåpning hos gnagere
Play Video
PDF DOI DOWNLOAD MATERIALS LIST

Cite this Article

Haumann, R., ’t Hart, E., Derieppe, M. P. P., Besse, H. C., Kaspers, G. J. L., Hoving, E., van Vuurden, D. G., Hulleman, E., Ries, M. A High-Throughput Image-Guided Stereotactic Neuronavigation and Focused Ultrasound System for Blood-Brain Barrier Opening in Rodents. J. Vis. Exp. (161), e61269, doi:10.3791/61269 (2020).More

Haumann, R., ’t Hart, E., Derieppe, M. P. P., Besse, H. C., Kaspers, G. J. L., Hoving, E., van Vuurden, D. G., Hulleman, E., Ries, M. A High-Throughput Image-Guided Stereotactic Neuronavigation and Focused Ultrasound System for Blood-Brain Barrier Opening in Rodents. J. Vis. Exp. (161), e61269, doi:10.3791/61269 (2020).

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