Waiting
Login processing...

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

Neuroscience

En high-throughput Image-Guided Stereotactic Neuronavigation og fokuseret ultralyd system til blod-hjerne barrieren Åbning i gnavere

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

Summary

Blod-hjerne barrieren (BBB) kan midlertidigt forstyrres med mikroboble-medieret fokuseret ultralyd (FUS). Her beskriver vi en trinvis protokol for BBB-åbning i høj overførselshastighed ved hjælp af et modulært FUS-system, der er tilgængeligt for ikke-ultralydseksperter.

Abstract

Blod-hjerne barrieren (BBB) har været en stor forhindring for behandling af forskellige hjernesygdomme. Endotelceller, der er forbundet med stramme vejkryds, danner en fysiologisk barriere, der forhindrer store molekyler (>500 Da) i at komme ind i hjernevævet. Mikroboble-medieret fokuseret ultralyd (FUS) kan bruges til at fremkalde en forbigående lokal BBB åbning, så større lægemidler til at komme ind i hjernen parenchyma.

Ud over store kliniske enheder til klinisk oversættelse kræver præklinisk forskning til vurdering af lægemiddelkandidaters behandlingsrespons dedikerede små ultralydsopsætninger til målrettet BBB-åbning. Disse systemer giver helst mulighed for arbejdsprocesser med høj gennemløb med både høj rumlig præcision og integreret kavitationsovervågning, samtidig med at de stadig er omkostningseffektive i både initialinvestering og driftsomkostninger.

Her præsenterer vi et bioluminescens- og røntgenstyret stereotaktisk FUS-system til små dyr, der er baseret på kommercielt tilgængelige komponenter og opfylder ovennævnte krav. Der er lagt særlig vægt på en høj grad af automatisering, der letter de udfordringer, der typisk opstår i prækliniske narkotikavurderingsundersøgelser med store mængder. Eksempler på disse udfordringer er behovet for standardisering for at sikre datagen reproducerbarhed, reducere variabilitet inden for grupper, reducere stikprøvestørrelsen og dermed overholde etiske krav og reducere unødvendig arbejdsbyrde. Det foreslåede BBB-system er blevet valideret inden for rammerne af BBB,der åbner faciliterede lægemiddelleveringsforsøg på patientbaserede xenograftmodeller af glioblastoma 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-hjerne barrieren (BBB) er en stor hindring for levering af narkotika i hjernen parenchyma. De fleste terapeutiske lægemidler, der er udviklet, krydser ikke BBB på grund af deres fysiskkemiske parametre (f.eks. lipofilicitet, molekylvægt, hydrogenbindingstagere og donorer) eller bevares ikke på grund af deres affinitet for efflux-transportører i hjernen1,2. Den lille gruppe af lægemidler, der kan krydse BBB, er typisk små lipofile molekyler, som kun er effektive i et begrænset antal hjernesygdomme1,2. Som følge heraf er farmakologiske behandlingsmuligheder begrænsede for de fleste hjernesygdomme, og der er behov for nye lægemiddelleveringsstrategier3,4.

Terapeutisk ultralyd er en ny teknik, der kan bruges til forskellige neurologiske applikationer som BBB-forstyrrelse (BBBD), neuromodulation og ablation4,5,6,7. For at opnå en BBB-åbning med en ekstracorporeal ultralydsudleder gennem kraniet kombineres fokuseret ultralyd (FUS) med mikrobobler. Mikroboble-medieret FUS resulterer i øget biotilgængelighed af lægemidler i hjernen parenchyma5,8,9. I nærværelse af lydbølger begynder mikrobobler at svinge indlede transcytose og forstyrrelse af de stramme kryds mellem BBB's endotelceller, hvilket muliggør paracellulær transport af større molekyler10. Tidligere undersøgelser bekræftede sammenhængen mellem intensiteten af den akustiske emission og den biologiske indvirkning på BBB-åbning11,12,13,14. FUS i kombination med mikrobobler er allerede blevet anvendt i kliniske forsøg til behandling af glioblastoma ved hjælp af temozolomide eller liposomal doxorubicin som kemoterapeutisk middel eller til behandling af Alzheimers sygdom og amyotrofisk lateral sklerose5,9,15,16.

Da ultralyd medieret BBB åbning resulterer i helt nye muligheder for farmakoterapi, præklinisk forskning for klinisk oversættelse er nødvendig for at vurdere behandlingen respons af udvalgte lægemiddelkandidater. Dette kræver typisk en arbejdsgang med høj gennemløb med både høj rumlig præcision og helst en integreret kavitationsregistrering til overvågning af målrettet BBB-åbning med høj reproducerbarhed. Hvis det er muligt, skal disse systemer være omkostningseffektive i både initialinvesteringer og driftsomkostninger for at kunne skaleres i henhold til undersøgelsens størrelse. De fleste prækliniske FUS-systemer kombineres med MR-scanning til billedvejledning og behandlingsplanlægning15,17,18,19. Selv om MR giver detaljerede oplysninger om tumor anatomi og volumen, det er en dyr teknik, som generelt udføres af uddannede / dygtige operatører. Derudover er MR-scanning i høj opløsning muligvis ikke altid tilgængelig for forskere i prækliniske faciliteter og kræver lange scanningstider pr. dyr, hvilket gør det mindre egnet til farmakologiske undersøgelser med høj gennemløb. Bemærkelsesværdigt er, at for præklinisk forskning inden for neuro-onkologi, især infiltrerende tumormodeller, er muligheden for at visualisere og målrette tumoren afgørende for behandlingssucces20. I øjeblikket er dette krav kun opfyldt af MR eller af tumorer transduceret med et fotoprotein, der muliggør visualisering med bioluminescens imaging (BLI) i kombination med administration af photoprotein substratet.

MR-styrede FUS-systemer bruger ofte et vandbad til at sikre ultralydbølgeudbredelse til transkraniale applikationer, hvor dyrets hoved delvist er nedsænket i vandet, de såkaldte ''bottom-up''-systemer15,17,18. Mens disse designs fungerer generelt godt i mindre dyreforsøg, er de et kompromis mellem dyreforberedelsestider, bærbarhed og realistisk vedligeholdbare hygiejniske standarder under brug. Som et alternativ til MRI omfatter andre styremetoder til stereotaktisk navigation brugen af et anatomisk atlas over gnavere21,22,23, laserpegepind assisteret visuel observation24, pinhole-assisteret mekanisk scanningsenhed25eller BLI26. De fleste af disse designs er "top-down" systemer, hvor transduceren er placeret oven på dyrets hoved, med dyret i en naturlig position. ''Top-down'-arbejdsgangen består enten af et vandbad22,25,26 eller en vandfyldt kegle21,24. Fordelen ved at bruge en transducer inde i en lukket kegle er det mere kompakte fodaftryk, kortere opsætningstid og ligetil dekontamineringsmuligheder, der forenkler hele arbejdsgangen.

Samspillet mellem det akustiske felt og mikroboblerne er trykafhængigt og spænder fra svingninger med lav amplitude (kaldet stabil kavitation) til forbigående boblekollaps (kaldet inertial kavitation)27,28. Der er en etableret konsensus om, at ultralyd-BBBD kræver et akustisk tryk et godt stykke over den stabile kavitationstærskel for at opnå vellykket BBBD, men under den inertielle kavitationstærskel, som generelt er forbundet med vaskulær / neuronal skade29. Den mest almindelige form for overvågning og kontrol er analysen af det (back-)spredte akustiske signal ved hjælp af passiv kavitationsdetektering (PCD), som foreslået af McDannold et al.12. PCD bygger på analysen af Fourier spektre af mikroboble emissionssignaler, hvor styrken og udseendet af stabile kavitation kendetegnende (harmoniske, subharmonics, og ultraharmonics) og inertial kavitation markører (bredbånd svar) kan måles i realtid.

En "one size fits all" PCD-analyse for præcis trykkontrol er kompliceret på grund af mikrobobleformuleringens polydispersitet (svingningsforstærkningen afhænger stærkt af boblediameteren), forskellene i bobleskalegenskaber mellem mærker og den akustiske svingning, som afhænger stærkt af frekvens og tryk30,31,32. Som følge heraf er der foreslået mange forskellige PCD-detektionsprotokoller, som er blevet tilpasset bestemte kombinationer af alle disse parametre og er blevet brugt i forskellige applikationsscenarier (lige fra in vitro-forsøg over små dyreprotokoller til PCD til klinisk brug) til robust kavitationsdetektion og endda til tilbagevirkende feedbackkontrol af trykket11,14,30,31,32,33,34,35. Pcd-protokollen, der anvendes i forbindelse med denne undersøgelse, er afledt direkte af McDannold et al.12 og overvåger den harmoniske emission for tilstedeværelsen af stabil kavitation og bredbåndsstøj til inertikavitationsdetektion.

Vi har udviklet et billedstyret neuronavigation FUS-system til forbigående åbning af BBB for at øge lægemiddelleveringen til hjerneparenchymaet. Systemet er baseret på kommercielt tilgængelige komponenter og kan let tilpasses flere forskellige billedbehandlingsmetoder, afhængigt af de tilgængelige billeddannelsesteknikker i dyrefaciliteten. Da vi har brug for en arbejdsgang med høj overførselshastighed, har vi valgt at bruge røntgen og BLI til billedvejledning og behandlingsplanlægning. Tumorceller transduceret med et photoprotein (f.eks luciferase) er egnet til BLI imaging20. Efter administration af fotoproteinsubstratet kan tumorceller overvåges in vivo og tumorvækst og placering kan bestemmes20,36. BLI er en billig billedbehandling modalitet, det gør det muligt at følge tumorvæksten over tid, det har hurtige scanningstider, og det korrelerer godt med tumorvækst målt med MRI36,37. Vi har valgt at erstatte vandbadet med en vandfyldt kegle fastgjort til transduceren for at muliggøre fleksibilitet til frit at flytte den platform, hvorpå gnaveren er monteret8,24. Designet er baseret på en aftagelig platform udstyret med integration af (I) stereotaktiske platformer til små dyr (II) fiduciale markører med både røntgen- og optisk billedkompatibilitet (III) hurtig aftagelig anæstesimaske og (IV) integreret temperaturreguleret dyreopvarmningssystem. Efter den første induktion af anæstesi monteres dyret i en præcis position på platformen, hvor det forbliver under hele proceduren. Derfor passerer hele platformen alle stationer i arbejdsgangen for hele interventionen, samtidig med at den opretholder en nøjagtig og reproducerbar positionering og vedvarende anæstesi. Kontrolsoftwaren gør det muligt automatisk at registrere de fiduciale markører og registrerer automatisk alle typer billeder og billedmodaliteter (dvs. mikro-CT, X-ray, BLI og fluorescensbilleddannelse) i referencerammen for den stereotaktiske platform. Ved hjælp af en automatisk kalibreringsprocedure er ultralydtransducerens brændvidde præcist kendt inden for, hvilket muliggør automatisk fusion af interventionel planlægning, akustisk levering og opfølgende billedanalyse. Som vist i figur 1 og figur 2giver denne opsætning en høj grad af fleksibilitet til at designe dedikerede eksperimentelle arbejdsgange og tillader interleaved håndtering af dyret på forskellige stationer, hvilket igen letter eksperimenter med høj gennemløb. Vi har brugt denne teknik til vellykket levering af lægemidler i mus xenografts af høj kvalitet gliom såsom 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 blev godkendt af det hollandske etiske udvalg (licenstilladelsesnummer AVD114002017841) og Dyrevelfærdsorganet ved Vrije Universiteit Amsterdam, Holland. Efterforskerne blev uddannet i det grundlæggende i FUS-systemet for at minimere dyrenes ubehag.

1. Fokuseret ultralydssystem

BEMÆRK: Den beskrevne opsætning er et indbygget bygget BBB-disruptionsystem baseret på kommercielt tilgængelige komponenter og omfatter en 3D-printet specialfremstillet kegle og aftagelig stereotaktisk platform. Systemet er designet modulopbygget, hvilket letter ændringer i henhold til tilgængeligt udstyr og specifik brug. Protokollen beskriver proceduren for sonoporation af et større område i pontinområdet i musehjernen. Ved at justere målplaceringen kan forskellige dele af hjernen målrettes. I denne undersøgelse blev der anvendt en transducer med et 1 MHz monoelement med en brændvidde på 75 mm, en blændeåbning på 60 mm og et brændområde på 1,5 x 1,5 x 5 mm (FWHM med toptryk). Transducerens brændplan er placeret gennem dyrets kranium i det vandrette plan, der skærer med ørestængerne.

  1. Vælg en passende transducer til BBB-åbning hos gnavere.
    BEMÆRK: Baseret på mikroboblernes egenskaber og den anvendte frekvens kan de akustiske indstillinger, især det mekaniske indeks (MI), ændres13,38.
  2. Placer transduceren i den 3D-printede kegle.
  3. Ansæt en akustisk gennemsigtig mylarmembran i bunden af keglen for at opnå akustisk kobling af stråleudbredelsesstien, og fyld keglen med afgasset vand.
  4. Transduceren monteres over dyret på et motoriseret lineært trin som vist i figur 1, der muliggør automatisk lodret placering af transduceren.
  5. Design en aftagelig stereotaktisk platform baseret på undersøgelsens krav, som omfatter temperaturregulerede varme-, bid- og ørestænger, anæstesi og multimodalitetsfiduciale markører, som vist i figur 1 og figur 2. Monteringen af den stereotaktiske platform består af et 2D lineært fasesystem, som giver mulighed for præcis automatisk positionering (< 0,1 mm) af dyret under strålen.
  6. Transduceren forbindes med den akustiske emissionskæde, der er vist i figur 1, og som består af en transducer, en funktionsgenerator og en effektforstærker.
  7. Udtænke en billedbehandling pipeline til at opdage multi-modalitet fiducial markører, der giver mulighed for præcis sonoporation målretning af hjernen område af interesse og indsamling af kavitation data opdaget af nålen hydrofon.
  8. Kalibrere systemet og bestemme fokuspunktet for transduceren i korrespondance til lodret positionering af dyret på den stereotaktiske platform.

2. Tilberedning af dyr

BEMÆRK: Følgende protokol er angivet for mus, men kan tilpasses rotter. Til disse eksperimenter blev der anvendt kvindelige athymiske nøgen Foxn1-/- mus (6-8 uger gamle).

  1. Lad dyret akklimatisere i mindst en uge i dyrefaciliteten og veje dyret regelmæssigt.
  2. Buprenorphin (0,05 mg/kg) gives via subkutan (s.c.) injektion 30 min før FUS-behandling for at starte smertestillende behandling.
  3. Bedøve dyret med 3% isoflurane, 2 L/min O2 og kontrollere, at dyret er dybt bedøvet. Hold dyrene bedøvet under hele proceduren og overvåge vejrtrækning frekvens og puls til at justere koncentrationen af isoflurane efter behov.
  4. Påfør øjensæbning for at forhindre tørre øjne og undgå mulig skade.
  5. Fjern hår på toppen af hovedet med en barbermaskine og depilatory creme og vask bagefter med vand for at fjerne eventuelle rester for at undgå irritation af huden.
  6. Til forsøg med BLI-tumormodeller injiceres 150 μL D-luciferin (30 mg/mL) intraperitoneal (i.p.) med en 29 G insulinsprøjte til BLI billedvejledning.
  7. Sæt et 26-30 G haleårekateter i og skyl kateteret og venen med et lille volumen heparinopløsning (5 UI/mL). Fyld kateteret med heparinopløsning for at undgå blodpropper.
    BEMÆRK: God kateterisering ses, når der er en tilbagesvaling af blod ind i kateteret. Undgå luftbobler i kateteret for at forhindre emboli. For at undgå for stort injektionstryk skal du sørge for, at kateterets længde er så kort som muligt.
  8. Placer dyret på den temperaturregulerede stereotaktiske platform for at undgå hypotermi.
    BEMÆRK: Hypotermi reducerer blodcirkulationen, hvilket kan påvirke injektionen/cirkulationen af mikrobobler og lægemidlernes farmakokinetik39.
  9. Immobiliser og fastgør dyrets hoved på den stereotaktiske platform ved hjælp af ørestænger og en bidstang. Fiksere kroppen med en rem og tape halen af dyret til platformen.

3. In vivo billedstyret fokuseret ultralyd

BEMÆRK: Til denne protokol blev der anvendt en transducer med et 1 MHz monoelement med en toneeksplosionspuls med en varighed på 10 ms, en MI på 0,4 og en pulsgentagelsesfrekvens på 1,6 Hz med 40 cyklusser i 240 s. Protokollen er optimeret til mikrobobler stabiliseret af fosfolipider indeholdende svovlhexafluorid (SF6)som en uskadelig gas, hvorved gennemsnitsboblediameteren er 2,5 μm og mere end 90% af boblerne er mindre end 8 μm.

  1. Placer den stereotaktiske platform med det monterede dyr i billedmodaliteten (f.eks. BLI eller røntgen) og tag billeder af dyret.
  2. Brug multimodalitetsfiducialmarkørerne i kombination med billedbehandlingsrørledningen til at markere dyrets position i henhold til transducerens fokuspunkt.
  3. Bestem målområdet ved at placere en hjernedisposition over det erhvervede røntgenbillede eller bruge BLI-billeder til at bestemme tumorens centrum (Figur 2). Placeringen af specifikke dele af hjernen er specificeret i Paxinos Brain Atlas40 ved hjælp af kraniet markeringer bregma og lambda som referencepunkter. Pons er f.eks.
  4. Beskyt dyrets næsebor og mund med tape for at forhindre ultralydgel, der forstyrrer vejrtrækningen.
  5. Påfør ultralydgel oven på dyrets hoved.
  6. Træk huden af dyrenes hals, smør nålen hydrofon med ultralyd gel og placere nålen hydrofon i umiddelbar nærhed af occipital knoglen.
  7. Før transduceren til den korrekte position ved hjælp af billedbehandlingspipelinen og fokuspunktet.
  8. Anvend de forudkonfigurerede indstillinger på alle tilknyttede enheder, og målret mod det område, der er af interesse for hjernen.
    BEMÆRK: Afhængigt af forskningsspørgsmålet kan tumor- eller hjerneregioner sonoporated som et enkelt omdrejningspunkt eller som volumetrisk form, som vist i figur 2.
  9. Aktiver mikrobobler som beskrevet af producenten. Der injiceres en bolus på 120 μL (5,4 μg) mikrobobler.
  10. Skyl haleårekateteret med saltvand for at kontrollere kateterets åbning.
  11. Injicere mikrobobler og starte insonation.
  12. Optag mikroboble kavitation med nålen hydrofon.
  13. Administrere et intravaskulært kontrastmiddel eller lægemiddel efter sonoporation. Dosis, timing og planlægning afhænger af formålet med undersøgelsen og lægemidlet.
    BEMÆRK: Evans blå er et almindeligt farvestof til at vurdere BBB åbning41.
  14. Overvåg dyret, indtil det forudbestemte tidspunkt eller før det humane slutpunkt.

4. Analyse af mikrobobler kavitation

BEMÆRK: Her beskrives den anvendte procedure, som er egnet til in vivo-eksperimentering for SF6-phospholipid mikrobobler med en gennemsnitlig diameter på 2,5 μm (80% af boblerne under 8 μm) ophidset med en burst-tone puls på 10 ms varighed med en frekvens på 1 MHz, som oprindeligt foreslået af McDannold et al.12.

  1. Fourier-transformer det optagede PCD-signal fra tidsdomænet til frekvensdomænet.
  2. Integrer den resulterende spektraleffekt til stabil kavitationsdetektion omkring2. og 3rd harmonisk (± 50 kHz), som vist i figur 3 (grøn boks ved 2 og 3 MHz).
  3. Spektraleffekten til inertiel kavitationsdetektering, mellem hovedfrekvensen, 2nd, 3rd harmonic, 1st. og2 nd ultraharmonic og den første subharmoniske (± 150 kHz), som vist i figur 3 (røde bokse).
  4. Integrer spektraleffekten omkring principfrekvensen (1 MHz ± 50 kHz) til normalisering af begge tidligere opnåede PCD-signaler.
    BEMÆRK: PCD-signalet for SF 6-phospholipid-mikrobobler in vivo-forsøg ved 1 MHz viser ikke ultraharmonikere eller subharmonikere, før inertial kavitation sætter ind, 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-system (figur 1 og figur 2) og den tilhørende arbejdsgang er blevet brugt i over 100 dyr og produceret reproducerbare data om både sunde og tumorbærende mus. Baseret på den registrerede kavitation og spektraltætheden ved overtonerne i det højeste øjeblik af mikrobubble bolus injektionen kan spektraleffekten af hver frekvens beregnes ved hjælp af Fourier-analysen som forklaret i trin 4 i protokollen. Baseret på den akustiske protokol (1 MHz, 10 ms puls varighed) med en MI på 0,4 i kombination med mikrobobler normaliserede det normaliserede integrerede effektspektrum ved2. og 3rd harmoniske det integrerede effektspektrum for excitationsfrekvensen observeret i figur 3. Dette gav et meget følsomt og pålideligt middel til stabil kavitationsdetektion sammenlignet med ingen påvisning af subharmonier, når der ikke blev injiceret mikrobobler, eller observation af inertiel kavitation, da en MI på 0,6 blev anvendt. I tilfælde af inertiel kavitation blev der påvist et øget bredbåndsstøjgulv på op til 25 dB samt udseendet af ultraharmoniker og subharmoniker. Selv om et akustisk tryk på en MI på 0,4 og 0,6 ikke resulterede i makroskopisk skade, blev der histologisk påvist mikroskopisk skade ved en MI på 0,6, som vist i figur 4. En yderligere stigning i trykforstærkningen op til en MI på 0,8 resulterede i en makroskopisk hjerneblødning af større kar og udbredt væv lysis med ekstravasation af erythrocytter. De histologiske fund svarede til de akustiske data fra den passive kavitationssensor, som vist i figur 3, der bekræfter de skadelige egenskaber ved inertial kavitation af hjernevævet. Som følge heraf blev en MI på 0,4 valgt som den sikre trykforstærkning, der gav meget reproducerbar BBB-åbning, samtidig med at der blev givet en sikker margen til det inertielle kavitationssystem, som observeret før11.

Intravenøs Evans blå blev injiceret for at validere åbningen af BBB i pontinregionen. Den stærke albumin-binding af Evans blå fører til et stort molekyle på mere end 66 kDa42. På pons-niveau og dels lillehjernen blev der observeret ekstravasation af Evans blåkonjugerede albumin i musen behandlet med FUS og mikrobobler i modsætning til musen uden mikrobobler (Figur 5). Dette understreger den præcise målretning af interesseregionen baseret på billedstyret stereotaktisk navigation med det interne opbygning af FUS-system og den beskrevne protokol.

Figure 1
Figur 1: Fokuseret ultralydsopsætning.
(A) Skematisk repræsentation af den fokuserede ultralyd oprettet. (B) Billede af den fokuserede ultralyd setup. Systemet består af en top-down monteret transducer på en 1D lineær fase over en anden 2D-fase til automatisk 3D-positionering. Transduceren er bygget i en vandfyldt strålekegler, lukket i bunden med en akustisk gennemsigtig mylarmembran, som leder lyden til dyrets kranium. Transduceren er forbundet til en effektforstærker, som igen er forbundet til en vilkårlig bølgeformsgenerator (AWG) til signalgenerering. Til kavitationsdetektering anvendes en aftagelig hydrofon i kombination med en støjsvag spændingsforstærker. Hydrofonen er placeret i umiddelbar nærhed af nakkebenet. Den eksterne hydrofon har en 2 mm aktiv overflade og er akustisk kombineret med ultralydgel. Både højspændingssignalet for excitationsimpulsen samt det registrerede kavitationssignal digitaliseres af et standard 200 MHz oscilloskop og videresendes til en kontrolcomputer (ikke vist) til on-the-fly-behandling og realtidskontrol. Klik her for at se en større version af dette tal.

Figure 2
Figur 2: Fokuseret ultralydsarbejdsgang.
Den foreslåede arbejdsgang for det fokuserede ultralydssystem starter med (A) den første positionering af dyr på en aftagelig stereotaktisk platform, bemærk anvendelsen af den akustiske koblingsgel (anvendt efter BLI / X-ray). Samtidig multimodal billeddannelse kan udføres for målretning. (B) Ved første røntgenbilleder er en mulighed, mens en region af interesse kan målrettes ved hjælp af en skitse af hjernen (som igen henvises til musen hjernen atlas40, tilpasset størrelsen og kropsholdning af kraniet). (C) Alternativt kan et BLI-billede af en luciferase transfected diffus midline glioma tumor overlejret på en X-ray maksimal intensitet projektion anvendes til målretning. (D) Derefter monteres den stereotaktiske platform med dyret i terapiposition med både hydrofon og transducer fastgjort. Transduceren kører automatisk i terapiposition og sonikerer den valgte bane efter bolusinjektion. Systemet er optimeret til eksperimenter med høj overførselshastighed, hvor flere platforme tillader interleaved arbejde, som vist øverst. Klik her for at se en større version af dette tal.

Figure 3
Figur 3: Overvågning af kavitation.
(A) Frekvensspektret for et in vivo-forsøg, hvis der ikke findes mikrobobler ved en MI på 0,4 ved 1 MHz. (B) Vist, er det tilsvarende spektrum ved top-bolus efter injektion af mikrobobler. Bemærk stigningen i de højere harmoniske, hvilket er vejledende for stabil kavitation af mikroboblerne. (C) Tilsvarende spektrum observeret ved en højere MI på 0,6 i kombination med mikrobobleindsprøjtning inden for overgangsbåndet til starten af inertiel kavitation, hvilket fører til en stigning i støjgulvet op til 25 dB og udseendet af ultraharmonikere og subharmoniker. Klik her for at se en større version af dette tal.

Figure 4
Figur 4: BBB åbning og tilhørende histologi.
(A) Stabil kavitation ved hjælp af en MI på 0,4 dokumenteret en intakt hjerne parenchyma i både hvidt lys makroskopi og HE farves mikroskopi. (B) Efter en MI på 0,6 første tegn på lokale irreversible vævsskader af hjernen parenchyma bliver synlige i HE farves histologiske data. (C) For endnu højere mekanisk tryk af MI 0,8, makroskopisk blødning er tydelig samt udbredt væv lysis af hjernen parenchyma og ekstravasation af erythrocytter på grund af mikro-blødning. Den blå nuance i makroskopien med hvidt lys er vejledende for ekstravaseringen af det co-injicerede intravakulære kontrastmiddel Evans blue, der angiver BBB-åbning (se figur 5 for en sagittal visning). Klik her for at se en større version af dette tal.

Figure 5
Figur 5: Validering af BBB-åbning.
Påvisning af vellykket BBB-åbning i det stabile kavitationssystem (B) sammenlignet med den indsprøjtede kontrol (A). I dette tilfælde evans blå er blevet brugt som en intravaskulær kontrast agent. Den stærke albumin-binding af Evans blå fører til et stort molekyle på mere end 66 kDa. Som følge heraf er bevis for Evans blå ekstravasation vejledende for paracellulær transport over BBB på grund af en (delvis) åbning af de stramme vejkryds. Klik her for at se en større version af dette tal.

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 undersøgelse udviklede vi et omkostningseffektivt billedstyret baseret FUS-system til forbigående BBB-forstyrrelse for øget lægemiddellevering til hjerneparenchymaet. Systemet blev stort set bygget med kommercielt tilgængelige komponenter og i samarbejde med X-ray og BLI. Modulariteten af det foreslåede design gør det muligt at anvende flere billedbehandlingsmetoder til planlægning og vurdering i arbejdsgange med høj overførselshastighed. Systemet kan kombineres med mere omfattende 3D-billedbehandlingsmetoder med høj opløsning, f.eks. 2D X-ray og/eller BLI er begge betydeligt mere omkostningseffektive såvel som ideelle til højvolumenstudier på grund af deres respektive korte anskaffelsestider. Den transducer, der er beskrevet her, er velegnet til at producere BBBD i større områder (på skala med en musehjerne) i dybere dele af hjernen (f antal 1,25). Vi har brugt systemet til diffust voksende tumorer i pontinregionen43,44. For disse regioner en større mængde skal sonoporated, der omfatter hele tumor regionen i pons. Det modulære system kan nemt justeres for andre typer af hjernetumorer i mere supratentorial dele af hjernen. For at kunne træffe beslutning om transducertypen bør man tage hensyn til f-nummer, brændvidde og frekvens.

Det overordnede design foreslår dermed to forbedringer i forhold til tidligere foreslåede designs. (I) Ofte et vandbad bruges til ultralyd bølge transmission af terapeutiske systemer. Til transkraniale anvendelser hos små dyr resulterer denne type design i større og omvendte opsætninger, hvorved dyret er delvist nedsænket11,22,25. Mens disse designs generelt fungerer meget godt inden for rammerne af mindre dyreforsøg, er de et kompromis med hensyn til opsætningstider, bærbarhed og realistisk vedligeholdbare hygiejniske standarder under brug. Sidstnævnte er især af stor betydning i forbindelse med undersøgelser af anvendelsesområdet, der omfatter immunkompromitterede dyr og dermed strenge hygiejniske standarder. For at designe et system med et mere kompakt fodaftryk, kortere opsætningstid, nemme dekontamineringsmuligheder og en naturlig position af dyret under hele arbejdsgangen blev der valgt et "top-down" design. (II) Det andet designvalg , der adskiller sig fra flere tidligere beskrevnedesign,var at udelade den direkte integration af det akustiske leveringssystem i et medicinsk billedsystem som en MR-scanning eller en mikro-CT15,17,18,19,45. Selv om fuldt integrerede systemer er ideelle til farmakokinetiske langtidsundersøgelser eller sonderende forskning på et begrænset antal dyr, er sådanne opsætninger generelt mindre velegnede til farmakologiske højvolumenundersøgelser på grund af betydeligt øget kompleksitet, høje driftsomkostninger og behov for uddannede/kvalificerede operatører. Desuden er sådanne systemer generelt begrænset til kun én billedbehandlingsmodalitet. Som følge heraf bygger det foreslåede design her på en modulær aftagelig stereotaktisk platform, som er kompatibel med flere billeddannelsesmetoder (mikro-CT, lille animalsk MRI, en række BLI/fluorescenskameraer, disse med eller uden integreret røntgenbilleddannelse) og giver også multimodalitetsfiduciale markører til automatisk fusion af alle billeddata i en fælles referenceramme for både interventionel planlægning og opfølgningen efter BBB-åbning.

Med hensyn til praktiske overvejelser er det mest kritiske fejlpunkt i proceduren mikroboblernes stabilitet på grund af deres begrænsede levetid og deres skrøbelige karakter. Vi vil gerne understrege, at følgende diskussion vedrører mikrobobler stabiliseret af fosfolipider og indeholder svovlhexafluorid (SF6)som en uskadelig gas46,47, mens andre mikrobobleformuleringer generelt vil vise forskellige egenskaber.

Timing før mikroboble injektion: Den annoncerede levetid for kommercielt tilgængelige mikrobobler efter re-hydrering er mellem 3 og 4 timer. Selv om dette er egnet til diagnostiske ultralydsapplikationer, skal det bemærkes, at mikroboblerne i hele denne periode kontinuerligt mister gas, og derfor er den gennemsnitlige boblediameter udsat for en kontinuerlig nedadgående afdrift fra den oprindelige gennemsnitlige størrelse på 2,5 μm. Til terapeutiske anvendelser såsom ultralyd-medieret BBBD dette indebærer meget strengere timing-imperativer, da svingning amplitude af stabil kavitation (ved en given frekvens og tryk) og debut-tærskel for inertial kavitation er som en direkte konsekvens også underlagt en kontinuerlig drift. Det er vores erfaring, at vi har observeret, at mikrobobler bedst bruges inden for 30 minutter efter rehydrering for at opnå reproducerbare resultater, svarende til tidligere rapporteringer48.

Timing efter mikroboble injektion: I større primater, kommercielt tilgængelige SF6-phospholipid mikrobobler vise en blod-plasma elimination halveringstid på ca 6 minutter og mere end 80% af den administrerede gas udåndes via lungerne efter kun 11 minutter48. Hos små pattedyr som mus og rotter er blodplasma eliminering halveringstiden for denne type mikrobobler in vivo med 90-120 sekunder betydeligt kortere på grund af den højere puls20. Som følge heraf stiller den hurtige dynamik i mikroboblekoncentrationen direkte efter bolusindsprøjtningen og den hurtige efterfølgende plasmafjernelse kombineret med boblernes kontinuerlige tab af gasvolumen strenge tidskrav til sonikerings-/injektionsprotokollen for at opnå reproducerbare resultater inden for den korte varighed af 3-4 minutter efter injektionen. Længere procedurer eller mere omfattende mængder BBBD kræver fortrinsvis en kontinuerlig administration af mikrobobler. En sådan tilgang kompliceres imidlertid af boblernes opdrift i både sprøjten og fodringssystemet og introducerer også et betydeligt øget dødt volumen ved den krævede infusionsrør. Det er vores erfaring, at den enklere løsning med at opdele det samlede injektionsvolumen i 2 til 3 mindre underdoser gav et robust og reproducerbart resultat.

Derudover er mikrobobler meget trykfølsomme, og høje hydrostatiske tryk under injektion anbefales derfor ikke. Store nåle (>19 G) anbefales til overførsel af mikrobobler til et plastrør eller til at udarbejde mikrobobler med en sprøjte49. Til i.v. injektion i mus anbefales 26-30 G nåle; da større nåle er vanskeligere at indsætte i halen vene. Den 26 G nål anbefales, da det hydrostatiske tryk er lavere med denne nål. I tilfælde af vanskelig venøs adgang anbefales dog 30 G-nålen.

Musens kranium er en vigtig dæmper af trykforstærkning, der væsentligt sænker trykforstærkning i fokus. Attenuation bestemmes af transducerens hyppighed og tætheden af mediet ultralydbølgen formerer sig. Højere ultralydsfrekvenser og høje vævstætheder, som knogle resulterer i høj afdæmpning. Trykforstærkningen absorberes delvist af knoglen, og en vis trykforstærkning går tabt ved refleksion og spredning50. I vores eksperimenter har vi fastslået i musekadevere, at dæmpningen ved 1 MHz er 14,5 ± 1,3 dB/cm med en gennemsnitlig kranietykkelse på 0,9 mm som vist før21,50. Kavitationsovervågning anbefales stærkt, da mikrobobler afspejler tydelige akustiske emissioner under stabil kavitation og inertial kavitation. Bredbåndsemission er en tydelig akustisk emission for inertial kavitation12. Overvågning i realtid gør det muligt at opdage inertiel kavitation og sænke trykforstærkningen i overensstemmelse hermed for at undgå vævsskader.

Tidligere rapporter beskrev anæstesitypens indflydelse på den opnåede BBB-permeabilitet11,31. For isofluran baseret anæstesi, en vasodilation opstår kort efter anæstesi indledning, som er forbundet med en lille reduktion af cerebral blodgennemstrømning. Desuden fører anæstesi over længere varigheder, især i mangel af temperaturstabilisering, til en reduceret puls. Da begge faktorer potentielt kan føre til en større varians af cerebral koncentration af både mikrobobler eller samadministrerede lægemidler, er en streng anæstesiprotokol tilrådeligt at opnå reproducerbare resultater51. Anæstesi med 1,5% v/v isoflurane i 2 L/min ilt i 35 til 45 minutter var ikke problematisk, som anbefalet af Constantinides et al.51. I modsætning til McDannold et al., der viste, at denne gasblanding i kombination med den specifikke type af deres mikrobobler var problematisk52, har vi ikke observeret bemærkelsesværdige problemer med denne type mikrobobler. Alternativt kan dyrene bedøves med en blanding af ketamin/xylazin, som ikke har nogen kendte vasoaktive virkninger53.

Sammenfattende er den billedfororienterede BBB-åbningsteknik, der er beskrevet her, blevet brugt til prækliniske lægemiddelevalueringsundersøgelser med høj volumen, der demonstrerede effektiviteten af den foreslåede arbejdsgang. Systemet kunne således drives af ikke-teknisk personale efter en kort uddannelse på grund af den høje grad af automatisering. Dette i kombination med opsætningens enkelhed resulterede i en høj grad af standardisering, hvilket igen sikrer eksperimentel reproducerbarhed, reduceret variabilitet inden for gruppen og dermed gør det muligt at reducere den krævede prøvestørrelse.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Disclosures

Forfatterne har intet at afsløre.

Acknowledgments

Dette projekt blev finansieret af KWF-STW (Drug Delivery af Sonoporation i barndommen Diffuse Intrinsic Pontine Glioma og High-grade Glioma). Vi takker Ilya Skachkov og Charles Mougenot for deres bidrag til udviklingen af 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).
En high-throughput Image-Guided Stereotactic Neuronavigation og fokuseret ultralyd system til blod-hjerne barrieren Åbning i gnavere
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