Ein Multiskalen-X - Hainan Plastic Bottles Group Co., Ltd

Scientific Data Band 9, Artikelnummer: 264 (2022) Diesen Artikel zitieren

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Details zu den Metriken

Technologische Fortschritte in der Röntgenbildgebung mit hellen und kohärenten Synchrotronquellen ermöglichen nun die Entkopplung von Probengröße und Auflösung bei gleichzeitiger Beibehaltung einer hohen Empfindlichkeit gegenüber den Mikrostrukturen weicher, teilweise dehydrierter Gewebe. Die kontinuierlichen Weiterentwicklungen in der Multiskalen-Röntgenbildgebung führten zur hierarchischen Phasenkontrasttomographie, einem umfassenden Ansatz zur Bewältigung der Herausforderung der Weichteilbildgebung im Organmaßstab (bis zu mehreren zehn Zentimetern) mit Auflösung und Empfindlichkeit bis zur Zellebene. Mit dieser Technik haben wir ex vivo eine gesamte menschliche linke Lunge mit einer isotropen Voxelgröße von 25,08 μm sowie lokalen Zooms bis zu 6,05–6,5 μm und 2,45–2,5 μm Voxelgröße abgebildet. Der hohe Gewebekontrast, den die Synchrotronquelle der vierten Generation an der European Synchrotron Radiation Facility bietet, offenbart die komplexe, mehrskalige anatomische Konstitution der menschlichen Lunge von der makroskopischen (Zentimeter) bis zur mikroskopischen (Mikrometer) Skala. Der Datensatz liefert umfassende 3D-Informationen im Organmaßstab der sekundären Lungenläppchen und beschreibt die Mikrostruktur von Lungenknötchen mit beispielloser Detailgenauigkeit.

Messungen)

Menschliche linke Lunge

Technologietyp(en)

Röntgen-Phasenkontrast-Bildgebung

Die menschliche Lunge gehört zu den größten festen Organen des menschlichen Körpers. Traditionell erfordern Untersuchungen der Lungenmikroanatomie auf Organebene langwierige Vorgänge bei der gezielten Probenentnahme, Gewebevorbereitung, histologischen Färbung und Schnittbildung1,2. Heutzutage werden klinische Ex-vivo-Bewertungen von Mikrostrukturen der gesamten Lunge ohne Schnitte mittels Absorptionskontrast-Mikro-CT bei einer Voxelgröße von etwa 100 μm durchgeführt. Anschließend kann mithilfe der Histologie ein begrenzter Bereich der Lunge für die Bildgebung mit höherer Auflösung ausgewählt werden3,4,5. Die Röntgen-Phasenkontrast-Bildgebung6,7 bietet eine höhere Empfindlichkeit und einen höheren Kontrast als die Labor-Mikro-CT8. Im Vergleich zur optischen virtuellen Histologie9 erfordert der Röntgenphasenkontrast aus der Ausbreitung im freien Raum keine Bildgebungsoptik und macht gleichzeitig die aufwändige Gewebereinigung und Fluoreszenzmarkierung überflüssig, die für die optische Bildgebung unerlässlich sind10. Die Kompatibilität der Röntgenphasenkontrastbildgebung mit bestehenden Röntgenquellen wird ihre schrittweise Einführung und den Übergang von der präklinischen Forschung zur klinischen Diagnostik erleichtern6,11,12. In Synchrotronanlagen bieten systematische Modernisierungen13,14 der Röntgenquelle und der Bildgebungstechniken in den letzten Jahrzehnten die Möglichkeit, biologische Fragen in sinnvollen Maßstäben und Auflösungen anzugehen11,15,16,17,18,19,20. Obwohl die synchrotronbasierte Röntgenbildgebung auf feinere anatomische Details zugreifen kann als die Labor-Mikro-CT19,21,22,23, erfordern viele Bioimaging-Szenarien eine weitere Steigerung des Bilddurchsatzes und die Unterbringung großer Probengrößen unter Beibehaltung der mikroskopischen Auflösung24,25.

Dank des hohen Röntgenphotonenflusses und der räumlichen Kohärenz, die mit modernen Synchrotronquellen der vierten Generation erreicht werden, sowie der sorgfältigen Gestaltung der Probenvorbereitung und des Bildgebungsprotokolls ist es nun möglich, vollständige, große, teilweise dehydrierte menschliche Organe in ihrer Gesamtheit im Mikrometerbereich abzubilden Auflösung mittels hierarchischer Phasenkontrast-Tomographie (HiP-CT)26. Die Technik integriert einen Multiskalen-Bildgebungsworkflow4,27,28,29,30 in einem einzigen Aufbau und nutzt den Ausbreitungsphasenkontrast aus hochenergetischen, polychromatischen Röntgenstrahlen und einstellbaren Detektionseinstellungen. Daher kann das Scannen eines gesamten menschlichen Organs (mit einer Größe von 5–30 cm in jeder Dimension) mit mehreren Auflösungen durchgeführt werden, ohne dass die Probe zerlegt werden muss oder ein Transport zu verschiedenen Standorten oder Einrichtungen des Instruments erforderlich ist27,28,30. HiP-CT verfügt über eine maßgeschneiderte Flat-Field-Korrektur, ein Abschwächungs-Scan-Protokoll sowie eine effiziente tomografische Probenahme- und Stitching-Pipeline, um große Weichteilorgane vollständig abzudecken, ohne zu färben27,31 oder zu löschen10. Der integrierte Einzelmodalitäts-Multiskalen-Bildgebungsansatz von HiP-CT26 gewährleistet dank des konsistenten Gewebekontrasts über alle Längenskalen hinweg ein vereinfachtes Bildregistrierungsverfahren. Das Bildgebungsprotokoll ist von bestehenden Multiskalen-Ansätzen inspiriert4,18,19,29, beginnend mit einer zweistufigen tomografischen Probenahme des gesamten Organs (Vollfeld-Tomografie), gefolgt von einer schrittweisen Vergrößerung ausgewählter Merkmale der Mikroanatomie durch lokale Tomografien in verschiedenen feineren Auflösungen, die mit dem jeweiligen anatomischen Kontext kompatibel sind. Bei der HiP-CT muss die Probe, beispielsweise ein Weichteilorgan, in eine 70-prozentige Ethanollösung in Wasser eingebettet und während der gesamten Bildgebung mit Agarblöcken immobilisiert werden (siehe Abb. 1a, b). Bei der Flat-Field-Korrektur erfolgt die Referenz aus einem separaten Behälter (Referenzgefäß) mit der gleichen Größe wie das Probengefäß, um den Weichteilkontrast zu verstärken (siehe Abb. 1c). Wir stellen hier den Datensatz einer intakten menschlichen linken Lunge bereit, der mittels HiP-CT bei einer Voxelgröße von 25,08 μm (vollständiges Organ, siehe Abb. 1d) und bei Voxelgrößen von 6,05–6,5 μm und 2,45–2,5 μm für verschiedene interessierende lokale Volumina abgebildet wurde ( VOIs) werden durch Optimierung des einfallenden Röntgenspektrums, der Ausbreitungsentfernung, der Szintillatordicke und der Kopplungsoptik vor dem Detektor erreicht (siehe Methoden). Die Röntgenbildgebungsexperimente wurden an der Strahllinie BM05 der European Synchrotron Radiation Facility (ESRF) unter Verwendung der kürzlich modernisierten extrem brillanten Röntgenquelle der vierten Generation (ESRF-EBS)32,33 durchgeführt.

(a) Eine menschliche linke Lunge in seitlicher (links) und medialer (rechts) Ansicht. (b) Die instillationsfixierte gesamte Lunge wird in einem versiegelten, größenkompatiblen, zylindrischen PET-Kunststoffgefäß (140 mm Durchmesser, 260 mm Höhe) montiert, das mit 70 %iger Ethanollösung und Agarblöcken gefüllt ist. (c) Skizze des HiP-CT-Bildgebungsaufbaus unter Verwendung des Ausbreitungsphasenkontrasts von hellen und kohärenten Röntgenstrahlen an der ESRF BM05-Strahllinie. Das Referenzgefäß enthält das gleiche Einbettmedium wie das Probengefäß. Die einfallende Röntgenenergie wird je nach Auflösungsanforderung durch Filter auf 70–85 keV eingestellt. (d) Volumendarstellung der gesamten linken Lunge, abgebildet mit einer Voxelgröße von 25,08 μm unter Verwendung von HiP-CT in lateraler (links) und medialer (rechts) Ansicht. Die wichtigsten anatomischen Merkmale, die mit a, b, d gekennzeichnet sind, sind (1) der linke Oberlappen, (2) die interlobäre Fissur, (3) der linke Unterlappen und (4) der linke Hauptbronchus.

Die gesamte linke Lunge (siehe Abb. 1a) wurde einer Körperspenderin entnommen, einer 94-jährigen Frau, die eines natürlichen Todes starb. Die Krankenakte ist in Tabelle 1 aufgeführt. Die Körperspende erfolgte auf der Grundlage der freiwilligen Zustimmung des Spenders antemortem . Die relevanten postmortalen medizinischen Verfahren wurden im Laboratoire d'Anatomie des Alpes Françaises (LADAF) gemäß den Empfehlungen der Skala „Quality Appraisal for Cadaveric Studies“34 durchgeführt. Bei allen Sektionen wurde das Andenken an den Verstorbenen respektiert. Die Transport- und Bildgebungsprotokolle wurden von der französischen Gesetzgebung zur Körperspende genehmigt. Der Körper des verstorbenen Spenders wurde einbalsamiert und die Lungenpräparation erfolgte etwa 36 Stunden nach dem Tod. Der Lunge wurde durch die Luftröhre eine 4 %ige Formalinlösung unter Verwendung eines Überdrucks von 30 cm Wassersäule instilliert. Anschließend wurde die Luftröhre abgebunden, um die aufgeblasene Konfiguration beizubehalten und die Lunge in einem nicht kollabierten Zustand zu fixieren. Der Körper wurde dann vor der Präparation 3 Tage lang bei 4 °C aufbewahrt. Nach der Entfernung wurden die Lungen weitere drei Tage lang in 4 %ige Formalinlösung getaucht. Anschließend wurde es sukzessive in Ethanollösungen (geruchloses Bioethanol, Cheminol, Frankreich) mit steigender Konzentration bis zu 70 % (Volumenanteil) getaucht. Die Lunge wurde während der Ethanol-Dehydrierung aufgeblasen gehalten, indem die Lösung mit einer Spritze wiederholt durch den Hauptbronchus gedrückt wurde. Die deutlich geringere Dichte von Ethanol (789 kg/m3) im Vergleich zu Wasser (1000 kg/m3) sorgt für einen hohen Basiskontrast für Weichgewebe35,36.

Aufgrund seiner kommerziellen Verfügbarkeit (3600 ml Sweep Jars with Cap, Medline Scientific, UK), seiner hohen Strahlungstoleranz37 und seiner optischen Transparenz zur Unterstützung der Probenausrichtung haben wir für die Röntgenbildgebung ein PET-Gefäß (Polyethylenterephthalat) mit vergleichbarer Größe wie die Lunge verwendet Beurteilung des Probenzustands während der Bildgebung. Um die Lunge fest zu fixieren und zu verhindern, dass sie die Behälterränder auf allen Seiten berührt, haben wir Agar-Blöcke (Agar-Agar-Pulver, aus wildem Rotalgen, Nat-Ali, Frankreich) in ca. 1 cm3 großen Würfeln hergestellt und diese gestapelt am Boden des Gefäßes und um das Organ herum, um die Lunge fest einzubetten. Das Verfahren zur Agar-Herstellung wurde bereits ausführlich beschrieben26. Die Lücken zwischen den kleinen Agarblöcken bilden die Fluchtwege für die Entfernung von Restgasen. Das Probenmontageverfahren umfasst abwechselndes Einfüllen der Agar-Ethanol-Mischung und sanfte Vakuumentgasung, um die vorhandenen Mikrobläschen aus gelöster Luft in der Lösungsumgebung und im Organ zu minimieren und so deren Beeinträchtigung der Bildgebung zu beseitigen. Beim Entgasungsverfahren wurde eine Membranpumpe verwendet, um direkt über das PET-Probengefäß zu pumpen38, wobei der Deckel in einem versiegelten Vakuum-Glastrockner geöffnet war. Vor der Bildgebung wurde das PET-Gefäß mit der Lunge, der Ethanollösung und der Agar-Einbettung in einen speziell angefertigten Probenhalter gestellt, um es mit dem Rotationstisch an der Synchrotron-Beamline26 zu verbinden.

Die Implementierung und die Fähigkeiten von HiP-CT wurden ausführlich in einer separaten Veröffentlichung26 beschrieben. Hier beschreiben wir die Einstellungen für die Lungenbildgebung. Alle Röntgenbildgebungsexperimente wurden an der ESRF-Biegemagnet-Beamline BM0539 durchgeführt. Der an der Strahllinie erzeugte polychromatische Synchrotronstrahl wurde durch eine Reihe von Filtern geleitet und dann ohne zusätzliche Röntgenoptik direkt für die Bildgebung verwendet. Die Voxelgröße wird effektiv durch die einstellbare Abbildungsoptik für sichtbares Licht gesteuert, die sich hinter dem Röntgenszintillator LuAG:Ce (Cer-dotiertes Lutetium-Aluminium-Granat) (maßgefertigt von Crytur, Tschechien) und vor dem sCMOS (wissenschaftlich komplementäres Metall) befindet. Oxidhalbleiter) Lichtsensor (PCO Edge 4.2 CLHS, PCO Imaging, Deutschland). Konkret gehören zu den Abbildungsoptiken der Dzoom („Verkleinerungszoom“) und die Zoomobjektive, die die Bereiche 6,5–25,5 μm bzw. 1,3–6,3 μm abdecken. Da die Größe des Synchrotronstrahls (mit nutzbarer Fläche 50 mm × 4 mm bei BM05) deutlich kleiner ist als die Größe der menschlichen linken Lunge (Behältergröße 260 mm Höhe, bis zu 140 mm Breite an der breitesten Stelle), wird die gesamte linke Lunge abgebildet Bei einer Voxelgröße von 25,08 μm war das Zusammenfügen mehrerer Teilscans erforderlich. Für die Abbildung der VOIs bei 6,5 μm und 2,5 μm Voxelgröße verwendeten wir die am ESRF entwickelte Methode der Halb-Akquisition (oder Halb-Objekt-Akquisition)40. Für die gesamte Lunge haben wir eine Viertel-Akquisitionsmethode26 entwickelt, die die Halb-Akquisition in Kombination mit einem ringförmigen Scan umfasst, um ihre gesamte horizontale Ausdehnung abzudecken (siehe Abb. 2).

Synchrotronbasierte hierarchische Phasenkontrast-Tomographie (HiP-CT) auf mehreren Längenskalen und die zugehörigen Datenerfassungs- und Bildrekonstruktionspipelines. Die Vollfeld-Tomographiedaten mit einer Voxelgröße von 25,08 μm werden mit Pipeline (a) verarbeitet. Die lokalen Tomographiedaten für interessierende Volumina (VOIs) bei einer Voxelgröße von 6,05–6,5 μm (Ebene 1) und 2,45–2,5 μm (Ebene 2) werden mit Pipeline (b) verarbeitet. (c) Eine schematische Darstellung der Beziehungen der verschiedenen zylindrischen Volumina, die mit HiP-CT abgebildet wurden. Die dreifachen Pfeile in der Pipeline vor dem Zusammenführen der Teilscans zeigen an, dass bei jedem Teilscan derselbe Vorgang durchgeführt wird.

Die Datenverarbeitung der gemessenen Röntgenprojektionen besteht aus drei Phasen: Vorrekonstruktion, Rekonstruktion und Nachrekonstruktion, die in Abb. 2 in separaten Zeilen dargestellt sind. Ringartefakte von den Detektoren werden in zwei Schritten korrigiert: (1) Vorher Bei der Rekonstruktion wird der Mittelwert der Projektionen von den Projektionen subtrahiert, um die Ringe mit konstanter Intensität zu entfernen. (2) Nach der Rekonstruktion wurden die verbleibenden inhomogenen Intensitätsringe mithilfe der Polartransformation in Kombination mit einem linearen Bewegungsunschärfefilter41 entfernt. Die tomographische Rekonstruktion verwendet die Phasen- und Amplitudenschätzungen, die mit der Methode von Paganin42 erhalten wurden, gefolgt von einer zweidimensionalen unscharfen Maske der abgerufenen Phasenkarten als Eingabe für den gefilterten Rückprojektionsalgorithmus. Diese Rekonstruktionsschritte sind in PyHST243 implementiert. Schließlich werden die verarbeiteten Datenträger in ein 16-Bit-Format konvertiert und weiter gruppiert, um die in den Tabellen 2–3 beschriebenen Datensätze zu erzeugen. Die Rekonstruktions- und Nachbearbeitungsschritte sind für die drei Arten abgebildeter Probenvolumina in Abb. 2 dargestellt. Nachfolgend fassen wir die Bildgebungs- und Rekonstruktionsprotokolle für die menschliche Lunge bei jeder abgebildeten Auflösung einschließlich der Schlüsselparameter zusammen.

Vollfeldtomographie (das gesamte Organ bei einer Voxelgröße von 25,08 μm, siehe Abb. 2a,c): Die detektierte Röntgenenergie lag im Durchschnitt bei ~93 keV nach Filtern und Probe, die Ausbreitungsstrecke betrug 3475 mm, die Szintillatordicke betrug 2 mm. Insgesamt wurden zwei Sätze von 9990 Projektionen mit der Viertelerfassungsmethode26 mit einem Versatz von 800 Pixeln für die Halberfassung gemessen. Eine Schrittgröße von 2,2 mm in der vertikalen (z) Richtung wurde verwendet, um die Höhe des Probengefäßes mit insgesamt 98 Teilscans der Viertelerfassung abzudecken. Zur Wiederherstellung eines Halbbildscans40 vor der Rekonstruktion wurde zunächst eine Röntgennahtierung durchgeführt.

Lokale Tomographie von VOI der Stufe 1 (6,5 μm und 6,05 μm Voxelgröße, siehe Abb. 2b, c): Die detektierte Röntgenenergie lag im Durchschnitt bei ~88 keV (~89 keV) nach Filtern und Probe, die Ausbreitungsstrecke betrug 3500 mm (3475 mm) betrug die Szintillatordicke 1 mm (2 mm) für die VOIs mit einer Voxelgröße von 6,5 μm (6,05 μm). Insgesamt wurden 6000 Projektionen im Halbbildverfahren mit einem Versatz von 900 Pixeln gemessen. Zur Abdeckung der Höhe der VOIs wurde eine Schrittweite von 2,2 mm in vertikaler Richtung verwendet.

Lokale Tomographie von VOI der Stufe 2 (2,5 μm und 2,45 μm Voxelgröße, siehe Abb. 2b, c): Die detektierte Röntgenenergie lag im Durchschnitt bei ~77 keV (~79 keV) nach Filtern und Probe, die Ausbreitungsstrecke betrug 1440 mm (1500 mm) betrug die Szintillatordicke 0,25 mm (0,2 mm) für die VOIs mit 2,5 μm (2,45 μm) Voxelgröße. Insgesamt wurden 6000 Projektionen im Halbbildverfahren mit einem Versatz von 900 Pixeln gemessen. Zur Abdeckung der Höhe der VOIs wurde eine Schrittweite von 1,5 mm in vertikaler Richtung verwendet.

Neben der Vollfeld-Tomographie der gesamten Lunge wurden nachfolgend kleinere VOIs mit repräsentativen Merkmalen ausgewählt und mit lokaler Tomographie mit höherer Auflösung abgebildet, darunter 6,5 μm (5 Standorte) und 6,05 μm (3 Standorte) für Level 1 und 2,5 μm (5). Standorte) bzw. 2,45 μm (3 Standorte) für VOIs der Stufe 2. Alle VOIs haben ein zylindrisches Sichtfeld um die Rotationsachse, nachdem die Grenzartefakte aus der lokalen tomographischen Rekonstruktion entfernt wurden. Um die Verschiebungen und Rotationen zu erhalten, werden die VOIs manuell in VGStudio Max (Version 3.4) räumlich in den gesamten Lungendaten registriert und das Verfahren zu ihrer Anwendung wird in den Nutzungshinweisen beschrieben. Die Größen der VOIs, ihre Verschiebungen und Rotationen in Bezug auf die Mitte der gesamten Lungendaten sind in Tabelle 2 aufgeführt und in Abb. 3a – d dargestellt. Darüber hinaus stellen wir in Tabelle 2 kurze anatomische Hinweise zu den räumlichen VOI-Positionen in Bezug auf die gesamten Lungendaten bei 25,08 μm bereit. Um eine nachvollziehbare Datenherkunft zu gewährleisten, behalten wir die gleichen alphanumerischen Bezeichnungen der VOIs bei, die in den ursprünglichen Experimenten verwendet wurden. Abbildung 3e visualisiert zwei ausgewählte VOIs im unteren Lungenlappen.

Untersuchung des HiP-CT-Datensatzes einer menschlichen linken Lunge. (a–d) Räumliche Korrespondenzen der gemessenen zylindrischen VOIs bei unterschiedlichen Auflösungen innerhalb der gesamten linken Lunge. Für jeden VOI-Satz werden sowohl die mediale (links) als auch die sagittale (rechts) Ansicht angezeigt. Die VOI-Beschriftung entspricht der Zuordnung in Tabelle 2. (e) Darstellungen von zwei abgebildeten VOIs mit Voxelgrößen von 6,5 μm bzw. 2,5 μm. (f) Aus den gesamten Lungen- und lokalen Tomographiedaten visualisieren wir das anatomische Detail eines teilweise verkalkten, spitzigen Lungenknotens im apikalen Bereich der Lunge auf mehreren Längenskalen. Dargestellt sind die interlobulären Septen und das perilobuläre Gefäßsystem der sekundären Lungenläppchen (SPLs).

Wir stellen die volumetrischen Daten nach der Rekonstruktion und Nachbearbeitung als 2D-Bildschnitte in Graustufen (16 Bit) im JPEG2000-Format bereit, die in gezippten Ordnern gespeichert sind. Die Komprimierungsstufe von JPEG2000 wird sorgfältig ausgewählt, um minimale Unterschiede zu den ursprünglichen TIFF-formatierten Daten zu gewährleisten, wenn sie zur Merkmalsquantifizierung oder Bildsegmentierung verwendet werden. Wir listen die Details der hinterlegten Daten in Tabelle 3 auf. Alle Daten wurden in einem ESRF-Datenspeicher (https://human-organ-atlas.esrf.eu/explore/LADAF-2020-27/left%20lung) hinterlegt Digitale Objektkennungen (DOIs), die jedem gescannten Datenträger zugewiesen sind, wie in Tabelle 4 aufgeführt. Jeder DOI bezieht sich auf einen Datenträger in voller Auflösung und seine gruppierten Versionen. Für alle VOIs, die durch lokale Tomographie gemessen wurden, einschließlich derjenigen mit Voxelgrößen von 6,5 μm44,45,46,47,–48, 6,05 μm49,50,–51, 2,5 μm52,53,54,55,–56 und 2,45 μm57, 58,–59 werden sowohl die Daten mit voller Auflösung (Binning = 1) als auch die 2 × gruppierte Version (Binning = 2) bereitgestellt, während für die gesamten Lungendaten60 auch die 4 × gruppierte Version (Binning = 4) bereitgestellt wird. Die Metadateninformationen in Tabelle 2 sind auch in der entsprechenden Textdatei enthalten, die in jeder Datenablage enthalten ist. Die mit jedem DOI verknüpfte Landingpage enthält ausführliche Informationen zu den Parametern der Röntgenstrahllinie für die Phasenkontrasttomographie, zum experimentellen Scanprotokoll und zu Datenverarbeitungsverfahren.

Obwohl die Strahlungsdosis bei HiP-CT-Scans deutlich unter der Gewebeschädigungsschwelle26 liegt, wurde die Probe aufgrund der strahleninduzierten Blasenbildung, die erst nach mehreren hochauflösenden lokalen Tomographiescans auftrat, erneut entgast, bevor die restlichen Messungen durchgeführt wurden gemacht. Die Blasen entstehen größtenteils durch Lösungsmittelverdampfung61, verursachen jedoch keine sichtbaren Strahlenschäden, wie die Histologie zeigt26. Eine Folge der erneuten Entgasung ist jedoch, dass nicht alle VOIs nacheinander während derselben Strahlzeit abgebildet wurden. Während der Rückentgasung wurde die Probe im Behälter gehalten, um ihre ursprüngliche Position beizubehalten. Das Probengefäß wurde dann zur weiteren Bildgebung in die Synchrotron-Röntgenstrahllinie gestellt. Während des Prozesses wurde darauf geachtet, dass die vor und nach der erneuten Entgasung gescannten VOIs ohne große Verformung im gesamten Volumen registriert werden können.

In den abgebildeten Volumina wird der Kontrast durch die lokalen Dichteunterschiede zwischen den Lungengewebebestandteilen und den mit Ethanollösung gefüllten Hohlräumen der Atemwege, Alveolen und Blutgefäße erzeugt (siehe Abb. 3e, f). In den gesamten Lungendaten sind bei einer Voxelgröße von 25,08 μm die interlobulären Septen, die Grenzen der sekundären Lungenläppchen62,63 und das perilobuläre Gefäßsystem deutlich sichtbar (siehe Abb. 3f). Bei hoher räumlicher Auflösung wird der lokale Dichteunterschied zunehmend zum dominanten Faktor für den Bildkontrast in VOIs26. Der konsistente Kontrast über die Längenskalen hinweg liefert detaillierte Informationen für die Untersuchung der Lungenmorphologie bei gesunden Personen oder als Kontrolle.

Was die gesamte Lungenkapazität des Individuums anbelangt, wird die postmortale Schätzung durch (1) die Unfähigkeit, den anatomischen Totraum direkt zu messen, und (2) komplexe funktionelle Wechselwirkungen zwischen Skelett-Thorax, Zwerchfellkonfiguration oder Tonus und Pleuraraum, die postmortal nicht rekonstruierbar sind, erheblich erschwert . Da die Lunge jedoch bei der Fixierung mit nahezu normalem Druck aufgeblasen wurde, ist unsere beste Annahme für eine nahezu normale Inspirationsinflation eine druckkontrollierte Inflation. Darüber hinaus haben wir trotz großer Bemühungen, die Integrität des Organs während der Präparation und des Scans aufrechtzuerhalten, in einigen subpleuralen Bereichen der Lunge eine leichte Kompression festgestellt. Wir führen die möglichen Ursachen dieser Merkmale auf Folgendes zurück: (1) Das zur Fixierung verwendete Formalin kann Schwierigkeiten haben, die periphereren Lungenbereiche zu erreichen. (2) Der enge Sitz des Agars blockiert die Lunge. (3) Ein Zeichen eines minimalen parabronchialen und/oder subpleuralen Emphysems aufgrund des Alterns5.

Die hier vorgestellten multiskaligen Daten zur gesunden menschlichen Lunge wurden als klinische Kontrolldaten in Studien zum Vergleich von Schäden innerhalb der Lungenmikrostruktur aufgrund einer Covid-19-Infektion verwendet26. Die einzelnen VOIs werden als 2D-Bildschichten senkrecht zur Rotationsachse (z in Abb. 1) in der Tomographiegeometrie abgelegt. Diese Bilder können zur Ansicht oder weiteren Quantifizierung direkt in jede typische Bildverarbeitungssoftware geladen werden. Um die VOIs an den gesamten Lungendaten auszurichten, sollte die folgende Transformation auf den VOI angewendet werden:

Hier sind I' und I intensitätsbewertete volumetrische Daten, T ist der 3D-Translationsoperator und Rz der 3D-Rotationsoperator um die z-Achse (siehe Abb. 1b, c). Der Verschiebungsvektor (dx, dy, dz) und der Z-Rotationswinkel θz für jeden VOI sind in Tabelle 2 aufgeführt. Die Standard-Graustufenbereiche der Bilder sind mit einem Intensitätsspielraum festgelegt, um eine Sättigung zu vermeiden. Bei direkter Betrachtung mit dem Auge kann eine Anpassung des Schwellenwerts erforderlich sein.

Der für die Vorverarbeitung, tomografische Rekonstruktion und Nachverarbeitung verwendete Code ist auf GitHub verfügbar (https://github.com/HiPCTProject/Tomo_Recon).

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Referenzen herunterladen

Wir danken S. Bayat (INSERM), P. Masson (LADAF) für die Entnahme der Lunge aus dem Körperspender, H. Reichert (ESRF) und R. Torii (UCL) für die allgemeine Unterstützung des Projekts sowie C. Muzelle, R . Homs, C. Jarnias, F. Cianciosi, P. Vieux, P. Cook, L. Capasso und A. Mirone für ihre Hilfe bei der Entwicklung und Verbesserung der Röntgenbildgebungseinrichtung. Wir danken A. de Maria, A. Bocciarelli, M. Bodin, J.-F. Perrin und A. Goetz vom ESRF für Unterstützung bei der Datenbank „Human Organ Atlas“. Die Autoren danken außerdem C. Werlein, R. Engelhardt, AM Brechlin, C. Petzold und N. Kroenke. Dieses Projekt wurde teilweise durch die Zuschüsse Nr. 2020-225394 der Chan Zuckerberg Initiative DAF, einem beratenden Fonds der Silicon Valley Community Foundation, des ESRF – Finanzierungsvorschlag md1252, der Royal Academy of Engineering (PDL – CiET1819/10) und ermöglicht das MRC (MR/R025673/1). MA erkennt Zuschüsse der National Institutes of Health (HL94567 und HL134229) an. DDJ dankt dem European Consolidator Grant, XHale (Ref.-Nr. 771883). JJ dankt dem Wellcome Trust Clinical Research Career Development Fellowship 209553/Z/17/Z und dem National Institute for Health Research University College London Hospital Biomedical Research Centre. Diese Forschung wurde ganz oder teilweise vom Wellcome Trust [209553/Z/17/Z] finanziert. Zum Zweck des offenen Zugangs hat der Autor eine öffentliche CC-BY-Urheberrechtslizenz auf alle vom Autor akzeptierten Manuskriptversionen angewendet, die sich aus dieser Einreichung ergeben.

Diese Autoren haben gleichermaßen beigetragen: R. Patrick Xian, Paul Tafforeau.

Fakultät für Maschinenbau, University College London, London, Großbritannien

R. Patrick Xian, Claire L. Walsh, Sebastian Marussi und Peter D. Lee

Antwerpener Zentrum für chirurgische Ausbildung, Anatomie und Forschung (ASTARC), Universität Antwerpen, Wilrijk, Belgien

Stijn E. Vergangenheit

Abteilung für Diagnostische und Interventionelle Radiologie, Universitätsklinikum Heidelberg, Heidelberg, Deutschland

Willi L. Wagner

Translational Lung Research Center Heidelberg (TLRC), Deutsches Lungenforschungszentrum (DZL), Heidelberg, Deutschland

Willi L. Wagner

Labor für Anatomie der französischen Alpen (LADAF), Universität Grenoble Alpes, Grenoble, Frankreich

Alexander Bellier

Institut für Pathologie und Molekulare Pathologie, Helios Universitätsklinikum Wuppertal, Universität Witten/Herdecke, Wuppertal, Deutschland

Maximilian Ackermann

Institut für Funktionelle und Klinische Anatomie, Universitätsmedizin der Johannes Gutenberg-Universität Mainz, Mainz, Deutschland

Maximilian Ackermann

Institut für Pathologie, Medizinische Hochschule Hannover, Hannover, Deutschland

Danny D. Jonigk

Biomedizinische Forschung im Endstadium und obstruktiver Lungenerkrankung Hannover (BREATH), Deutsches Lungenforschungszentrum (DZL), Hannover, Deutschland

Danny D. Jonigk

Zentrum für medizinische Bildverarbeitung, University College London, London, Großbritannien

Josef Jakob

Abteilung für Radiologie, University College London Hospitals NHS Foundation Trust, London, Großbritannien

Josef Jakob

Europäische Synchrotronstrahlungsanlage, Grenoble, Frankreich

Paul Tafforeau

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PDL und PT haben das Experiment konzipiert. PDL, CLW und PT koordinierten die Zusammenarbeit. AB entnahm die Lunge des Körperspenders und bereitete sie zusammen mit der PT für die Bildgebung vor. SM hat den Probenhalter für die Organbildgebung entwickelt. PT führte das Bildgebungsexperiment an der Strahllinie ESRF BM05 durch und rekonstruierte die volumetrischen Daten. RPX analysierte die Daten mit Hilfe und Anweisungen von PT, SV, WLW, JJ, MA und DDJ. RPX hat die erste Version des Manuskripts geschrieben. Alle Autoren überprüften und diskutierten das Manuskript, um es in die endgültige Form zu bringen.

Korrespondenz mit R. Patrick Xian, Peter D. Lee oder Paul Tafforeau.

Die Autoren geben an, dass keine Interessenkonflikte bestehen.

Anmerkung des Herausgebers Springer Nature bleibt hinsichtlich der Zuständigkeitsansprüche in veröffentlichten Karten und institutionellen Zugehörigkeiten neutral.

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Nachdrucke und Genehmigungen

Xian, RP, Walsh, CL, Verleden, SE et al. Ein mehrskaliger Röntgen-Phasenkontrast-Tomographie-Datensatz einer gesamten menschlichen linken Lunge. Sci Data 9, 264 (2022). https://doi.org/10.1038/s41597-022-01353-y

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Eingegangen: 01. Dezember 2021

Angenommen: 03. Mai 2022

Veröffentlicht: 02. Juni 2022

DOI: https://doi.org/10.1038/s41597-022-01353-y

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