Исследование рака желудка у голых мышей с использованием рентгеновских лучей в линии фазового контраста изображений

Исследование рака желудка у голых мышей с использованием рентгеновского излучения в линии фазового контраста изображения
Аннотация
Справочная информация
данной работы является отчет о новой визуализации рака желудка без использования агентов визуализации. Оба желудка нормальные регионы и регионы желудка рака можно выделить с помощью анализа главных компонент (PCA) на основе уровня серого смежности матрицы (КРНБ).
Методы
рака желудка человека BGC823 клетки имплантируют в желудках из голых мышей. Затем, 3, 5, 7, 9 или 11 дней после того, как раковых клеток имплантации, обнаженные мышей забивали и их желудки были удалены. Рентгеновский в линию фазового контраста изображения (XILPCI), фаза контраст метод визуализации рентгеновских лучей, имеет больший контраст мягких тканей, чем традиционная рентгенография поглощения и генерирует изображения высокого разрешения. Желудочные образцы были обследованы с помощью зарядовой связью XILPCIs 'не давал (CCD) 9 мкм и разрешением изображения. PCA региона проективной образов »интересов (Rois) на основе GLCM были извлечены дискриминировать желудка нормальных областей желудка и регионы рака. Различные стадии рака желудка были классифицированы с использованием опорных векторов (SVM).
Результаты
Рентгеновский в линию фазового контраста изображения голых мышах желудочных образцов ясно показывают желудка архитектуры и детали раннего желудка раковые заболевания. Фазового контраста компьютерная томография (КТ) изображения голых мышах образцов рака желудка лучше, чем традиционные поглощения КТ изображений без использования агентов визуализации. Результаты РСА параметров текстуры на основе GLCM нормальных регионов (F <югу> 1 + F <югу> 2) > 8.5, но те из регионов раковых (F <югу> 1 + F <югу> 2) &л; 8.5. Точность классификации является 83,3%, что классификация желудочные образцов в различных стадиях с использованием SVMs.
Выводы
Это очень предварительное технико-экономическое обоснование. С дальнейших исследований, XILPCI может стать неинвазивным методом для будущего раннее выявление рака желудка или медицинских исследований.
Ключевые слова
Рентгеновский в линию фазового контраста изображения рентгеновских изображений поглощения Рак желудка вектор поддержки анализа главных компонент машина фон
Рак является второй ведущей в мире причиной заболеваемости. Рак желудка является одной из наиболее частых причин связанных с раком смерти в Азии [1]. Раннее выявление и раннее лечение рака желудка по-прежнему в центре внимания профилактике и лечению рака. Рентгеновский традиционной визуализации человеческого скелета позволяет получить изображение с высоким разрешением, но из органов брюшной полости человека очень плохое. В последние годы новый метод визуализации, рентгеновский в линии фазового контраста изображения (XILPCI) возникла. Этот метод формирования изображения, главным образом, на основании коэффициента изменения фазы рентгеновского после того, как рентгеновский луч проходит через объекты. XILPCI мягких тканей обеспечивает пространственное разрешение микрометра.
Раннее обнаружение рака во многом зависит от рентгенографии. Современные методы исследования желудков в основном состоят из КТ [2-5], магнитно-резонансная томография (МРТ) [4, 6], эндоскопии [7, 8] и газ-барий двойной контраст рентгеновских лучей gastrointestinalgraphy [9, 10]. Разрешение изображения этих устройств находится на миллиметровой шкале. Разрешение изображения, которое может быть достигнуто с помощью рентгеновской визуализации фазового контраста (XPCI) находится на микронных. Фазовый сдвиг рентгеновского излучения примерно в 1000 раз больше, чем изменение в поглощении. В настоящее время существует целый ряд международных исследовательских групп, предлагающих различные методы контраста изображений. Наиболее часто используемые подходы построения системы XPCI включают в себя рентгеновскую интерферометр [11-13], дифракция Enhanced Imaging [14-16], XILPCI [17, 18] и рентгенографию решетка интерферометр [19].
Пространственное разрешение выражает власть для решения тонких структур. Разрешение Плотность (т.е. контраст разрешение) выражает различия тонкие плотности. В настоящее время пространственное разрешение микро-КТ может достигать 2 мкм [20] и микро-КТ может различить разницу плотности ткани от 0,01 г /см 3 [21], но разрешение изображения микро-КТ еще в миллиметровом масштабе без использования агентов визуализации. МРТ обеспечивает хорошее контрастное разрешение и пространственное разрешение мягких тканей, но разрешение МРТ изображение только в миллиметровом масштабе. Пространственное разрешение ограничивается магнитной силой МРТ и трудно к дальнейшему увеличению.
В настоящее время раннее выявление рака желудка в основном зависит от эндоскопии, и это подтверждается с помощью биопсии. Разрешение изображения эндоскопии составляет около 0,56 мм [22]. Пациенты чувствовали боль в процессе обследования, и был риск перфорации и кровотечения.
Gas-барий двойной контраст рентгеновского gastrointestinalgraphy является общим клиническим инструментом для оценки желудочно-кишечных заболеваний. CO <югу> 2-бария наиболее часто используется, из-за более высокий уровень безопасности и более низкой цене. Перед экзаменом, некоторые аэрогенного порошки принимаются в устной форме пациентами. Реакции между сухих порошков не будет происходить, пока они не сталкиваются с водой. Желудочно-кишечный тракт будет расширен за счет производимого CO <югу> 2 газа. Через несколько минут, пациенты принимают перорально бария. CO <югу> 2-барий двойного изображения контраст рентгеновских лучей может не только обеспечить оптимальную визуализацию аномалий слизистых оболочек, но и оценить кишечную функцию перистальтического [9]. Тем не менее, этот метод запрещается использовать, когда пациент подозревается желудочно-кишечного тракта перфорации или полной обструкции. Разрешение изображения в миллиметровом масштабе. В процессе обследования, пациенты должны получить несколько облучений рентгеновских. Он медленно пустому бария в организме пациента после обследования.
XILPCI сочетается с КТ, которая позволяет получить изображение, основанные на фазовой томографии. Фазовый контраст КТ также известен как дифракционного КТ [23] и представляет собой потенциально полезный метод визуализации для мягких тканей без применения визуализирующих агентов. Разрешение изображения XILPCI мягких тканей может достигать 0,74 мкм без использования агентов визуализации. Это повышает точность обнаружения и может быть использован для наблюдения ранних поражений рака.
Методов
установки и образцы
Голых мышей не обладают нормальными тимусов и только тимуса остатки или ненормальное тимуса эпителиальные, которые не могут производить Т-клеток нормального тимуса эпителиального разделения. Лимфатические узлы и селезенку лимфоциты голых мышей очень малы, поэтому голых мышей являются животные, обладающие меньше лимфоцитов и голых мышей также показывают кожи и волос атрофию и фолликулярная кератоз. В общем, голых мышей считаются самым близким человеком генетическая модель среди лабораторных животных для изучения болезней человека. Разнообразие человеческих раковых клеток, как правило, способны выжить в голых мышей. Из-за их иммунной недостаточности, голых мышей не отвергают ткани от других животных. Таким образом, они могут быть использованы в качестве реципиентов для трансплантации злокачественных раковых опухолей человека.
В процессе предварительного тестирования, так, чтобы имитировать физиологические условия человеческих желудков и получить четкие изображения, мы обнаружили, что изображение было очень ясно для удовлетворения потребностей наших экспериментов, когда мы использовали желудочные образцы очищаются из остатков пищи и заполненных воздухом. Поэтому мы решили использовать заполненные воздухом желудка образцов для остальных экспериментов.
Голых мышей были женщины и весом около 16 г в наших опытах. В общей сложности 36 голых мышей были случайным образом разделены на 6 групп, для наших экспериментов и каждая группа 6 голых мышей. Одна группа голую мышь нормальная группа, а остальные 5 групп голую мышь желудочные группы рака. Голым мышам в голых мышей желудочных групп рака анестезировали внутрибрюшинной инъекцией 0,72 мг (45 мг /кг) пентобарбиталнатрием. После того, как она была под наркозом, каждая голую мышь получила поперечный разрез в брюшной полости. Желудок был экструдирован, надрез был сделан и желудочные BGC823 раковых клеток человека [24], были пересажены в обнаженном живота мыши. Затем рану зашивают. Каждая операция длилась около 10 минут. Примерно через один час, обнаженном мышь проснулась. После имплантации клеток рака желудка, 2 дня было разрешено пройти, чтобы обеспечить возможные реакции животных иммунных. После того, как 3, 5, 7, 9 или 11 дней, безволосые мыши были умерщвлены и желудках голых мышей были удалены. Желудки были очищены и заполнены в формалине. Пищевода и двенадцатиперстной кишки вблизи желудка были отдельно скрутили швом. Желудочные образцы фиксировали в 10% растворе формалина. Исследование на животных было одобрено Комитетом по этике экспериментального животного путем. Сертификация качества животных Шэн Чан Xv Ke (SCXK Пекин) 2005-0004.
Принцип XILPCI
синхротронного излучения [25] это электромагнитное излучение, в котором заряженные частицы ускоряются до почти со скоростью света в магнитном поля силой Лоренца при движении с переменной скоростью по направлению касательной дорожки. В качестве источника света, его преимущества очевидны: широкая полоса, высокая коллимации, высокая поляризация, высокая чистота, высокая яркость, узкий импульс и высокую согласованность. Синхротронное излучение имеет высокую степень стабильности, высокой пропускной способности и диаметра микро-луча.
Эксперименты XILPCI были выполнены с использованием BL13W1 пучкового Шанхайской синхротронного излучения (SSRF) [26]. Пучкового BL13W1 в основном производится 2-мерных изображений биологических тканей с использованием XILPCI. BL13W1 пучкового частичное средство SSRF был изображен как показано на рисунке 1. XILPCI также называют дифракцию Френеля [27, 28] или коаксиальные фазового контраста изображения. В 1995 г. А. Снигирев [29] использовали источник света синхротронное для получения контрастных изображений фазы. Метод XILPCI не требует временной когерентности источника света. Он может использовать источники многоцветные света, поэтому отпадает необходимость в обременительной сложности монохромной системы. Способ может непосредственно использовать микро-фокусировки рентгеновских источников вместо источников синхротронного излучения. Это преимущество может сделать XILPCI подходит для клинической медицины в будущем. Рисунок 1 Изображение BL13W1 пучкового частичного объекту SSRF. 1. Многомерная предметный столик. Образцы помещают на стол образца, чтобы вращать и образцы были получены в разных ракурсах. 2. Рентгеновский CCD. Она получила проекционные изображения образцов 'с высокой разрешающей способностью. 3. Точная направляющая. Он может контролировать точное расстояние от ПЗС-матрицы образцов.
Когда рентгеновское проходит через образец, как и в обычных оптических, комплексный показатель преломления может быть использован для описания их характеристик. Показатель преломления п является немного меньше, чем число 1, можно записать в виде: <ми> п
<Мо> =
<тп> 1
<мо> -
<мили> δ
<мо> -
iβ
(1) реальный компонент δ представляет собой фазу; и мнимая часть β представляет собой термин поглощения. δ связано с физической фазового сдвига сечения Р; и β связан с линейным коэффициентом поглощения материала мкм. Отношения между ними следующим образом: <ми> δ =

<ми> ρ
<ми> е
<ми> г
<ми> е
<ми> λ
<тп> 2
<тп> 2
<ми> π
,
<ми> β =

μλ
<тп> 4 <бр> <ми> π
(2) <ми> P =

<тп> 2
πδ
<ми> λ
,
<ми> μ <бр> =
<тп> 4
πβ
<ми> λ
(3) λ является длина волны рентгеновского излучения, ρ <югу> е плотность электронов в материале, г <к югу> е представляет собой классический радиус электрона, а их размер определяется электронной плотности внутренних структур объектов.
Когда рентгеновскую проходит через объект, его фазы и амплитуды изменения. Изменение фазы определяется б, а амплитуда затухания определяется р. В рентгеновских лучах, для более легких элементов (например, C, H, O, и т.д.) материала, δ в 1000 раз больше, чем р, так что величина изменения фазы намного больше, чем количество изменений затухания рентгеновского поглощения , Когда длина волны рентгеновского излучения является очень коротким, для слабых материалов поглощения, небольшие изменения плотности также могут производить большие фазовые сдвиги, тем самым получая высокую контрастность фаз. Пространственное разрешение контраста изображения фазы может достигать микронных и очень тонкую микроструктуру объекта можно наблюдать.
Когда равномерные вмешиваясь световые волны проходят через неровную поверхность объекта, они неизбежно порождают фазовые изменения, а именно искажения волн. Если искажения волны продолжают распространяться на определенное расстояние, искажение волны будут мешать неискаженности волн. . Таким образом, можно сделать вывод, что получение фазового контраста изображения требует когерентного источника света и расстояния от соответствующих источника света к образцу и от образца до детектора
Шаги XILPCI
конкретных экспериментальных методов: обнаженном мышей желудка образцов, содержащих пересаживают рак желудка человека BGC823 клетки были взяты из формалина, обматывают изоляционных материалов и помещают на стол образца.
Мы обнаружили, что энергия пучка рентгеновских лучей от 13 кэВ подходит для требований эксперимента визуализации, через мы неоднократно отлажена рентгеновской энергии. Это сделает изображения слишком светлыми, если энергия выше 13 кэВ. Это позволит увеличить время экспозиции изображения, если энергия меньше, чем 13 кэВ. Изображения станет темным, если время экспозиции слишком короткое. При увеличении времени экспозиции, нам потребовалось больше времени, чтобы стрелять более 1000 изображений для реконструкции изображений CT. Желудочный образцы будут привели к серьезной деформации, если время съемки слишком долго. Таким образом, 13 кэВ является оптимальным параметром комплексных факторов. Расстояние от источника света до образца длина от источника рентгеновского SSRF желудочной образца на столе образца. Расстояние было 59,3 м. Детектор был 85 см расстояние от образца, с 9 мкм и разрешением изображения и времени выдержки 35-45 мс. Это заняло около 20 минут, чтобы получить XILPCI проекционные изображения на 0,1 градуса шагов от степени 0 до 180 желудочного образца.
Этапы рентгеновской визуализации традиционного поглощения
Традиционные поглощения КТ изображения образцов рака желудка были сделаны с помощью SIEMENS Inveon Сканеры и Inveon Приобретение рабочего места с 1.5 Service Pack. Желудочный образцов рака были положены на стол образца и параметры эксперимента были отлажены в комнате операции для того, чтобы соответствовать требованиям эксперимента. Минимальное разрешение этого оборудования составила 11 мкм. Энергия рентгеновского излучения 80 кэВ и 400 мкА. Энергетические параметры были максимальной мощности оборудования. Желудочный образец рака сканировали путем поворота на 360 °. Это необходимо 967 сек для сканирования желудка образца рака и реконструировать поглощение КТ изображений одновременно.
Метод КРНБ
Мы использовали 9 уровень серого смежности матрицы (КРНБ) текстурные характеристики углового второго момента (ASM) , инерция, обратная разница моментов (IDM), энтропия, корреляция, средняя сумма (SA), разница в среднем (DA), сумма энтропии (SE), и разность энтропии (DE) [30]. КРНБ определяется как C <суб> IJ
Радиально второй момент формуле:. <Ми> T
<тп> 1
= Σ

<ми> я
=
<тп> 0
<мили> K
-
<тп> 1
Σ
<ми> J =

<тп> 0
<мили> K
-
<тп> 1
<ми> C
И.Я.
<тп> 2
(4) формула Инерция: <ми> T
<тп> 2
= Σ

<ми> я
=
<тп> 0
<мили> K
-
<тп> 1
Σ
<ми> J =

<тп> 0
<мили> K
-
<тп> 1
<ми> я
-
<ми> J
<тп> 2
<ми> C
И.Я.
(5) Inverse разница момент формула: <ми> T
<тп> 3
= <бр> Σ
<ми> я
=
<тп> 0
<мили> K
-
<тп> 1
Σ
<ми> J
=
<тп> 0
<мили> K
-
<тп> 1
<тп> 1
<тп> 1 +

<мили> я
-
<ми> J
<тп> 2
<ми> C
И.Я.
(6) формулы энтропией: <ми> T
<тп> 4 =

-
Σ
<ми> я
=
<тп> 0
<мили> K
-
<тп> 1
Σ
<ми> J =

<тп> 0
<мили> K
-
<тп> 1
<мили> C
И.Я.
<мо> войти
<ми> C
И.Я.
(7) маргинальное распределение полученного из GLCM. <Ми> с
<ми> х
<ми> я
= Σ

<ми> J =

<тп> 0
<мили> K
-
<тп> 1
<ми> с
И.Я.
(8) <ми> с
<ми> у
<ми> J
= Σ

<ми> я
=
<тп> 0
<мили> K
-
<тп> 1
<ми> с <бр> IJ
(9) μ
<суб> х
, μ
<югу> у
, σ
<суб> х
, σ
<суб> у
соответственно представляют собой среднее и стандартное отклонение предельного распределения
указать оттенки серого и вероятность сумму разницы между I и J экспресс следующим образом:. <ми> с
<ми> х <бр> +
<ми> у
<ми> к
= Σ

<ми> я
+
<ми> J =

<мили> к
<ми> с
И.Я.
<ми> к =

<тп> 0
<Мо>,
<тп> 1
<мо>,
<тп> 2
<мо>,
<мо> ⋯
,
<тп> 2
<мили> K
-
<тп> 2
(10) <ми> с
<ми> х
-
<ми> у
<ми> к
= Σ

<мили> я
-
<ми> J =

<ми> к
<ми> с
И.Я.
<ми> к
<Мо> =
<тп> 0
<Мо>,
<тп> 1
<Мо>,
<тп> 2
<Мо>,
<мо> ⋯
<Мо>,
<мили> K
<мо> -
<тп> 1
(11) Корреляция формула: <ми> T
<тп> 5
= Σ

<ми> я
=
<тп> 0
<мили> K
-
<тп> 1
Σ
<мили> J =

<тп> 0
<мили> K
-
<тп> 1
И.Я.
<ми> C
И.Я.
- PCA

Normal

3-days

5-days

7-days

9-days

11-days

F1
7.01

• Тяжелая желудка варикозных вен кровотечение из-за тромбоза селезеночной артерии и последовательной артериа…
• основатель BRCA1 мутации не способствуют повышенному риску развития рака желудка в польского населения