Visualisation en temps réel de la microperfusion rénale à l'aide de l'imagerie de contraste laser Speckle

Contact : Audrey Hu Whatsapp/hp : 0086 13880143964 E-mail :audrey.hu@wecistanche.com

Wido Heeman ,a,b,c,*,† Hanno Maassen ,b,d,† Joost Calon,e Harry van Goor,d Henri Leuvenink,b Gooitzen M. van Dam,b et E. Christiaan Boerma f

Résumé

Importance:Paramètres peropératoires derénalla microperfusion corticale (RCM) a été associée à des lésions d'ischémie/reperfusion postopératoires. L'imagerie par contraste de chatoiement laser (LSCI) pourrait fournir des informations précieuses à cet égard avec l'avantage par rapport à la norme de soins actuelle d'être une technique d'imagerie sans contact et plein champ.

Objectif:Notre étude vise à valider l'utilisation de LSCI pour la visualisation de RCM sur des porcins de taille humaine perfusés ex vivo.reinsdans divers modèles de changements hémodynamiques.

Approche : Une comparaison a été faite entre troisrénalmesures de perfusion : LSCI, le débit sanguin rénal artériel total (RBF) et l'imagerie latérale en champ noir (SDF) dans différents contextes d'ischémie/reperfusion.

Résultats:Le LSCI a montré une bonne corrélation avec le RBF pour l'expérience de reperfusion ({{0}}.94 0.02 ; p <{{10}}.{{ 15}}0{{20}}1)="" et="" une="" ischémie="" locale="" de="" courte="" et="" longue="" durée="" (0.90="" 0.03 ;="" p="">< 0,0001="" et="" 0.="" 81="" 0.08 ;="" p="">< 0,0001, respectivement).="" la="" corrélation="" a="" diminué="" pour="" les="" situations="" de="" faible="" débit="" en="" raison="" de="" la="" redistribution="" du="" rbf.="" la="" corrélation="" entre="" lsci="" et="" sdf="" (0.81="" 0.10 ;="" p="">< 0.0001)="" a="" montré="" une="" supériorité="" sur="" rbf="" (0.54="" 0.22 ;="" p=""><>

Conclusion :LSCI est capable d'imager le RCM avec des résolutions spatiales et temporelles élevées. Il peut détecter instantanément les déficits de perfusion locaux, ce qui n'est pas possible avec la norme de soins actuelle. La poursuite du développement du LSCI en chirurgie de transplantation pourrait aider à la prise de décision clinique.

Mots clés:imagerie par contraste de chatoiement laser ; transplantation;un rein; imagerie latérale en champ noir ;rénalmicroperfusion.

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1. Introduction

Peropératoire-entravérénalla microperfusion corticale (RCM) pendant, par exemple, l'anastomose a été associée à des complications postopératoires liées à l'ischémie/reperfusion-lésion.

D'autres ont montré le potentiel de l'imagerie de perfusion proche de la surface pour la prédiction des complications postopératoires, y compris la réduction de la clairance de la créatinine, le retard de la fonction du greffon et même le rejet du greffon.1–4 En tant que tel, il est concevable que la surveillance peropératoire de la MCR à l'aide de méthodes d'imagerie optique peut soutenir la prise de décision chirurgicale, ce qui peut conduire à une meilleure perfusion pendant la reperfusion d'organes et potentiellement contribuer à une réduction des résultats postopératoires défavorables.

L'intérêt des techniques courantes, telles que l'échodoppler post-opératoire ou un artérielrénalsonde de débit sanguin (RBF), pour surveiller le RBF total est limitée par le fait que ces techniques ne tiennent pas compte des hétérogénéités de perfusion locales.5 Elle est basée sur l'idée fausse que le RBF total reflète adéquatement le RCM.6 Par conséquent, l'utilisation de techniques qui détecter l'hétérogénéité du flux sanguin est préférable.7 L'échodoppler postopératoire a la capacité de détecter les déficits de perfusion locaux8 et a été validé dans plusieurs études. Cependant, son application générale est limitée par une dépendance importante à l'égard de l'opérateur.5 D'autres ont signalé l'utilisation de méthodes d'imagerie par contact pour visualiser et quantifier directement le mouvement des globules rouges (RBC).2,3 Ces méthodes ont donné des résultats prometteurs concernant certaines valeurs seuils pour fonction retardée du greffon, niveaux de créatinine postopératoires ou même rejet d'allogreffe avec des mesures RCM effectuées dès 5 min après la reperfusion.1–4 La principale limitation de ces méthodes est le petit (∼ 1 mm2) champ de vision (FOV) dans lequel le RCM peut être visualisé. Récemment, l'imagerie par fluorescence du vert d'indocyanine (ICG) a été introduite pour évaluer le RCM et le corréler au résultat clinique deun reintransplantation.5,9,10 Cependant, la fluorescence ICG est difficile à quantifier10 et la présence d'un signal fluorescent n'implique pas immédiatement un organe bien perfusé.11 L'administration du colorant fluorescent, nécessaire à chaque mesure de la perfusion, entrave également la procédure chirurgicale.

À ce jour, un outil d'imagerie peropératoire objectif qui peut aider à visualiser le MCR pendant la chirurgie fait toujours défaut. Dans cet article, nous rapportons l'utilisation de l'imagerie par contraste de chatoiement laser (LSCI), une technique d'imagerie en temps réel, sans contact et plein champ avec un grand FOV qui peut visualiser le flux sanguin dans les tissus sans l'administration d'un colorant fluorescent ,12 pour surveiller la RCM chez les porcs à taille humaineconcernant. Notre objectif est de valider l'utilisation du LSCI comme outil de mesure de la reperfusion d'organes au cours de plusieurs modèles de changements hémodynamiques.

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2. Matériels et méthodes

2.1 Reins d'abattoir

Six reins de porc récupérés à l'abattoir ont été obtenus d'un abattoir local. Des porcs (porcs Landrace néerlandais femelles, âgés d'environ 5 mois et d'un poids moyen de 130 kg) ont été abattus à des fins de consommation et ont été manipulés selon des procédures légales normalisées. Les porcs ont été étourdis par l'électricité et sont morts d'exsanguination. Environ 2 litres de sang ont été prélevés dans un bécher avec 25 000 UI d'héparine (LEO Pharma A/S, Ballerup, Danemark) pendant l'exsanguination. Les reins ont été retirés du cadavre en bloc, l'artère rénale a été disséquée et les tissus environnants ont été retirés. Le rein gauche a été utilisé pour toutes les expériences puisque ce côté présentait une bifurcation artérielle mieux visible. Après 30 min d'ischémie chaude (c'est-à-dire le temps entre l'arrêt de la circulation du sang et le début de la bouffée de froid), les reins ont été rincés avec 500 ml de solution saline froide à 4 degrés. Ensuite, les reins ont été installés dans un porte-rein et placés sur la machine à perfusion hypothermique (HMP) (Kidney Assist Transporter, Organ assist, Groningen, Pays-Bas) à 4 degrés et perfusés pendant trois heures et demie à une pression moyenne de 25 mmHg. Le HMP a été oxygéné (100 % O2) à un débit de 100 ml∕min.

2.2 Machine de perfusion normothermique

La configuration de la machine de perfusion normothermique (NMP) a été décrite en détail ailleurs,13 en utilisant une tête de pompe centrifuge (Deltastream DP3, MEDOS Medizintechnik AG, Heilbronn, Allemagne) contrôlée par un logiciel développé en interne (Sophisticate, Labview, National Instruments, Austin , États-Unis).14 Le logiciel permet non seulement la perfusion dirigée par le débit et la pression, mais permet également de basculer entre le débit sinusoïdal pulsatile et le débit constant.

La température a été régulée à l'aide d'un système de chauffage de l'eau Jubalo et réglée à 37 degrés. Un échangeur de chaleur intégré (HILITE 1000®, MEDOS Medizintechnik AG, Heilbronn, Allemagne) a été intégré à l'oxygénateur. Le capteur de débit est un capteur de débit à pince (pince ME7PXL®, Transonic Systems Inc., Ithaca, États-Unis). Le capteur de pression est un transducteur de pression jetable Truewave® (Edwards Lifesciences, Irvine, États-Unis). Comme milieu de perfusion, 500 ml de sang autologue appauvri en leucocytes ont été utilisés. Le sang a été dilué avec 300 ml de lactate de Ringers (Baxter, Utrecht, Pays-Bas) et complété avec 10 ml de bicarbonate à 8,4 % (B. Braun Melsungen AG, Melsungen, Allemagne), 10 ml de glucose à 5 % (Baxter, Utrecht, Pays-Bas) , 6 mg de mannitol (Baxter, Utrecht, Pays-Bas), 0,33 ml dexaméthasone (Centrafarm, Etten-Leur, Pays-Bas), 100 mg∕200 mg amoxicilline/acide clavulanique (Sandoz BV Almere, Pays-Bas), 90 mg de créatinine (Sigma -Aldrich, St. Louis) et 0,1 ml de nitroprussiate de sodium (Sigma-Aldrich, St. Louis). Du plasma a été ajouté pour atteindre un hématocrite de 24 %. Une perfusion constante (20 ml∕h) d'un mélange de 90 ml d'Aminosol (Aminoplasmal, B. Braun Melsungen AG, Melsungen, Allemagne), 1 ml d'insuline (NovoRapid®, Novo Nordisk, Bagsværd, Danemark) et 3 ml de bicarbonate a été entretenu. Le carbogène (95 % d'O2 et 5 % de CO2) a été fourni via l'oxygénateur à un débit de 500 ml/min. La configuration NMP complète est illustrée à la Fig. 1.

2.3 Configuration de l'imagerie de contraste laser Speckle

Le LSCI est basé sur le principe de la lumière laser cohérente qui est rétrodiffusée à partir des tissus, ce qui forme un motif de chatoiement au niveau du détecteur. Le déphasage de cette lumière rétrodiffusée se traduit par un motif d'interférence aléatoire, les soi-disant speckles. En raison du mouvement dans le tissu, c'est-à-dire du mouvement des globules rouges, le motif d'interférence commence à fluctuer, provoquant un motif de chatoiement dynamique, qui est brouillé par le temps d'exposition fini du détecteur. Le contraste de chatoiement K est calculé à l'aide de l'équation. (1).

où est l'écart type de l'intensité I sur l'intensité moyenne hIi calculée sur une fenêtre de convolution dans l'espace et/ou dans le temps. Une configuration LSCI a été construite sur la base du logiciel d'analyse Lapvas-imaging (LIMIS Development BV, Leeuwarden, Pays-Bas) qui a déjà été démontré par notre groupe pour qualifier le flux sanguin microvasculaire intestinal lors d'expériences d'ischémie/reperfusion in vivo.15 Une caméra monochrome ( CM-200GE®, Jai, Copenhague, Danemark) a été placé sur un support fixe imprimé en 3D pour garantir l'invariabilité de la distance et de l'angle d'incidence de la caméra et du laser (Fig. 1). La distance entre la caméra et le rein était de 20 cm avec un champ de vision résultant de 19 × 14 cm. L'objectif (LM12JC®, Kowa, Düsseldorf, Allemagne) a été réglé sur un nombre f de 7, ce qui donne environ 2 pixels par tache, satisfaisant ainsi le critère de Nyquist.16 Un filtre polarisant a été ajouté pour minimiser les réflexions spéculaires. Les images étaient de 1624 × 1236 pixels et ont été enregistrées avec 3,125 images∕s et un temps d'exposition de 40 ms. Un temps d'exposition plus long est nécessaire pour obtenir des intensités de pixels adéquates grâce à la combinaison d'un laser de faible puissance et d'un grand champ de vision. Les images ont été analysées à l'aide d'un algorithme LSCI spatial moyenné dans le temps avec une fenêtre spatiale glissante de 7 × 7 et une fenêtre temporelle de 7 images. Une diode laser couplée à une fibre rouge (λ ¼ 638 nm, 200 mW; Lionix International, Enschede, Pays-Bas) a été couplée dans une fibre optique avec une lentille de collimation (12 mm ∅, - 12 mm FL-lentille double concave non revêtue, Edmund Optics, New Jersey, États-Unis) à l'extrémité distale. Le laser était monté sur une barre fixe et réglé sur une puissance de sortie de 120 mW. La configuration totale (Fig. 1) a été placée dans une boîte noircie pour bloquer toute la lumière ambiante. Des cartes de perfusion 2D ont été générées et affichées en temps réel pendant les expériences, tandis que des images brutes de speckle ont été stockées pour un post-traitement ultérieur hors ligne.

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2.4 Expériences hémodynamiques

Nous avons conçu un ensemble de quatre expériences hémodynamiques pour étudier le LSCI en tant qu'outil de mesure de la perfusion d'organe (Fig. 2). Au cours de toutes les expériences, la température, la pression, le RBF (artériel) et la résistance rénale ont été mesurés. Par la suite, nous avons mesuré la perfusion corticale à l'aide du LSCI. Ces expériences ont été conçues pour examiner le pouvoir de différencier les tissus bien et mal perfusés au fil du temps (Sec. 2.4.1 à 2.4.3) et pour analyser la capacité des techniques à distinguer les déficits de perfusion locaux, c'est-à-dire la résolution spatiale, et la vitesse de détection, c'est-à-dire résolution temporelle (§ 2.4.3 et 2.4.4). Ces expériences ont été répétées sur cinq reins différents. Dans un rein supplémentaire séparé, nous avons effectué simultanément une imagerie RBF, LSCI et sidestream dark-field (SDF) tout en effectuant une ischémie locale répétée et une injection de bolus à trois gaz (Sec. 2.5).

2.4.1 Expérience de reperfusion

La validation de la relation entre les valeurs RBF et LSCI est cruciale pour une utilisation clinique. Outre la ressemblance avec la reperfusion lors d'une greffe de rein, cette expérience pourrait nous fournir des informations sur la corrélation entre les valeurs RBF et LSCI dans les valeurs de débit faible et élevé au début et à la fin de l'expérience, respectivement. Après HMP et un rinçage à froid avec 500 ml de NaCl à 0,9 %, le rein a été installé dans la chambre d'organes NMP, réchauffé pendant 60 min avec une pression de 85 mmHg et un flux sinusoïdal avec une fréquence de 60 Hz pour imiter une situation physiologique. Pendant cette heure, le rein se réchauffe de 4 degrés à 37 degrés.

2.4.2 Expérience de flux

Semblable à l'expérience de reperfusion (Sec. 2.4.1), cette expérience pourrait nous donner un aperçu de la corrélation entre les valeurs RBF et LSCI de manière progressive et contrôlée. Pour cette expérience, le débit est passé d'une perfusion sinusoïdale à un débit constant pour garantir un débit linéaire stable sans l'interférence du schéma sinusoïdal. Le débit a été réglé à un débit de 200 ml∕ min. L'expérience a démarré à 150 ml∕min au cas où le rein n'atteindrait pas le débit de 200 ml∕min après la phase d'échauffement. Le débit a été diminué par paliers de 50 ml∕min toutes les 4 min. Le débit a ensuite été augmenté par paliers de 50 ml∕min jusqu'au niveau de départ lorsqu'un débit de 50 ml∕min a été atteint. Cette expérience a été réalisée deux fois, consécutivement sur chaque rein.

2.4.3 Ischémie locale

Nous avons pu évaluer la capacité à faire la distinction entre les tissus bien et non perfusés au sein du FOV en induisant une zone ischémique locale. La vitesse à laquelle la grande différence de perfusion locale peut être visualisée donne une indication de la valeur clinique ajoutée en cas de déficit de perfusion locale indésirable lors d'une greffe de rein. Un cathéter (cathéter d'embolectomie artérielle 4F, Edward Lifescience, Irvine, États-Unis) a été inséré dans l'artère rénale avant la PNM et suturé dans la bifurcation inférieure de l'artère rénale. Le cathéter a été gonflé provoquant une ischémie locale dans une partie du rein. L'ischémie a été induite deux fois. La première fois, une courte période d'ischémie chaude de 5- min a été suivie d'un temps de récupération de 10- min. La deuxième fois, une longue période d'ischémie chaude de 15- min a été suivie d'un temps de récupération de 40- min.

2.4.4 Infusion de bulles de gaz

Bien que l'ischémie locale (Sec. 2.4.3) provoque un important déficit de perfusion, cette expérience teste la capacité à distinguer ces zones de reperfusion locale et à les observer dans le temps. L'infusion d'un bolus de gaz artériel induit une courte ischémie complète qui est suivie de petites zones de reperfusion locale avec éventuellement une reperfusion complète du rein. Le gaz forme une embolie dans le vaisseau sanguin. Ces emboles empêchent le passage du sang et gênent ainsi la perfusion. Lorsque le gaz se dissout dans le milieu de perfusion, l'embolie disparaît et la perfusion réapparaît. La vitesse à laquelle cela se produit dépend du gaz injecté et de sa solubilité relative (c'est-à-dire que l'O2 et le CO2 se dissolvent plus rapidement que le N2). Comme dernière expérience, 4 ml des gaz respectifs ont été injectés dans la ligne artérielle. D'abord avec de l'O2, puis toutes les 10 minutes avec du carbogène (95 % d'O2 et 5 % de CO2), de l'air ambiant et du N2.

2.5 Expériences d'imagerie latérale en champ noir

L'imagerie SDF peut suivre le mouvement des globules rouges individuels permettant des mesures quantitatives du débit sanguin et la détection de changements microvasculaires subtils.17–19 L'imagerie SDF est une méthode de contact avec un champ de vision relativement petit d'environ 1 mm2. L'appareil a un grossissement total de 750×. La profondeur de pénétration est d'environ 750 μm. Le petit FOV en combinaison avec un peu profond

la profondeur de pénétration et le fait qu'il s'agisse d'une méthode de contact rendent l'imagerie SDF loin d'être idéale pour la visualisation ou le RCM. La lumière verte émise par le système se diffuse à travers les tissus et est absorbée par l'hémoglobine dans les globules rouges, ce qui donne des globules rouges foncés contrairement au tissu de fond. L'utilisation de l'imagerie SDF comme mesure quantitative du flux sanguin nous permet de comparer le RBF et le LSCI avec le SDF. Cependant, il convient de noter que le RBF mesure à la fois le flux sanguin cortical et médullaire, tandis que le LSCI et le SDF ne mesurent que le RCM avec la différence d'être plein champ (LSCI) par rapport à un petit FOV (SDF). Le microscope SDF (MicroScan Video Microscope System, MicroScan BV, Amsterdam, Pays-Bas) a été maintenu en place à l'aide d'un trépied connecté à une table de laboratoire pour minimiser les artefacts de mouvement. Le trépied a des vis de réglage de précision sur les axes X et Y pour placer le microscope perpendiculairement au cortex rénal sans induire d'artefacts de pression. La pointe du microscope SDF était recouverte d'un capuchon en plastique. Les images ont été enregistrées à 10 images∕s avec une résolution de 720 × 576 pixels. Le signal vidéo a été numérisé à l'aide d'une carte d'acquisition d'images S-VHS vers USB et stocké sur un ordinateur pour un traitement ultérieur hors ligne. Le microscope SDF utilise des diodes électroluminescentes vertes pulsées qui sont placées autour du dispositif à couplage de charge à la pointe du microscope. Les données ont été analysées à l'aide d'un logiciel personnalisé (Matlab, Mathworks, Natick, Massachusetts) qui a calculé l'intensité moyenne des pixels (MPI) dans l'ensemble du cadre en prenant l'intensité moyenne des pixels. Le MPI est une mesure du nombre de globules rouges. À mesure que le nombre de globules rouges dans le cadre augmente, les images s'assombrissent, d'où le MPI est une mesure relative du nombre de globules rouges (vidéo 3). La région d'intérêt pour les unités de perfusion laser speckle (LSPU) a été placée à 1 cm de la caméra SDF.

La capsule rénale devait être retirée localement à la pointe du microscope SDF pour pouvoir imager le RCM pendant cette partie des expériences. L'imagerie SDF, les mesures RBF et le LSCI ont été effectués simultanément dans un seul rein en raison de la nature complexe de l'imagerie du RCM à l'aide de l'imagerie SDF. Cinq répétitions consécutives des courtes expériences d'ischémie locale ont été exécutées suivies de trois injections de gaz avec de l'oxygène, une avec de l'air ambiant et une avec de l'azote, respectivement.

2.6 Analyse des données

Sauf indication contraire, les données sont présentées sous forme d'ET moyen. Les corrélations entre LSCI dans LSPU (AU) et RBF (ml/min), et SDF dans MPI (AU) ont été calculées à l'aide d'un coefficient de détermination, R2. Des tests appariés paramétriques applicables ont été utilisés. Une valeur p de<0.05 was="" considered="" statistically="" significant.="" the="" experiments="" described="" in="" sec.="" 2.4="" were="" repeated="" five="" times="" to="" rule="" out="" unique="">

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3. Résultats

Le poids moyen des six reins d'abattoir était de 338.1 24.0 g.

3.1 Expérience de reperfusion

L'expérience de reperfusion a été réalisée cinq fois dans cinq reins. Pendant l'heure, tous les reins se sont réchauffés à 37 degrés, ce qui a entraîné une augmentation de la RCM (Fig. 3.). Cette expérience a montré une ressemblance avec la reperfusion lors d'une transplantation rénale. La corrélation entre le LSPU normalisé (AU) et le RBF (ml/min) était R2 ¼ 0.94 0.02 (p < 0,0001).="" la="" bonne="" corrélation="" pourrait="" s'expliquer="" par="" la="" tendance="" d'un="" rein="" à="" allouer="" le="" sang="" au="" cortex="" en="" premier,="" qui="" est="" le="" flux="" que="" nous="" mesurons="" à="" l'aide="" du="">

3.2 Expérience de flux

L'expérience de flux a été réalisée 10 fois dans cinq reins. Le R2 du LSPU normalisé (AU) et du RBF (ml/min) était 0.59 0.31 (p > 0,05). Un changement dans le RBF total n'a pas été suivi d'un changement similaire dans le cortex (c'est-à-dire, RCM) résultant en une corrélation modérée. Comme le montre la figure 4, il semble y avoir une réponse hémodynamique, redirigeant le flux vers le cortex. Il y avait une réponse hémodynamique apparente lorsque le RBF était diminué dans un état de faible débit (∼ 100 ml∕ min). Lorsque le RBF a été augmenté, un dépassement de reperfusion classique à court terme a été observé.

3.3 Ischémie locale

L'expérience d'ischémie locale a été réalisée sur cinq reins. L'expérience a échoué pour deux reins; l'un en raison d'un dysfonctionnement du cathéter à ballonnet et l'autre en raison de l'apparition de la zone ischémique sur la face postérieure du rein. Des images typiques sont montrées dans les Fig. 5(a) et 5(b). Les données sont représentées dans des graphiques à barres sur la figure 5 (c) et une trace typique d'une région ischémique d'intérêt est affichée sur la figure 5 (d). Les résultats de la période ischémique courte (5 min) et longue (15 min) se trouvent dans le tableau 1. Les périodes ischémiques courte et longue n'ont montré aucune différence significative. La ligne de base est la moyenne de la période de temps avant l'induction de l'ischémie locale. L'ischémie est la moyenne de la période ischémique. La reperfusion est la valeur maximale directement après la libération de l'ischémie locale et la post occlusion est la moyenne du temps après la reperfusion. Les valeurs LSPU sont normalisées par rapport à la ligne de base.

3.4 Infusion de bulles de gaz

La perfusion de bulles de gaz a été réalisée une fois sur cinq reins et caractérisée par un retour lent et local de RCM, comme illustré à la Fig. 6. Les données peuvent être trouvées dans le tableau 2 où la baisse relative de LSPU est calculée par rapport au niveau de base. . Le temps de montée est défini comme le temps nécessaire au LSPU pour revenir au niveau de base. C'était plus long que 600 s pour l'azote et donc le temps de montée exact n'a pas pu être mesuré. Le R2 a été calculé avec le LSPU (AU) et le RBF (ml/min). Les données sont visualisées dans des graphiques à barres dans les Fig. 7(a) et 7(b) pour la chute moyenne (pourcentage) et le temps de montée (s), respectivement. La figure 7 (c) affiche des traces typiques de LSCI pour cette expérience dans un rein.

3.5 Comparaison de l'imagerie Sidestream Dark-Field

Les résultats de l'ischémie locale, de l'oxygène, de l'air ambiant et de l'injection d'azote sont présentés dans le tableau 3. Toutes les expériences ont été réalisées sur le même rein. Un exemple représentatif des images pseudo-couleur LSCI et des images SDF correspondantes est illustré à la Fig. 8 et à la vidéo 3. SDF-LSPU a montré la meilleure corrélation globale par rapport aux valeurs LSPU-RBF et SDF-RBF R2- .

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4. Discussion

Nous rapportons la visualisation de la RCM à l'aide de reins d'abattoirs porcins de taille humaine perfusés ex vivo dans divers modèles d'ischémie/reperfusion. Les expériences de reperfusion locale ont démontré une forte corrélation entre le LSCI et le SDF, supérieure aux corrélations du LSCI avec le RBF. La bonne corrélation entre LSCI et SDF met l'accent sur la haute résolution temporelle et spatiale de LSCI dans sa capacité à visualiser le RCM. LSCI affiche non seulement une distinction claire entre les tissus perfusés et non perfusés, mais il suit également l'ischémie transitoire, induite par l'injection de gaz avec différentes caractéristiques d'absorption, en temps réel. Pourtant, l'effet de la surveillance de la microperfusion corticale proche de la surface sur la prise de décision clinique devrait être étudié plus avant dans un essai clinique.

L'expérience de reperfusion a montré une forte corrélation entre le RBF et le LSCI indiquant que la reperfusion après ischémie pendant la transplantation rénale pouvait être surveillée à l'aide du LSCI. Cela présente l'avantage par rapport aux sondes intrarénales conventionnelles de pouvoir détecter les déficits de perfusion locaux à un stade précoce. La légère différence entre le RBF et le LSCI pourrait potentiellement s'expliquer par le mécanisme de redistribution du rein20 puisque la perfusion de la moelle et du cortex est un processus dynamique et est influencé par des facteurs hémodynamiques. Nos données ont indiqué qu'un RBF stable équivaut à une perfusion corticale stable, car la perfusion du cortex et de la moelle peut changer avec le temps et sont indépendantes l'une de l'autre (par exemple, lorsque le RBF ne change pas, le LSCI peut toujours détecter le local déficits de perfusion).

Au cours de l'expérience de flux avec un changement progressif du RBF total, le LSCI n'a affiché qu'une corrélation modérée avec le RBF total. Nous émettons l'hypothèse que le tissu fonctionnel dans le cortex est préservé au détriment d'une réduction du flux vers la moelle en réponse à une diminution du RBF. Cela entraînerait une redirection du flux vers le cortex (c.-à-d. RCM).20 Dans nos données, lorsque le RBF était diminué, le RCM augmentait progressivement après chaque baisse du RBF total en raison de l'autorégulation en faveur du RCM. Cependant, lorsque le RBF a été augmenté dans des situations de faible débit, le contraire a été observé.

L'ischémie locale était immédiatement visible sur le flux en direct en temps réel. L'expérience a une bonne corrélation pour la période ischémique courte et longue, ce qui est comparable à la corrélation trouvée lors de la comparaison LSCI-SDF. Cela peut s'expliquer par le fait qu'il n'y a pas de sang à redistribuer, donc la diminution du débit est proportionnelle au RBF. Il affiche instantanément une distinction entre les tissus bien et non perfusés, alors que la décoloration visible des tissus prend beaucoup de temps. Cette évaluation rapide et précise du RCM par le LSCI a un impact clinique potentiel. Par exemple, Hoffman et al.9 ont rapporté un déficit de perfusion imperceptible à l'œil humain qui pouvait être restauré en repositionnant l'organe dans la fosse iliaque. La capacité de LSCI à suivre de manière transitoire l'infusion de différents gaz avec différentes caractéristiques d'absorption démontre la haute résolution spatiale et temporelle. Ceci est démontré par la bonne corrélation entre LSCI-SDF et une mauvaise corrélation entre LSCI-RBF. Pendant la période relativement longue avant que l'azote ne soit dissous dans le sang, le RBF se rétablit lentement tandis que le cortex prend plus de temps pour rétablir le flux sanguin complet. Il en résulte une corrélation relativement faible, soulignant l'importance de l'utilisation du LSCI.

Comme mentionné précédemment, l'imagerie SDF visualise directement les globules rouges individuels. La comparaison du LSCI au SDF et au RBF nous donne des informations précieuses sur la perfusion mesurée à l'aide du LSCI. Cependant, l'imagerie SDF d'un rein est fastidieuse et nécessite l'ablation de la capsule rénale, ce qui la rend inadaptée à la pratique clinique. Les bonnes corrélations entre LSCI et SDF indiquent donc que LSCI peut donner des informations précieuses avec l'avantage d'être une méthode d'imagerie sans contact et plein champ.

Un besoin clinique important dans lequel LSCI peut facilement être mis en œuvre est la transplantation d'organes. Étant donné que le temps d'anastomose prolongé est préjudiciable à la qualité de l'organe,21 une visualisation rapide et facile de la MCR proche de la surface pourrait aider à améliorer les résultats de la transplantation, d'autant plus qu'il existe une relation entre l'état peropératoire précoce de la microperfusion et les résultats postopératoires.1–4 Nous émettons l'hypothèse que la visualisation des zones ischémiques et des obstructions vasculaires sans délai directement après la reperfusion de l'organe pourrait aider le chirurgien dans la prise de décision clinique. Pourtant, cela doit être exploré plus avant dans les essais cliniques. Cette imagerie peropératoire a le potentiel de réduire les taux de réintervention par rapport à la norme clinique actuelle avec l'imagerie postopératoire telle que l'échographie duplex. En montrant directement au chirurgien si et où il y a un déficit de perfusion, des mesures correctives peuvent être prises. Cela ne tient pas seulement compte de la chirurgie de transplantation, mais de tout type de chirurgie où la perfusion d'un organe entier est intéressante.

L'utilisation de LSCI a déjà été décrite dans les reins de rat, 22-28 mais la littérature sur son utilisation sur les reins de taille humaine fait encore défaut. L'application clinique serait faisable puisque le LSCI a déjà été utilisé en milieu clinique.15

L'un des principaux défis qui doivent être surmontés avant que le LSCI puisse être mis en œuvre dans la pratique clinique est les artefacts de mouvement.29 Pour ces expériences, nous avons fixé le rein à l'aide de pointes de pipette pour éliminer l'effet possible du mouvement. Cependant, in vivo, le rein sera sujet à des mouvements dus aux mouvements respiratoires et aux pulsations cardiaques lors de la transplantation. D'autres ont essayé de surmonter cela en utilisant des marqueurs de référence.30,31 Cette solution n'est pas souhaitable pour les transplantations rénales en raison de l'aspect invasif de la fixation du marqueur de référence. Une autre limitation potentielle est la faible profondeur de pénétration pour le LSCI d'environ 0,4 à 1 mm selon la longueur d'onde.32,33 Néanmoins, cela ne limite pas l'utilisation du LSCI, puisque nos données montrent que l'ischémie est directement détectable dans le RCM.

5. Conclusion

Dans le cadre de reins de porcs de taille humaine perfusés par une machine ex vivo, le LSCI était capable de détecter des changements locaux dans le RCM avec une résolution spatiale et temporelle élevée. Dans divers contextes d'ischémie locale, le LSCI était bien corrélé avec l'imagerie SDF. Cependant, le LSCI n'est pas toujours entièrement corrélé au RBF total en raison de l'hétérogénéité du flux sanguin entre la microcirculation médullaire et corticale, soulignant la valeur ajoutée par rapport aux capteurs de débit artériel conventionnels. La mise en œuvre de LSCI lors d'une chirurgie de transplantation pourrait aider à l'établissement précoce d'un plan de traitement approprié directement après la reperfusion de l'organe.

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Wido Heeman,a,b,c,*,† Hanno Maassen,b,d,† Joost Calon,e

Harry van Goor,d Henri Leuvenink,b Gooitzen M. van Dam,b et

E. Christiaan Boerma aUniversity of Groningen, Faculty Campus Fryslân, Leeuwarden, Pays-Bas

bUniversity Medical Center Groningen, Département de chirurgie, Groningen,

Pays-Bas cLIMIS Development BV, Leeuwarden, Pays-Bas dUniversity Medical Center Groningen, Department of Pathology and Medical Biology,

Groningen, Pays-Bas eZiuZ Visual Intelligence, Gorredijk, Pays-Bas fMedical Center Leeuwarden, Department of Intensive Care, Leeuwarden, Pays-Bas

Remerciements

Ce travail a été soutenu par le fonds de connaissances et d'innovation du Samenwerkingsverband Noord Nederland (SNN) sous le numéro de subvention KEI18PR004.

Références

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