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Mar 31, 2023

Konfokales Laser-Endomikroskop mit distalem MEMS-Scanner für echte

Wissenschaftliche Berichte Band 12,

Wissenschaftliche Berichte Band 12, Artikelnummer: 20155 (2022) Diesen Artikel zitieren

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Details zu den Metriken

Die konfokale Laserendomikroskopie ist eine neue Methode zur Durchführung einer optischen Biopsie in Echtzeit. Fluoreszenzbilder mit histologieähnlicher Qualität können sofort vom Epithel von Hohlorganen aufgenommen werden. Derzeit wird das Scannen am proximalen Ende sondenbasierter Instrumente durchgeführt, die routinemäßig in der Klinik verwendet werden, und die Flexibilität zur Steuerung des Fokus ist begrenzt. Wir demonstrieren die Verwendung eines parametrischen Resonanzscanners, der im distalen Ende des Endomikroskops untergebracht ist, um seitliche Ablenkungen mit hoher Geschwindigkeit durchzuführen. In die Mitte des Reflektors wurde eine Öffnung geätzt, um den Strahlengang zu falten. Dieses Design reduzierte die Abmessungen des Instruments auf 2,4 mm Durchmesser und 10 mm Länge und ermöglichte den Vorwärtsdurchgang durch den Arbeitskanal eines standardmäßigen medizinischen Endoskops. Eine kompakte Linsenbaugruppe bietet eine laterale und axiale Auflösung von 1,1 bzw. 13,6 μm. Bei Bildraten bis zu 20 Hz wurde ein Arbeitsabstand von 0 μm und ein Sichtfeld von 250 μm × 250 μm erreicht. Eine Anregung bei 488 nm wurde durchgeführt, um Fluorescein, einen von der FDA zugelassenen Farbstoff, anzuregen und so einen hohen Gewebekontrast zu erzeugen. Das Endomikroskop wurde mit einer klinisch zugelassenen Sterilisationsmethode 18 Zyklen lang ohne Fehler aufbereitet. Fluoreszenzbilder wurden während der Routinekoloskopie von normaler Dickdarmschleimhaut, tubulären Adenomen, hyperplastischen Polypen, Colitis ulcerosa und Colitis Crohn aufgenommen. Es konnten einzelne Zellen, darunter Kolonozyten, Becherzellen und Entzündungszellen, identifiziert werden. Schleimhautmerkmale wie Kryptastrukturen, Kryptalumen und Lamina propria konnten unterschieden werden. Dieses Instrument kann möglicherweise als Zubehör bei der routinemäßigen medizinischen Endoskopie verwendet werden.

Die konfokale Laserendomikroskopie ist eine aufstrebende Bildgebungsmethode, die für den klinischen Einsatz als Ergänzung zur routinemäßigen medizinischen Endoskopie entwickelt wird1,2,3. Diese flexiblen, fasergekoppelten Instrumente können zur Identifizierung von Erkrankungen im Epithel verwendet werden, das Hohlorgane wie den Dickdarm auskleidet. Diese dünne Gewebeschicht ist hoch stoffwechselaktiv und der Ursprung vieler Krankheitsprozesse wie Krebs, Infektionen und Entzündungen. Die Endomikroskopie kann eine subzelluläre Auflösung erreichen, um in Echtzeit In-vivo-Bilder mit „histologieähnlicher“ Qualität zu liefern und Ärzten bei der klinischen Entscheidungsfindung zu helfen. Eine physikalische Gewebebiopsie birgt das Risiko von Blutungen und Perforationen. Oft werden entweder zu viele oder zu wenige Biopsien entnommen. Jede resezierte Probe erhöht die Kosten des Eingriffs. Die Bearbeitung der Probe zur Beurteilung durch einen Pathologen dauert mehrere Tage. Patienten verspüren oft Angst, während sie mehrere Tage auf das Vorliegen der pathologischen Ergebnisse warten. Im Vergleich dazu verfügen andere klinische Bildgebungsmethoden wie MRT, CT, PET, SPECT und Ultraschall nicht über die räumliche Auflösung und die zeitlichen Geschwindigkeiten, die erforderlich sind, um epitheliale Prozesse mit subzellulärer Auflösung in vivo in Echtzeit sichtbar zu machen.

Ein sondenbasiertes Instrument (Cellvizio) wird derzeit routinemäßig in der Klinik zur Durchführung einer „optischen Biopsie“ eingesetzt. Das Design basiert auf einem räumlich kohärenten Faserbündel, das Fluoreszenzbilder sammelt und überträgt4. Die Kerne der einzelnen Fasern dienen als „Nadellöcher“, um unscharfes Licht räumlich zu filtern und so eine subzelluläre Auflösung zu erreichen. Das Scannen erfolgt am proximalen Ende mit großen, sperrigen Galvos. Dieser Ort begrenzt die Fähigkeit des Instruments, den Fokus zu steuern. Für ein angemessenes Staging früher Epithelkarzinome ist eine Visualisierung unter der Gewebeoberfläche erforderlich, um die Invasion zu beurteilen und eine geeignete Therapie zu bestimmen. Fluorescein, ein von der FDA zugelassenes Kontrastmittel, wird intravenös injiziert, um die Strukturmerkmale des Epithels hervorzuheben. Diese Endomikroskope haben Abmessungen von weniger als 2,4 mm Durchmesser und können problemlos durch den Biopsiekanal standardmäßiger medizinischer Endoskope geführt werden. Diese Flexibilität ermöglicht einen breiten klinischen Einsatz und ist unabhängig vom Endoskophersteller. Zahlreiche klinische Studien wurden mit diesem bildgebenden Instrument zur Früherkennung von Krebs durchgeführt, unter anderem in der Speiseröhre, im Magen, im Dickdarm und in der Mundhöhle. Es wurden Bildgebungsprotokolle erstellt und die Sicherheit dieses Verfahrens festgestellt.

Mikroelektromechanische Systeme (MEMS) sind eine leistungsstarke Technologie zur Entwicklung und Herstellung von Miniatur-Scanmechanismen für den Einsatz am distalen Ende von Endomikroskopen. Diese Position (im Vergleich zur proximalen) bietet eine viel größere Flexibilität bei der Steuerung der Fokusposition5,6. Zusätzlich zu seitlichen Ablenkungen können distale Mechanismen axiale, postobjektive und Direktzugriffsscans durchführen. Diese Funktionen ermöglichen eine umfassendere Untersuchung des Epithels, einschließlich vertikaler Querschnittsbildgebung7, aberrationsfreies Scannen über ein großes Sichtfeld (FOV)8 bzw. verbesserte Leistung in benutzerdefinierten Unterregionen9. MEMS bewältigt die erheblichen Herausforderungen, die sich aus dem begrenzten Platz ergeben, der in der distalen Spitze des Instruments zur Unterbringung des Scanmechanismus zur Verfügung steht. Im Vergleich zu sperrigen Galvos bietet MEMS eine überlegene Leistung in einem kleinen Formfaktor mit hoher Geschwindigkeit und geringem Stromverbrauch. Einfache Herstellungsprozesse können zu geringen Kosten für die Massenfertigung skaliert werden. Über eine Reihe von MEMS-Designs wurde bereits berichtet10,11,12. Keines davon ist ausreichend entwickelt, um eine In-vivo-Bildgebung in Echtzeit über den Arbeitskanal eines medizinischen Endoskops durchzuführen und so eine umfassende klinische Umsetzung zu ermöglichen. Hier wollen wir die Verwendung eines MEMS-Scanners in der distalen Spitze eines Endomikroskops demonstrieren, um In-vivo-Bilder bei menschlichen Probanden während der routinemäßigen klinischen Endoskopie zu sammeln.

Ein fasergekoppeltes Instrument wurde mit einem MEMS-Scanner in der distalen Spitze entwickelt, um in vivo Echtzeit-Fluoreszenzbilder mit histologieähnlichen Merkmalen zu sammeln. Eine Singlemode-Faser (SMF) war in einem flexiblen Polymerschlauch eingeschlossen und lieferte eine Anregung bei λex = 488 nm. Diese Konfiguration verkürzt die Länge der distalen Spitze und ermöglicht den Vorwärtsdurchgang durch den Arbeitskanal standardmäßiger medizinischer Endoskope. Zur Zentrierung der optischen Komponenten wurde eine Ferrule verwendet. Die Linsen wurden entwickelt, um eine nahezu beugungsbegrenzte Auflösung auf der Achse mit einer numerischen Apertur (NA) = 0,41 und einem Arbeitsabstand = 0 μm13 zu erreichen. Zur genauen Ausrichtung der Optik wurden Präzisionsabstandshalter hergestellt14. Der Scanner wurde in ein Endomikroskop mit einer starren distalen Spitze von 2,4 mm Durchmesser und 10 mm Länge verpackt (Abb. 1a). Diese Abmessungen ermöglichen den klinischen Einsatz als Zubehör bei der Endoskopie (Abb. 1b). Die maximale auf das Gewebe einfallende Laserleistung betrug 2 mW.

Konfokales Laser-Endomikroskop (CLE) und MEMS-Scanner. Das Foto zeigt (a) das verpackte Instrument mit starren distalen Spitzenabmessungen von 2,4 mm Durchmesser und 10 mm Länge und (b) den Vorwärtsdurchgang durch den Arbeitskanal eines standardmäßigen medizinischen Endoskops (Olympus CF-HQ190L). (c) Die Vorderansicht des Scanners zeigt einen Reflektor mit einer zentralen Apertur von 50 μm Durchmesser, um den Anregungsstrahl passieren zu lassen. Der Scanner ist auf einem Kardanring montiert, der von einer Reihe orthogonaler Kammantriebsaktuatoren angetrieben wird. Die Resonanzfrequenzen dieses Gerätes werden durch die Abmessungen der Torsionsfedern bestimmt. (d) Die Seitenansicht des Scanners zeigt den am Halter montierten Scanner mit Drähten zu Elektrodenankern, die Verbindungspunkte für die Antriebssignale und die Stromversorgung bieten.

Der Scanmechanismus bestand aus einem Reflektor, der auf einem Kardanring montiert war und von einer Reihe orthogonaler Kammantriebsaktuatoren angetrieben wurde, um den Strahl seitlich (XY-Ebene) in einem Lissajous-Muster abzulenken (Abb. 1c). In der Mitte wurde eine Öffnung mit einem Durchmesser von 50 μm geätzt, um den Anregungsstrahl durchzulassen. Der Scanner wurde in der Nähe der Resonanzfrequenzen der Struktur betrieben, die durch Modifizieren der Abmessungen der Torsionsfedern abgestimmt werden konnten. Am Umfang des Geräts wurden Elektrodenanker geätzt, um Anschlusspunkte für Strom und Antriebssignal bereitzustellen (Abb. 1d).

Das Bildgebungssystem war auf einem tragbaren Wagen angeordnet, der in den Behandlungsraum gerollt werden konnte. Eine grafische Benutzeroberfläche wurde entwickelt, um Benutzer mit minimalem technischem Fachwissen, wie Ärzte und Pflegepersonal, zu unterstützen. Die Antriebsfrequenz des Scanners, das Strahlformmuster und das Bild-FOV wurden manuell überprüft.

Die Gesamtlänge des Endomikroskops betrug ca. 4 m, damit das Instrument vollständig durch den Arbeitskanal (1,68 m) eines standardmäßigen medizinischen Endoskops mit zusätzlicher Länge für Manövrierbarkeit passen konnte. Am proximalen Ende des Endomikroskops wurden das SMF und die Drähte durch Steckverbinder abgeschlossen, die in die Glasfaser- und Drahtanschlüsse der Basisstation eingeführt wurden. Diese Einheit enthielt den Laser, den optischen Filterblock, Hochspannungsverstärker und den Photomultiplier Tube (PMT)-Detektor. Die Verstärker lieferten Strom und Antriebssignale an den Scanner. Der optische Filterblock koppelte die Laseranregung in den SMF und lieferte Fluoreszenz an den PMT.

Das Endomikroskop wurde nach jedem klinischen Eingriff mit dem STERRAD-Sterilisationsverfahren erneut aufbereitet und überstand bis zu 18 Zyklen ohne Ausfall. Bei der OPA-Lösung wurden nach über 10 Desinfektionszyklen keine Anzeichen von Schäden festgestellt. Die Ergebnisse für OPA waren besser als die mit STERRAD und legen nahe, dass die Lebensdauer der Endomikroskope durch eine hochgradige Desinfektion anstelle einer Sterilisation zur Wiederaufbereitung verlängert werden kann.

Die Bildauflösung wurde durch die Punktspreizfunktion unter Verwendung fluoreszierender Perlen mit einem Durchmesser von 0,1 μm bestimmt. Für die laterale bzw. axiale Auflösung wurde eine Halbwertsbreite (FWHM) von 1,1 bzw. 13,6 μm gemessen (Abb. 2a, b).

Bildparameter. (a) Die laterale und (b) axiale Auflösung der Fokussierungsoptik wurde durch eine Punktstreufunktion (PSF) charakterisiert, die unter Verwendung fluoreszierender Mikrokügelchen mit einem Durchmesser von 0,1 μm gemessen wurde. Es wurde ein Full-Width-Half-Maximum (FWHM) von 1,1 bzw. 13,6 μm gemessen. Einschub: Es werden erweiterte Ansichten einzelner Mikrokügelchen in lateraler (XY) und axialer (XZ) Richtung gezeigt. (c) Ein Fluoreszenzbild, das von Standard-Zielbalken (USAF 1951) (rotes Oval) aufgenommen wurde, zeigt, dass Gruppe 7–6 klar aufgelöst werden kann. (d) Ein Bild dispergierter fluoreszierender Mikrokügelchen mit 10 μm Durchmesser zeigt ein Bild-FOV von 250 μm × 250 μm. PSFs in (a, b) wurden mit MATLAB R2019a (https://www.mathworks.com/) aufgezeichnet. (c, d) Fluoreszenzbilder wurden mit LabVIEW 2021 (https://www.ni.com/) gesammelt.

Ein Fluoreszenzbild eines Ziels mit Standardauflösung ließ die Balkengruppe in Gruppe 7–6 deutlich erkennen, um eine hohe laterale Auflösung zu unterstützen (Abb. 2c). Ein Sichtfeld (FOV) von 250 μm × 250 μm wurde aus einem Bild von fluoreszierenden Perlen mit einem Durchmesser von 10 μm bestimmt, die über einem Glasdeckglas verteilt waren (Abb. 2d).

Automatisierte Methoden zur PMT-Verstärkungssteuerung und Phasenkorrektur wurden im klinischen Bildgebungssystem implementiert, um Bewegungsartefakte vom Endoskop, der Darmperistaltik und der Atmung des Patienten zu mildern. Die Bildrekonstruktions- und Verarbeitungsalgorithmen wurden bereits zuvor beschrieben14,15. Die PMT-Verstärkung wurde mithilfe eines Proportional-Integral-Reglers (PI) angepasst, um eine Intensitätssättigung zu verhindern16. Das System liest eine maximale Pixelintensität pro Bild, berechnet die proportionale und integrale Reaktion und bestimmt einen Wert für die PMT-Verstärkung, um Pixelintensitäten innerhalb eines akzeptablen Bereichs bereitzustellen.

Bei der In-vivo-Bildgebung kann eine Phasenabweichung zwischen der Scannerbewegung und dem Antriebssignal zu unscharfen Bildern führen. Dieser Effekt kann durch Temperaturschwankungen auftreten, wenn sich das Instrument im menschlichen Körper befindet. Ein Weißlichtbild zeigt das Endomikroskop in Kontakt mit normaler Dickdarmschleimhaut in vivo (Abb. 3a). Im unverarbeiteten Bild der normalen Dickdarmschleimhaut sind Unschärfen durch falsch registrierte Pixel zu erkennen (Abb. 3b). Nach der Verarbeitung mit der richtigen Phasen- und Kontrasteinstellung konnten subzelluläre Merkmale in der Schleimhaut unterschieden werden (Abb. 3c). In den Zusatzinformationen sind die konfokalen Rohbilder und die in Echtzeit verarbeiteten Bilder in Abb. S1 aufgeführt, und die für die Echtzeit- und Nachbearbeitung verwendeten Bildrekonstruktionsparameter sind in den Tabellen S1 und S2 aufgeführt.

Bildverarbeitung. (a) Das endoskopische Weitfeldbild zeigt das Endomikroskop (E), das nach der Verabreichung von Fluorescein in Kontakt mit normaler (N) Dickdarmschleimhaut gebracht wird, um in vivo Fluoreszenzbilder zu sammeln. (b) Eine Phasenverschiebung der X- und Y-Achse während des Scannens kann zu Unschärfe durch falsch registrierte Pixel führen. Zur Demonstration wurden große Phasenverschiebungen auf das Originalbild angewendet. (c) Nach der nachträglichen Phasenkorrektur sind Schleimhautdetails erkennbar, einschließlich der Kryptastruktur (Pfeil) mit zentralem Lumen (l), umgeben von der Lamina propria (lp). Es können einzelne Zellen unterschieden werden, darunter Kolonozyten (c), Becherzellen (g) und Entzündungszellen (Pfeilspitze). Siehe Zusatzvideo 1. (b, c) Bilder wurden mit LabVIEW 2021 verarbeitet.

Konfokale Fluoreszenzbilder wurden in vivo von verschiedenen Krankheitszuständen im Dickdarm aufgenommen, um die breite klinische Anwendbarkeit dieses Instruments zu demonstrieren. Zunächst wurde eine Weitfeldbildgebung mit Weißlichtbeleuchtung durchgeführt, um stark abnormal erscheinende Schleimhäute zu identifizieren. Das Endomikroskop wurde dann durch den Arbeitskanal des Koloskops nach vorne geführt und in Kontakt mit der Schleimhaut gebracht.

Weitfeld-Endoskopie, konfokale Endomikroskopie und histologische (H&E) Bilder werden für Kolonneoplasien, einschließlich tubulärem Adenom und hyperplastischem Polypen, gezeigt. Das tubuläre Adenom zeigt einen Verlust der normalen Krypta-Architektur, eine verringerte Becherzellgröße, verzerrte Krypta-Lumen und eine überfüllte Lamina propria (Abb. 4a–c). Der hyperplastische Polyp weist eine sternförmige Kryptastruktur, wenige Becherzellen, schlitzförmige Kryptalumen und eine unregelmäßige Lamina propria auf (Abb. 4d–f).

In-vivo-Bilder der Dickdarmschleimhaut. Repräsentative Bilder aus Weißlichtendoskopie, konfokalem Endomikroskop und Histologie (H&E) werden für (ac) Adenome, (df) hyperplastische Polypen, (gi) Colitis ulcerosa und (jl) Morbus Crohn gezeigt. (b) Dargestellt ist ein konfokales Bild, das mit dem Endomikroskop (E) in vivo von einem tubulären Adenom (TA) aufgenommen wurde. Diese prämaligne Läsion zeigt einen Verlust der normalen Krypta-Architektur (Pfeil), verzerrte Krypta-Lumen (l) und eine überfüllte Lamina propria (lp). Kolonozyten (c), Becherzellen (g) und Entzündungszellen (Pfeilspitze) können ebenfalls identifiziert werden. Siehe Zusatzvideo 2. (e) Dargestellt ist ein konfokales Bild, das in vivo von einem hyperplastischen Polypen (HP) aufgenommen wurde. Diese gutartige Läsion zeigt eine sternförmige Krypta-Struktur (Pfeil), schlitzförmige Krypta-Lumen (l) und eine unregelmäßige Lamina propria (lp). Kolonozyten (c), einige Becherzellen (g) und Entzündungszellen (Pfeilspitze) können ebenfalls identifiziert werden. Siehe Zusatzvideo 3. (h) Dargestellt ist ein konfokales Bild, das in vivo von Colitis ulcerosa (UC) aufgenommen wurde. Dieser entzündliche Zustand zeigt eine verzerrte Krypta-Architektur (Pfeile) mit hervorstehenden Becherzellen (g). Fluorescein (f)-Fahnen treten aus dem Epithel aus und spiegeln eine erhöhte Gefäßpermeabilität wider. In der Lamina propria (lp) sind zahlreiche Entzündungszellen (Pfeilspitzen) zu erkennen. Siehe Zusatzvideo 4. (k) Dargestellt ist ein konfokales Bild, das in vivo aus fleckigen Bereichen von Morbus Crohn (CC) aufgenommen wurde. Dieser entzündliche Zustand zeigt eine verzerrte Krypta-Architektur (Pfeile) mit hervorstehenden Becherzellen (g). Fluorescein (f)-Fahnen treten aus dem Epithel aus und spiegeln eine erhöhte Gefäßpermeabilität wider. In der Lamina propria (lp) sind zahlreiche Entzündungszellen (Pfeilspitzen) zu erkennen. Siehe Zusatzvideo 5. (b, e, h, k) Bilder wurden mit LabVIEW 2021 verarbeitet.

Eine ähnliche Reihe von Bildern wird für Dickdarmentzündungen gezeigt, einschließlich Colitis ulcerosa (UC) (Abb. 4g–i) und Colitis Crohn (Abb. 4j–l). Man erkennt eine entzündliche Reaktion, die durch eine verzerrte Kryptaarchitektur mit hervorstehenden Becherzellen gekennzeichnet ist. Fluorescein tritt aus dem Epithel aus, was auf eine erhöhte Gefäßpermeabilität zurückzuführen ist. In der Lamina propria sind zahlreiche Entzündungszellen zu erkennen.

Wir haben den klinischen Einsatz eines flexiblen, fasergekoppelten konfokalen Laser-Endomikroskops unter Verwendung eines MEMS-Scanners am distalen Ende demonstriert, um In-vivo-Bilder zu sammeln. Bei Resonanzfrequenzen wurden Bildraten von bis zu 20 Hz mit einem Lissajous-Scanmuster mit hoher Dichte erreicht, um Bewegungsartefakte abzuschwächen. Der optische Pfad wurde gefaltet, um eine Ausdehnung des Strahls zu ermöglichen und eine NA zu erzeugen, die ausreicht, um eine laterale Auflösung von 1,1 μm zu erreichen. Fluoreszenzbilder wurden in histologieähnlicher Qualität während der routinemäßigen Koloskopie von normaler Dickdarmschleimhaut, tubulären Adenomen, hyperplastischen Polypen, Colitis ulcerosa und Morbus Crohn aufgenommen. Es konnten einzelne Zellen, darunter Kolonozyten, Becherzellen und Entzündungszellen, identifiziert werden. Schleimhautmerkmale wie Kryptastrukturen, Kryptalumen und Lamina propria konnten unterschieden werden. Präzisionsgeräte wurden mikrogefertigt, um eine genaue Ausrichtung der einzelnen optischen und mechanischen Komponenten innerhalb eines Instruments mit 2,4 mm Durchmesser und 10 mm Länge zu ermöglichen. Das optische Design reduzierte die Länge der starren distalen Spitze ausreichend, um den Vorwärtsdurchgang durch einen Arbeitskanal mit Standardabmessungen (3,2 mm Durchmesser) in medizinischen Endoskopen zu ermöglichen. Somit kann dieses Instrument von niedergelassenen Ärzten unabhängig vom Hersteller breit eingesetzt werden. Die Anregung bei λex = 488 nm wurde durchgeführt, um Fluorescein, einen von der FDA zugelassenen Farbstoff, anzuregen und so einen hohen Kontrast zu erzeugen. Das Instrument wurde mit klinisch zugelassenen Sterilisationsmethoden 18 Zyklen lang ohne Fehler aufbereitet.

Zwei weitere Instrumentendesigns wurden in der Klinik vorgeführt. Das Cellvizio (Mauna Kea Technologies) ist ein sondenbasiertes konfokales Laser-Endomikroskop (pCLE), das ein kohärentes optisches Multimode-Faserbündel verwendet, um Fluoreszenzbilder zu sammeln und zu übertragen1. Ein in der Basisstation befindlicher Galvo führt eine seitliche Abtastung am proximalen Ende durch. Optische Schnitte werden in der horizontalen (XY) Ebene in Tiefen von 0 bis 70 μm gesammelt. Es ist ein Satz Minisonden mit Durchmessern von 0,91 (19 G-Nadel) bis 5 mm erhältlich. Es wurde eine laterale Auflösung zwischen 1 und 3,5 μm erreicht. Bilder werden mit Bildraten zwischen 9 und 12 Hz und einem Sichtfeld zwischen 240 und 600 μm in einer Dimension aufgenommen. Diese Plattform wurde klinisch in einer Reihe von Anwendungen eingesetzt, unter anderem im Gallengang, in der Blase, im Dickdarm, in der Speiseröhre, in der Lunge und in der Bauchspeicheldrüse. Optiscan Pty Ltd hat ein endoskopbasiertes konfokales Laser-Endomikroskop (eCLE) entwickelt, dessen Scanmechanismus in das Einführrohr (distales Ende) eines Spezialendoskops (EC-3870K, Pentax Precision Instrument) integriert ist17. Für den optischen Schnitt wurde eine Einmodenfaser verwendet, und die seitliche Abtastung erfolgte mithilfe eines Auslegermechanismus durch eine resonante Stimmgabel. Zur Erzeugung einer axialen Verschiebung wurde ein Aktuator aus einer Formgedächtnislegierung (Nitinol) verwendet. Der Gesamtdurchmesser des konfokalen Moduls betrug 5 mm. Zur Fokussierung wurde ein GRIN-Objektiv mit NA = 0,6 verwendet. Horizontale Bilder wurden mit einer lateralen und axialen Auflösung von 0,7 bzw. 7 μm bei Bildraten von 0,8–1,6 Hz und einem Sichtfeld von 500 μm × 500 μm aufgenommen.

Wir demonstrierten die Verwendung eines MEMS-Scanners an der distalen Spitze, um über ein medizinisches Endoskop In-vivo-Fluoreszenzbilder mit subzellulärer Auflösung von menschlichen Probanden zu sammeln. Fluoreszenz sorgt für einen hohen Bildkontrast und Liganden, die an Zelloberflächenziele binden, können mit Fluorophoren markiert werden, um molekulare Eigenschaften bereitzustellen, die die Krankheitsdiagnose verbessern18. Für die In-vivo-Endomikroskopie werden weitere optische Methoden entwickelt. OCT nutzt die kurze Kohärenzlänge einer Breitbandlichtquelle, um Bilder in der vertikalen Ebene mit Tiefen > 1 mm zu sammeln19. Diese Methode mit geringem Kontrast basiert jedoch auf der Sammlung von rückgestreutem Licht und die Bildauflösung ist durch Speckle-Artefakte begrenzt. Die photoakustische Endomikroskopie erzeugt In-vivo-Bilder auf der Grundlage einer schnellen thermoelastischen Ausdehnung im Gewebe nach der Absorption eines Laserimpulses und erzeugt eine akustische Welle20. Dieser Ansatz hat gezeigt, dass in vivo Bildgebungstiefen > 1 cm im menschlichen Dickdarm zur Überwachung der Therapie möglich sind. Der Kontrast wird hauptsächlich durch Hämoglobin im Gefäßsystem erzeugt. Die Multiphotonen-Endomikroskopie erzeugt kontrastreiche Fluoreszenzbilder, wenn zwei oder mehr NIR-Photonen gleichzeitig ein Gewebebiomolekül erreichen21. Mit diesem Ansatz können Bildtiefen >1 mm bei geringer Phototoxizität erreicht werden. Es sind hochintensive Femtosekundenlaserpulse erforderlich, und diese Modalität wurde bei der Endoskopie klinisch nicht nachgewiesen.

In diesem Prototyp führte der Scanner nur eine seitliche Ablenkung durch, sodass optische Schnitte in der horizontalen Ebene (XY) angezeigt wurden. Dieses Gerät konnte im Vergleich zu den Galvos im Cellvizio-System (12 Hz) höhere Bildraten (20 Hz) erreichen. Die Bildrate wurde erhöht, um Bewegungsartefakte abzuschwächen, und verringert, um das Signal zu erhöhen. Hohe Geschwindigkeiten und automatisierte Algorithmen sind erforderlich, um große Bewegungsartefakte durch Endoskopbewegungen, Atembewegungen und Darmperistaltik zu mildern. Es wurde gezeigt, dass parametrische Resonanzscanner axiale Verschiebungen von mehreren hundert Mikrometern erreichen22. Bilder können in der vertikalen Ebene (XZ) senkrecht zur Schleimhautoberfläche aufgenommen werden, um die gleiche Ansicht wie die Histologie (H&E) zu liefern. Der Scanner kann in der Position nach dem Objektiv platziert werden, wo der Beleuchtungsstrahl entlang der optischen Hauptachse einfällt, um die Empfindlichkeit gegenüber Aberrationen zu verringern8. Ein nahezu beugungsbegrenztes Fokusvolumen kann über ein beliebig großes FOV abgelenkt werden. Durch Direktzugriffsscannen kann der Reflektor in benutzerdefinierte Positionen abgelenkt werden9. Das Sichtfeld kann eingeengt werden, um beliebige Bildunterbereiche hervorzuheben und so das Signal-Rausch-Verhältnis, den Kontrast und die Bildrate zu verbessern. Scanner können mit einfachen Verfahren serienmäßig hergestellt werden. Auf jedem Siliziumwafer können Hunderte von Geräten hergestellt werden, um die Produktion für die Massenfertigung und breite Verbreitung zu geringen Kosten zu steigern.

Der gefaltete Strahlengang reduzierte die Abmessungen der starren distalen Spitze, um eine nahtlose Verwendung des Endomikroskops als Zubehör bei der Routinekoloskopie zu ermöglichen. In den gezeigten Fluoreszenzbildern konnten subzelluläre Schleimhautmerkmale sichtbar gemacht werden, um tubuläre Adenome (prämaligne) von hyperplastischen Polypen (gutartig) zu unterscheiden. Diese Ergebnisse zeigen, dass die Endomikroskopie das Potenzial hat, unnötige Biopsien zu reduzieren23. Insgesamt können verfahrensbedingte Komplikationen verringert, Überwachungsintervalle optimiert und die histologische Analyse unbedeutender Läsionen minimiert werden. Wir zeigten auch In-vivo-Bilder von Patienten mit entzündlichen Darmerkrankungen, einschließlich Colitis ulcerosa (UC) und Colitis Crohn. Die konventionelle Weißlichtkoloskopie liefert ein makroskopisches Erscheinungsbild der Schleimhautoberfläche mit begrenzten Möglichkeiten zur genauen Beurteilung der Schleimhautheilung. Endomikroskopie kann in vivo eingesetzt werden, um die Wirksamkeit biologischer Therapien wie Anti-TNF-Antikörper24 zu beurteilen. Eine genaue In-vivo-Beurteilung kann auch Krankheitsrückfälle und Komplikationen wie Operationen reduzieren oder verhindern und die Lebensqualität verbessern. In der klinischen Studie wurden keine schwerwiegenden Nebenwirkungen im Zusammenhang mit der In-vivo-Verwendung des Endomikroskops mit Fluorescein gemeldet25. Die Laserleistung auf der Schleimhautoberfläche wurde auf <2 mW begrenzt, um das Risiko thermischer Verletzungen zu minimieren und die FDA-Anforderungen für nicht signifikante Risiken26 gemäß 21 CFR 812 zu erfüllen.

Das Design dieses Instruments kann geändert werden, um die Bildleistung zu verbessern. Mit kundenspezifischen Optiken können sphärische Aberrationen reduziert, die Bildauflösung verbessert und der Arbeitsabstand vergrößert werden. Der SIL kann so angepasst werden, dass er besser zum Brechungsindex des Gewebes passt (~1,4), um die Lichtkopplung zu verbessern. Die Antriebsfrequenz kann so eingestellt werden, dass der seitliche Ablenkwinkel des Scanners vergrößert wird, um das Bild-FOV zu vergrößern. Um diesen Effekt abzuschwächen, können automatisierte Methoden implementiert werden, um Bildrahmen mit erheblicher Bewegung zu entfernen. Um eine leistungsstarke Vollbildkorrektur in Echtzeit zu erreichen, wird ein feldprogrammierbares Gate-Array (FPGA) mit Hochgeschwindigkeits-Datenerfassung implementiert. Für einen größeren klinischen Nutzen sollten automatisierte Methoden die Phasenverschiebungen und Bewegungsartefakte korrigieren, um Bilder in Echtzeit zu interpretieren. Ein monolithischer 3-Achsen-parametrischer Resonanzscanner kann implementiert werden, um axiales Scannen einzuführen22. Diese Geräte wurden entwickelt, um eine beispiellose vertikale Verschiebung von >400 µm zu erreichen, indem die Antriebsfrequenz in einem Bereich abgestimmt wird, der eine gemischte Erweichungs-/Versteifungsdynamik aufweist27. In Zukunft könnte die vertikale Schnittbildgebung für die Stadieneinteilung von Krebs im Frühstadium (T1a) nützlich sein. Eine kapazitive Sensorschaltung kann implementiert werden, um die Bewegung des Scanners zu verfolgen und Phasenverschiebungen zu korrigieren28. Die automatische Phasenkalibrierung mithilfe einer Messschaltung kann die manuelle Kalibrierung vor der Verwendung des Instruments ersetzen. Die Zuverlässigkeit des Instruments kann durch den Einsatz robusterer Methoden zur Abdichtung des Instruments verbessert werden, um die Anzahl der Aufbereitungszyklen zu erhöhen. Die MEMS-Technologie verspricht, den Einsatz von Endomikroskopen zur Visualisierung des Epithels von Hohlorganen zu beschleunigen, um Krankheiten zu diagnostizieren und die Therapie auf minimalinvasive Weise zu überwachen. Mit der weiteren Entwicklung könnte sich diese neue Bildgebungsmethode zu einer kostengünstigen Lösung für den Einsatz als Zubehör zur medizinischen Endoskopie zur Bereitstellung einer sofortigen Histologie entwickeln und möglicherweise die herkömmliche pathologische Analyse ersetzen.

Raytrace-Simulationen wurden mit der optischen Designsoftware ZEMAX (Version 2013) durchgeführt, um die Parameter für die Fokussierungsoptik zu definieren. Zu den Designkriterien gehörten eine nahezu beugungsbegrenzte Auflösung auf der Achse, ein Arbeitsabstand = 0 μm und ein Sichtfeld (FOV) von mehr als 250 × 250 μm2. Zur Anregung bei λex = 488 nm wurde eine Single-Mode-Faser (SMF) verwendet. Achromatische Dubletts wurden verwendet, um die chromatische Dispersion für die Fluoreszenzsammlung abzuschwächen (Abb. 5a). Der Strahl wurde durch einen SMF mit einem Modenfelddurchmesser von 3,5 μm geleitet und passiert die Mitte des Reflektors mit einer Apertur von 50 μm Durchmesser ohne Abschneiden. Eine feste Immersionslinse (Halbkugellinse) mit hohem Brechungsindex (n = 2,03) wurde verwendet, um sphärische Aberrationen des einfallenden Strahls zu minimieren und einen umfassenden Kontakt mit der Schleimhautoberfläche zu gewährleisten. Die Fokussierungsoptik liefert eine Gesamt-NA = 0,41, wobei NA = nsinα, n der Brechungsindex des Gewebes und α der maximale Konvergenzwinkel des Strahls ist. Die Beugungsgrenze für die laterale und axiale Auflösung beträgt 0,44 bzw. 6,65 μm, wobei Werte von NA = 0,41, λ = 488 nm und n = 1,3313 verwendet werden. Es wurden nur handelsübliche Linsen mit einem Außendurchmesser (OD) ≤ 2 mm berücksichtigt. Der optische Pfad wurde gefaltet, wodurch der aus dem SMF austretende Strahl durch eine zentrale Öffnung im Scanner lief und von einem festen Spiegel (0,29 mm Durchmesser) nach hinten reflektiert wurde. Diese Konfiguration verkürzt die Länge der starren distalen Spitze, um den Vorwärtsdurchgang des Endomikroskops durch einen standardmäßigen Arbeitskanal (3,2 mm Durchmesser) in medizinischen Endoskopen zu erleichtern. Diese Funktion ermöglicht den nahtlosen Einsatz als Zubehör während der routinemäßigen Endoskopie.

Gefaltete Verpackung für Strahlengang und Endomikroskop. (a) Der Anregungsstrahl verlässt das SMF und durchquert die mittlere Öffnung des Scanners. Der Strahl weitet sich aus und wird von einem festen kreisförmigen Spiegel zur seitlichen Ablenkung zurück zum Scanner reflektiert. Die Fokussierungsoptik besteht aus einem Paar achromatischer Dubletts und einer festen Immersionslinse (Halbkugellinse), die für den Kontakt mit der Schleimhautoberfläche sorgt. Für das optische Design und die Raytrace-Simulation wurde ZEMAX 2013 (https://www.zemax.com/) verwendet. (b) Die Verpackungsanordnung für die einzelnen Komponenten des Instruments, einschließlich Singlemode-Faser (SMF), Scanner, Spiegel und Linsen, wird gezeigt. Für die 3D-Modellierung der Endomikroskop-Verpackung wurde Solidworks 2016 (https://www.solidworks.com/) verwendet.

Ein SMF mit 3,5 μm Modenfelddurchmesser bei 488 nm (#460HP, Thorlabs) diente als „Lochblende“ zum räumlichen Filtern von unscharfem Licht (Abb. 5b). Der SMF war in einem flexiblen Polymerschlauch (#Pebax 72D, Nordson MEDICAL) eingeschlossen. Um einen ausreichenden Abstand zwischen Patient und Bildgebungssystem zu gewährleisten, wurde eine Länge von ca. 4 Metern verwendet. Ein Paar MgF2-beschichteter achromatischer Dubletts mit 2 mm Durchmesser (#65568, #65567, Edmund Optics) und eine unbeschichtete Halbkugellinse mit 2 mm Durchmesser (#90858, Edmund Optics) wurden verwendet, um den Strahl zu fokussieren und Fluoreszenz zu sammeln. Ein Endrohr aus rostfreiem Stahl (4 mm Länge, 2,0 mm Außendurchmesser, 1,6 mm Innendurchmesser) wurde zwischen dem Polymer und den Außenrohren eingesetzt, um den Scanner vor Vibrationen zu isolieren. Zur Abdichtung des Instruments vor Körperflüssigkeiten und bei der Wiederaufbereitung wurde ein medizinischer Klebstoff aufgetragen. Zum Schutz der Schnittstelle wurde ein Schrumpfschlauch verwendet.

Basierend auf dem Prinzip der parametrischen Resonanz14 wurde ein kompakter Scanner hergestellt. In die Mitte des Reflektors wurde eine 50 μm große Apertur geätzt, um den Anregungsstrahl durchzulassen. Der aufgeweitete Strahl wurde mithilfe eines Satzes orthogonaler Kammantriebsaktuatoren in einem Lissajous-Muster seitlich in orthogonale Richtungen (XY-Ebene) abgelenkt. Eine Datenerfassungskarte (#DAQ PCI-6115, NI) wurde verwendet, um die analoge Wellenform zur Ansteuerung des Scanners zu erzeugen. Die Stromversorgung erfolgte durch Hochspannungsverstärker (#PDm200, PiezoDrive) über feine elektrische Drähte (#B4421241, MWS Wire Industries). Die Verkabelung erfolgte an Elektrodenankern. Der Scanner wurde mit Frequenzen nahe 15 kHz (schnelle Achse) und 4 kHz (langsame Achse) betrieben, um ein Sichtfeld von bis zu 250 μm × 250 μm zu erreichen. Videos können mit Bildraten von 10, 16 oder 20 Hz erfasst werden. Diese Bildraten wurden verwendet, um die Wiederholungsrate des Lissajous-Scanmusters anzupassen, die vom Wert der X- und Y-Antriebsfrequenzen des Scanners abhängt29. Einzelheiten zu den Kompromissen zwischen Bildrate, Pixelauflösung und Scanmusterdichte finden Sie in unserer vorherigen Arbeit14.

Ein Festkörperlaser (#OBIS 488 LS, Coherent) lieferte λex = 488 nm, um Fluorescein für den Bildkontrast anzuregen (Abb. 6a). Der Faser-Pigtail wurde über einen FC/APC-Stecker an einen optischen Filterblock gekoppelt (1,82 dB Verlust) (Abb. 6b). Der Strahl wurde von einem dichroitischen Spiegel (#WDM-12P-111-488/500:600, Oz Optics) über einen weiteren FC/APC-Anschluss in das SMF abgelenkt. Die auf das Gewebe einfallende Leistung wurde auf maximal 2 mW begrenzt, um die FDA-Anforderungen für ein nicht signifikantes Risiko gemäß 21 CFR 812 zu erfüllen. Die Fluoreszenz wurde durch den dichroitischen Spiegel und einen Langpassfilter (#BLP01-488R, Semrock) geleitet. Eine etwa 1 m lange Multimode-Faser mit einem Kerndurchmesser von 50 μm wurde verwendet, um Fluoreszenz über einen FC/PC-Anschluss an den Photomultiplier Tube (PMT)-Detektor (#H7422-40, Hamamatsu) zu übertragen. Das Fluoreszenzsignal wurde durch einen Hochgeschwindigkeitsstromverstärker (Nr. 59-179, Edmund Optics) verstärkt. Für die Datenerfassung und Bildverarbeitung in Echtzeit wurde eine kundenspezifische Software (LabVIEW 2021, NI) entwickelt. Die Laserleistungs- und PMT-Verstärkungseinstellungen wurden von einem Mikrocontroller (#Arduino UNO, Arduino) unter Verwendung einer individuell bedruckten Leiterplatte bestimmt. Das SMF und die Drähte wurden mit Steckverbindern abgeschlossen und in die Glasfaser- (F) und Drahtanschlüsse (W) der Basisstation eingeführt (Abb. 6c). Das Bildgebungssystem befand sich auf einem tragbaren Wagen (Abb. 6d). Um den Leckstrom auf <500 μA zu begrenzen, wurde ein Trenntransformator eingesetzt.

Bildgebungssystem. (a) PMT, Laser und Verstärker sind in der Basisstation enthalten. (b) Im Filterblock liefert der Laser (blau) Anregung über einen Faser-Pigtail über einen FC/APC-Stecker. Der Strahl wird von einem dichroitischen Spiegel (DM) über einen zweiten FC/APC-Stecker in eine Singlemode-Faser (SMF) umgelenkt. Fluoreszenz (grün) gelangt über eine Multimode-Faser (MMF) durch den DM und einen Langpassfilter (LPF) zum PMT. (c) Das proximale Ende des Endomikroskops wird mit den Glasfaser- (F) und Drahtanschlüssen (W) der Basisstation verbunden. (d) Das Endomikroskop, der Monitor, die Basisstation, der Computer und der Trenntransformator sind auf einem tragbaren Wagen untergebracht. (a, c) Solidworks 2016 wurde für die 3D-Modellierung der Bildgebungssystembaugruppe und des Endomikroskops verwendet.

Die laterale und axiale Auflösung der Fokussierungsoptik wurde anhand der Punktverteilungsfunktion von fluoreszierenden Mikrokügelchen mit einem Durchmesser von 0,1 μm (#F8803, Thermo Fisher Scientific) gemessen. Bilder wurden durch Verschieben der Mikrokügelchen in horizontaler und vertikaler Richtung in Schritten von 1 μm unter Verwendung eines Lineartisches (#M-562-XYZ, DM-13, Newport) aufgenommen. Die Bilder wurden mit ImageJ2 gestapelt, um Querschnittsbilder der Mikrokügelchen zu erhalten.

Für die Datenerfassung und Bildverarbeitung in Echtzeit wurde eine kundenspezifische Software (LabVIEW 2021, NI) entwickelt. Eine Übersicht über die für den Systembetrieb verwendeten Routinen ist in Abb. 7 dargestellt. Die Benutzeroberfläche besteht aus Datenerfassungs- (DAQ), Haupt- und Controller-Panel. Das DAQ-Panel kommuniziert mit dem Hauptpanel, um Rohdaten zu erfassen und zu speichern, liefert Eingaben für die benutzerdefinierten Datenerfassungseinstellungen und steuert die Scanner-Aktivierungsparameter. Über das Hauptbedienfeld kann der Benutzer die gewünschte Konfiguration für die Verwendung des Endomikroskops auswählen, einschließlich Antriebssignalen für den Scanner, Videobildrate und Datenerfassungsparametern. Über dieses Bedienfeld können Benutzer außerdem Bildhelligkeit und -kontrast anzeigen und steuern. Anhand der Rohdaten als Eingabe berechnet ein Algorithmus die optimale Verstärkungseinstellung für den PMT und passt diesen Parameter mithilfe eines auf Proportional-Integral (PI) basierenden Rückkopplungssteuerungssystems automatisch an16. Das Controller-Panel kommuniziert sowohl mit dem Haupt- als auch mit dem DAQ-Panel, um die Laserleistung und die PMT-Verstärkung zu steuern.

Systemsoftwarearchitektur. Die Benutzeroberfläche umfasst Module für (1) Datenerfassung (DAQ), (2) Hauptpanel und (3) Controller-Panel. Die Programme laufen gleichzeitig und kommunizieren über Message Queuing miteinander. Schlüssel – MEMS: mikroelektromechanische Systeme, TDMS: technisches Datenmanagement-Streaming, PI: Proportional-Integral, PMT: Photomultiplier-Röhre. Bild- und Videodateien werden im BMP- bzw. AVI-Format gespeichert.

Ein Phasenkorrekturalgorithmus wurde verwendet, um die Varianz der Bildpixelintensitäten bei verschiedenen Phasenwerten zu berechnen und den größten Wert zur Schärfung des Bildes zu bestimmen15. Zur Echtzeitkorrektur wurde die Phase über einen Bereich von ±2,86° mit einer relativ großen Schrittweite von 0,286° gewobbelt, um die Rechenzeit zu reduzieren. Außerdem wurde ein Teilbereich des Bildes mit einer geringeren Anzahl von Samples verwendet, um die Berechnungszeit von 7,5 s (1 M Samples) auf 1,88 s (250 K Samples) pro Bild bei 10 Hz weiter zu reduzieren. Diese Eingabeparameter wurden ausgewählt, um während der In-vivo-Bildgebung eine ausreichende Bildqualität mit minimaler Verzögerung zu liefern. Echtzeitbilder und -videos werden im BMP- bzw. AVI-Format aufgezeichnet. Die Rohdaten wurden im TMDS-Format (Technical Data Management Streaming) gespeichert.

Die In-vivo-Bilder wurden zur Verbesserung der Qualität mit LabVIEW 2021 nachbearbeitet. Der Phasenkorrekturalgorithmus hatte aufgrund der langen erforderlichen Berechnungszeiten bei der Verwendung während der In-vivo-Bildgebung eine begrenzte Genauigkeit. Es wurde nur ein begrenzter Bildbereich und eine begrenzte Anzahl von Proben verwendet. Darüber hinaus war der Algorithmus bei Bildern mit Bewegungsartefakten oder geringem Kontrast weniger effektiv und führte zu Phasenfehlberechnungen30. Einzelne Bilder mit hohem Kontrast und ohne Bewegungsartefakte wurden manuell ausgewählt, um die Phase mit einem Phasendurchlaufbereich von ±0,75° und einer Schrittgröße von 0,01° fein abzustimmen. Der gesamte Bildbereich (z. B. 1 M Samples für mit 10 Hz aufgenommene Bilder) wurde verwendet. Einzelheiten zu den Bildparametern, die für die Echtzeit- und Nachbearbeitung verwendet werden, sind in Tabelle S2 zusammengefasst. Nach der Phasenkorrektur wurde das Bildrauschen mithilfe eines Medianfilters weiter reduziert. Helligkeit und Kontrast wurden durch Histogrammstreckung und Gammakorrektur weiter verbessert31.

Die klinische Studie wurde vom Institutional Review Board der Michigan Medicine genehmigt und in der Medical Procedures Unit durchgeführt. Die Studie wurde online unter ClinicalTrials.gov registriert (NCT03220711, Registrierungsdatum: 18.07.2017). Zu den Einschlusskriterien gehörten Patienten (im Alter von 18 bis 100 Jahren), bei denen zuvor eine routinemäßige Koloskopie geplant war, die ein erhöhtes Risiko für Darmkrebs hatten und in der Vergangenheit an einer entzündlichen Darmerkrankung litten. Von jedem Probanden, der einer Teilnahme zustimmte, wurde eine Einverständniserklärung eingeholt. Zu den Ausschlusskriterien gehörten Patienten, die schwanger waren, eine bekannte Allergie gegen Fluorescein hatten oder eine aktive Chemotherapie oder Strahlentherapie erhielten. Für diese Studie wurden aufeinanderfolgende Patienten rekrutiert, bei denen eine routinemäßige Koloskopie vorgesehen war. Sie repräsentierten die bei Michigan Medicine behandelte Bevölkerung. Die Studie wurde im Einklang mit der Deklaration von Helsinki durchgeführt.

Vor dem Eingriff wurde das Endomikroskop mit fluoreszierenden Kügelchen mit 10 μm Durchmesser (#F8836, Thermo Fisher Scientific) kalibriert, die in einer Silikonform fixiert waren. Ein durchscheinendes Silikondichtmittel (#RTV108, Momentive) wurde in eine 8 cm3 große 3D-gedruckte Kunststoffform gegossen. Wässrige fluoreszierende Perlen wurden auf das Silikon getropft und dort belassen, bis das wässrige Medium austrocknete.

Zur Untersuchung des gesamten Dickdarms mit Weißlichtbeleuchtung wurde ein handelsübliches medizinisches Koloskop (Olympus, CF-HQ190L) verwendet. Sobald der Endoskopiker eine krankheitsverdächtige Region identifizierte, wurde die Stelle mit 5–10 ml 5 %iger Essigsäure und anschließend mit sterilem Wasser gespült, um Schleim und Ablagerungen zu entfernen. Eine 5-ml-Dosis von 5 mg/ml Fluorescein (Alcon, Fluorescite) wurde entweder intravenös injiziert oder mit einer durch den Arbeitskanal geführten Standardkanüle (M00530860, Boston Scientific) topisch auf die Schleimhaut gesprüht.

Überschüssige Farbstoffe und Ablagerungen auf der Schleimhautoberfläche wurden mit einer Spülung abgewaschen. Der Sprühkatheter wurde entfernt und das Endomikroskop wurde dann durch den Arbeitskanal geführt, um In-vivo-Bilder zu sammeln. Die distale Spitze wurde mithilfe der Weitfeldendoskopie zur Orientierung auf der Zielregion positioniert. Die Gesamtzeit zum Sammeln konfokaler Bilder betrug <10 Minuten. Weißlicht-Endoskopievideos wurden mit dem Bildgebungssystem Olympus EVIS EXERA III (CLV-190) verarbeitet und mit dem Elgato HD-Videorecorder aufgezeichnet. Endomikroskopie-Videos wurden mit LabVIEW 2021 aufgezeichnet und gespeichert. Nach Abschluss der Bildgebung wurde das Endomikroskop entfernt und entweder eine Biopsiezange oder eine Schlinge verwendet, um die abgebildeten Gewebe zu resezieren. Die Gewebe wurden für die Routinehistologie (H&E) verarbeitet und von einem erfahrenen GI-Pathologen (HDA) beurteilt. Die spektralen Eigenschaften von Fluorescein wurden mit einem Spektrometer (USB2000+, Ocean Optics) bestätigt, wie in Abb. S2 dargestellt.

Das Endomikroskop wurde nach jedem Einsatz bei menschlichen Probanden sterilisiert (Abb. 8). Das Reinigungsverfahren wurde unter Anleitung und mit Genehmigung der Abteilung für Infektionskontrolle und Epidemiologie und der Zentralen Sterilgutaufbereitungsabteilung von Michigan Medicine durchgeführt. Vor der Studie wurden die Instrumente von Advanced Sterilization Products (ASP, Johnson & Johnson), einem kommerziellen Unternehmen, das Dienstleistungen zur Infektionsprävention und Sterilisationsvalidierung anbietet, getestet und für die Sterilisation validiert.

Instrumentenaufbereitung. (a) Das Endomikroskop wurde nach jedem Eingriff zur Sterilisation mit dem STERRAD-Wiederaufbereitungsverfahren in ein Tablett gelegt. (b) Das SMF und die Drähte wurden mit Glasfaser- bzw. elektrischen Anschlüssen abgeschlossen, die vor der Wiederaufbereitung verschlossen wurden.

Das Endomikroskop wurde mit den folgenden Schritten wiederaufbereitet: (1) Das Endomikroskop wurde vom proximalen zum distalen Ende mit einem fusselfreien, mit enzymatischem Reinigungsmittel getränkten Tuch abgewischt; (2) Das Instrument wurde 3 Minuten lang in eine enzymatische Reinigungslösung getaucht, mit Wasser gespült und mit einem fusselfreien Tuch getrocknet. Die Elektro- und Glasfaseranschlüsse wurden abgedeckt und aus der Lösung herausgelassen; (3) Das Endomikroskop wurde verpackt und zur Sterilisation mit STERRAD 100NX, einem Wiederaufbereitungssystem, das Wasserstoffperoxid-Gasplasmatechnologie bei relativ niedriger Temperatur und in einer Umgebung mit geringer Feuchtigkeit für einen Standardzyklus von 47 Minuten nutzt, in ein Instrumententablett gelegt.

Die während der aktuellen Studie verwendeten und/oder analysierten Datensätze sind auf begründete Anfrage beim entsprechenden Autor erhältlich.

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Die Autoren danken dem Beijing Institute of Collaborative Innovation (BICI), Michigan Translational Research and Commercialization (MTRAC) for Life Sciences und Maiqi Technology Ltd (TDW) für die finanzielle Unterstützung. Wir danken HD Appelman, JM Abraham, S. Bishu, JA Kinnucan, R. Kuick, RS Kwon, RJ Law, NM Sheth, E. Stoffel, MB Sturm, MS Takami, EJ Wamsteker, BR Manoogian, JD Machicado, JA Berinstein, E. Brady, S. Jaiswal, C. Nolan und L. Sitka für technische Unterstützung.

Diese Autoren haben gleichermaßen beigetragen: Miki Lee und Gaoming Li.

Abteilung für Innere Medizin, University of Michigan, Ann Arbor, 48109, USA

Miki Lee, Gaoming Li, Haijun Li, Xiyu Duan, Danielle K. Turgeon und Thomas D. Wang

Fakultät für Maschinenbau, University of Michigan, Ann Arbor, 48109, USA

Bürgermeister B. Birla, Tse-Shao Chang, Kenn R. Oldham und Thomas D. Wang

Abteilung für Biomedizintechnik, University of Michigan, Ann Arbor, 48109, USA

Thomas D. Wang

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ML, GL, HL, XD, MBB, KRO und TDW haben die Technologie entwickelt. ML, DKT und TDW konzipierten und gestalteten die Experimente. ML, XD, GL, TS.C. und DKT führten die Experimente durch. ML und TDW trugen zur Bild- und Datenanalyse bei und verfassten das Manuskript. Alle Autoren haben das Manuskript überprüft.

Korrespondenz mit Thomas D. Wang.

GL, XD, MB, HL, KO und TDW sind Erfinder von Patenten, die von der University of Michigan für die vorgestellte Technologie angemeldet wurden: (1) KRO, TDW, MB, Juni 2021. (2) TDW, HL, XD, GL Ultrakompaktes konfokales Endomikroskop mit gefaltetem Strahlengang, WO2020191075A1, 24. September 2020. (3) TDW, Endomicroscope, WO2020191083A1, 24. September 2020. (4) KRO, TDW, MB,

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Nachdrucke und Genehmigungen

Lee, M., Li, G., Li, H. et al. Konfokales Laser-Endomikroskop mit distalem MEMS-Scanner für Echtzeit-Histopathologie. Sci Rep 12, 20155 (2022). https://doi.org/10.1038/s41598-022-24210-9

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Eingegangen: 26. Juli 2022

Angenommen: 11. November 2022

Veröffentlicht: 23. November 2022

DOI: https://doi.org/10.1038/s41598-022-24210-9

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