Un X multi-échelle - Groupe de bouteilles en plastique Hainan Co., Ltd

Données scientifiques volume 9, Numéro d'article : 264 (2022) Citer cet article

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Les avancées technologiques en imagerie par rayons X utilisant des sources synchrotron lumineuses et cohérentes permettent désormais de découpler la taille et la résolution de l'échantillon tout en maintenant une sensibilité élevée aux microstructures des tissus mous partiellement déshydratés. Les développements continus de l'imagerie par rayons X multi-échelles ont abouti à la tomographie à contraste de phase hiérarchique, une approche globale pour relever le défi de l'imagerie des tissus mous à l'échelle de l'organe (jusqu'à des dizaines de centimètres) avec une résolution et une sensibilité jusqu'au niveau cellulaire. En utilisant cette technique, nous avons imagé ex vivo un poumon gauche humain entier à une taille de voxel isotrope de 25,08 μm avec des zooms locaux jusqu'à 6,05–6,5 μm et 2,45–2,5 μm de taille de voxel. Le contraste tissulaire élevé offert par la source synchrotron de quatrième génération de l'European Synchrotron Radiation Facility révèle la constitution anatomique complexe à plusieurs échelles du poumon humain, de l'échelle macroscopique (centimètre) à l'échelle microscopique (micromètre). L'ensemble de données fournit des informations 3D complètes à l'échelle de l'organe sur les lobules pulmonaires secondaires et délimite la microstructure des nodules pulmonaires avec des détails sans précédent.

Des mesures)

Poumon gauche humain

Type(s) de technologie

Imagerie à contraste de phase par rayons X

Le poumon humain est l'un des plus grands organes solides du corps humain. Traditionnellement, les études de la microanatomie pulmonaire à l'échelle de l'organe nécessitent de longues opérations d'échantillonnage ciblé, de préparation des tissus, de coloration histologique et de sectionnement1,2. De nos jours, des évaluations cliniques ex vivo de microstructures pulmonaires entières sont réalisées sans sectionnement à l'aide d'un micro-CT à contraste d'absorption à une taille de voxel d'environ 100 μm. Une zone limitée du poumon peut ensuite être sélectionnée pour l'imagerie à plus haute résolution en utilisant l'histologie3,4,5. L'imagerie par contraste de phase aux rayons X6,7 offre une sensibilité et un contraste plus élevés que le micro-CT8 de laboratoire. Par rapport à l'histologie virtuelle optique9, le contraste de phase des rayons X provenant de la propagation en espace libre ne nécessite aucune optique d'imagerie et, en même temps, supprime le besoin d'un nettoyage laborieux des tissus et d'un marquage fluorescent qui sont essentiels pour l'imagerie optique10. La compatibilité de l'imagerie à contraste de phase des rayons X avec les sources de rayons X existantes facilitera son adoption progressive et sa transition de la recherche préclinique au diagnostic clinique6,11,12. Dans les installations synchrotron, les mises à niveau systématiques13,14 de la source de rayons X et des techniques d'imagerie au cours des dernières décennies fournissent les moyens d'aborder les questions biologiques à travers des échelles et une résolution significatives11,15,16,17,18,19,20. Bien que l'imagerie par rayons X basée sur le synchrotron puisse accéder à des détails anatomiques plus fins que le micro-CT de laboratoire19,21,22,23, de nombreux scénarios de bioimagerie nécessitent une augmentation supplémentaire du débit d'imagerie et l'hébergement d'un échantillon de grande taille tout en maintenant une résolution microscopique24,25.

Grâce au flux élevé de photons X et à la cohérence spatiale obtenus avec les sources synchrotron modernes de quatrième génération et à la conception soignée du protocole de préparation et d'imagerie des échantillons, il est désormais possible d'imager des organes humains complets, volumineux et partiellement déshydratés dans leur intégralité au micromètre résolution par tomographie à contraste de phase hiérarchique (HiP-CT)26. La technique intègre un flux de travail d'imagerie multi-échelles4,27,28,29,30 dans une configuration unique, utilisant le contraste de phase de propagation obtenu à partir de rayons X polychromatiques à haute énergie et de paramètres de détection réglables. Par conséquent, la numérisation d'un organe humain entier (d'une taille de 5 à 30 cm dans chaque dimension) à plusieurs résolutions peut être exécutée sans disséquer l'échantillon ni nécessiter de le transporter vers différents emplacements ou installations d'instruments27,28,30. HiP-CT comprend une correction de champ plat personnalisée, un protocole de balayage d'atténuation, ainsi qu'un pipeline d'échantillonnage et de couture tomographique efficace pour couvrir entièrement les grands organes de tissus mous, sans coloration27,31 ni éclaircissement10. L'approche d'imagerie intégrée à une seule modalité et à plusieurs échelles de HiP-CT26 garantit une procédure d'enregistrement d'image simplifiée grâce au contraste tissulaire constant sur toutes les échelles de longueur. Son protocole d'imagerie s'inspire des approches multi-échelles existantes4,18,19,29, en commençant par un échantillonnage tomographique en deux étapes de l'ensemble de l'organe (tomographie plein champ), suivi de zooms progressifs sur des caractéristiques sélectionnées de la microanatomie grâce à des tomographies locales à différentes résolutions plus fines compatibles avec le contexte anatomique concerné. HiP-CT nécessite que l'échantillon, tel qu'un organe de tissus mous, soit intégré dans une solution d'éthanol à 70% dans de l'eau et immobilisé avec des blocs d'agar tout au long de l'imagerie (voir Fig. 1a, b). La correction de champ plat prend référence à partir d'un récipient séparé (pot de référence) de la même taille que le pot d'échantillon pour améliorer le contraste des tissus mous (voir Fig. 1c). Nous fournissons ici l'ensemble de données d'un poumon gauche humain intact imagé par HiP-CT à une taille de voxel de 25, 08 μm (organe complet, voir Fig. 1d) et à des tailles de voxel de 6, 05 à 6, 5 μm et de 2, 45 à 2, 5 μm pour divers volumes locaux d'intérêt ( VOIs) réalisé par l'optimisation du spectre des rayons X incidents, de la distance de propagation, de l'épaisseur du scintillateur et de l'optique de couplage avant le détecteur (voir Méthodes). Les expériences d'imagerie par rayons X ont été réalisées sur la ligne de lumière BM05 de l'European Synchrotron Radiation Facility (ESRF) à l'aide de la source de rayons X extrêmement brillante de quatrième génération récemment mise à niveau (ESRF-EBS)32,33.

(a) Un poumon gauche humain en vue latérale (gauche) et médiale (droite). (b) Le poumon entier fixé à l'instillation est monté dans un bocal en PET cylindrique en plastique scellé, de taille compatible (140 mm de diamètre, 260 mm de hauteur) rempli d'une solution d'éthanol à 70 % et de blocs d'agar. ( c ) Croquis de la configuration d'imagerie HiP-CT utilisant le contraste de phase de propagation à partir de rayons X lumineux et cohérents sur la ligne de lumière ESRF BM05. Le bocal de référence contient le même milieu d'enrobage que le bocal d'échantillon. L'énergie des rayons X incidents est ajustée à 70–85 keV à travers des filtres en fonction de l'exigence de résolution. ( d ) Rendu volumique de l'ensemble du poumon gauche imagé à une taille de voxel de 25, 08 μm à l'aide de HiP-CT en vues latérale (gauche) et médiale (droite). Les principales caractéristiques anatomiques indiquées en a, b, d sont le (1) lobe supérieur gauche, (2) la fissure interlobaire, (3) le lobe inférieur gauche, (4) la bronche souche gauche.

Le poumon gauche entier (voir Fig. 1a) a été prélevé sur un donneur de corps, une femme de 94 ans qui a succombé à des causes naturelles, avec le dossier médical fourni dans le tableau 1. Le don de corps était basé sur le libre consentement du donneur ante-mortem . Les actes médicaux post mortem correspondants ont été réalisés au Laboratoire d'Anatomie des Alpes Françaises (LADAF) selon les recommandations de l'échelle d'Appréciation de la Qualité des Études Cadavériques34. Toutes les dissections respectaient la mémoire du défunt. Les protocoles de transport et d'imagerie ont été homologués par la législation française pour le don de corps. Le corps du donneur décédé a été embaumé et les préparations pulmonaires ont été effectuées à environ 36 heures post-mortem. Le poumon a été instillé par la trachée avec une solution de formol à 4 % en utilisant 30 cm de colonne d'eau sous pression positive. La trachée a ensuite été ligaturée pour maintenir la configuration gonflée afin de fixer les poumons dans un état non effondré. Le corps a ensuite été maintenu à 4 °C pendant 3 jours avant la dissection. Une fois retirés, les poumons ont été immergés dans une solution de formol à 4 % pendant 3 jours supplémentaires. Ensuite, il a été successivement immergé dans des solutions d'éthanol (bioéthanol inodore, Cheminol, France) de concentration croissante jusqu'à 70 % (fraction volumique). Le poumon a été maintenu gonflé pendant la déshydratation à l'éthanol en poussant à plusieurs reprises la solution à travers sa bronche principale avec une seringue. La densité significativement plus faible de l'éthanol (789 kg/m3) par rapport à l'eau (1000 kg/m3) fournit un contraste de base élevé pour les tissus mous35,36.

Nous avons utilisé un bocal en PET (polyéthylène téréphtalate) de taille comparable au poumon pour l'imagerie par rayons X en raison de sa disponibilité commerciale (3600 mL Sweep Jars with Cap, Medline Scientific, Royaume-Uni), de sa haute tolérance aux radiations37 et de sa transparence optique pour faciliter l'alignement des échantillons et évaluation de l'état de l'échantillon pendant l'imagerie. Pour fixer fermement le poumon en place et l'empêcher de toucher les bords du récipient de tous les côtés, nous avons préparé des blocs d'agar (poudre d'agar-agar, d'algues rouges sauvages, Nat-Ali, France) en cubes d'environ 1 cm3 et les avons empilés au fond du bocal et autour de l'organe pour ancrer fermement le poumon. La procédure de préparation de la gélose a été décrite en détail précédemment26. Les espaces entre les petits blocs de gélose fournissent les voies d'évacuation pour l'élimination des gaz résiduels. La procédure de montage de l'échantillon implique un remplissage alterné du mélange agar-éthanol et un dégazage sous vide doux pour minimiser les microbulles existantes de l'air dissous dans l'environnement de la solution et dans l'organe, éliminant ainsi leur interférence avec l'imagerie. La procédure de dégazage a utilisé une pompe à membrane pour pomper directement38 au-dessus du pot d'échantillon en PET avec le couvercle ouvert dans un séchoir à verre sous vide scellé. Avant l'imagerie, le bocal en PET contenant le poumon, la solution d'éthanol et l'inclusion d'agar a été placé dans un porte-échantillon sur mesure pour se connecter à l'étape de rotation de la ligne de lumière synchrotron26.

La mise en œuvre et les capacités de HiP-CT ont été décrites en détail dans une publication séparée26. Ici, nous décrivons les paramètres utilisés pour l'imagerie pulmonaire. Toutes les expériences d'imagerie par rayons X ont été réalisées sur la ligne de faisceau à aimant de courbure ESRF BM0539. Le faisceau synchrotron polychromatique produit sur la ligne de lumière a été passé à travers un ensemble de filtres, puis directement utilisé pour l'imagerie sans optique à rayons X supplémentaire. La taille du voxel est contrôlée efficacement par l'optique d'imagerie à lumière visible réglable située après le scintillateur à rayons X LuAG:Ce (grenat d'aluminium et de lutétium dopé au cérium) (fabriqué sur mesure par Crytur, Tchéquie) et avant le sCMOS (métal complémentaire scientifique). oxyde-semi-conducteur) capteur de lumière (PCO edge 4.2 CLHS, PCO Imaging, Allemagne). Plus précisément, l'optique d'imagerie comprend le dzoom («zoom démagnifiant») et les objectifs zoom, qui couvrent respectivement les plages de 6,5 à 25,5 μm et de 1,3 à 6,3 μm. Parce que la taille du faisceau synchrotron (avec une surface utilisable de 50 mm × 4 mm au BM05) est considérablement plus petite que la taille du poumon gauche humain (taille du conteneur 260 mm de hauteur, jusqu'à 140 mm de largeur au plus large), l'imagerie de l'ensemble du poumon gauche à une taille de voxel de 25,08 μm, il fallait assembler plusieurs sous-balayages. Nous avons utilisé la méthode de demi-acquisition (ou acquisition de demi-objet)40 développée à l'ESRF pour l'imagerie des VOI à 6,5 μm et 2,5 μm de taille de voxel. Pour l'ensemble du poumon, nous avons développé une méthode de quart d'acquisition26 qui inclut la demi-acquisition en combinaison avec un balayage annulaire pour couvrir toute son étendue horizontale (voir Fig. 2).

Tomographie à contraste de phase hiérarchique basée sur le synchrotron (HiP-CT) à plusieurs échelles de longueur et leurs pipelines d'acquisition de données et de reconstruction d'images associés. Les données de tomographie plein champ à une taille de voxel de 25, 08 μm sont traitées avec le pipeline ( a ). Les données de tomographie locale pour les volumes d'intérêt (VOI) à 6,05–6,5 μm (niveau 1) et 2,45–2,5 μm (niveau 2) de taille de voxel sont traitées avec le pipeline (b). (c) Un schéma illustrant les relations des différents volumes cylindriques imagés avec HiP-CT. Les triples flèches dans le pipeline avant de fusionner les sous-balayages indiquent que la même procédure est effectuée sur chaque sous-balayage.

Le traitement des données des projections de rayons X mesurées comprend trois étapes, la pré-reconstruction, la reconstruction et la post-reconstruction, qui sont illustrées dans des rangées séparées sur la Fig. 2. Les artefacts annulaires des détecteurs sont corrigés en deux étapes : (1) Avant reconstruction, la moyenne des projections est soustraite des projections pour supprimer les anneaux à intensité constante ; (2) Après reconstruction, les anneaux d'intensité inhomogènes résiduels ont été supprimés à l'aide de la transformée polaire combinée à un filtre de flou de mouvement linéaire41. La reconstruction tomographique utilise les estimations de phase et d'amplitude obtenues à partir de la méthode de Paganin42, suivies d'un masque flou 2D des cartes de phase récupérées comme entrée pour l'algorithme de rétroprojection filtré. Ces étapes de reconstruction sont implémentées dans PyHST243. Finalement, les volumes traités sont convertis au format 16 bits et regroupés pour produire les ensembles de données décrits dans les tableaux 2–3. Les étapes de reconstruction et de post-traitement sont illustrées pour les trois types de volumes d'échantillons imagés, respectivement, à la Fig. 2. Nous résumons ci-dessous les protocoles d'imagerie et de reconstruction pour le poumon humain à chaque résolution d'image, y compris les paramètres clés.

Tomographie plein champ (l'ensemble de l'organe à une taille de voxel de 25, 08 μm, voir Fig. 2a, c): L'énergie des rayons X détectée était en moyenne d'environ 93 keV après les filtres et l'échantillon, la distance de propagation était de 3475 mm, l'épaisseur du scintillateur était de 2 mm. Au total, deux séries de projections à 9990 ont été mesurées par la méthode du quart d'acquisition26 avec un décalage de 800 pixels pour la demi-acquisition. Une taille de pas de 2,2 mm dans la direction verticale (z) a été utilisée pour couvrir la hauteur du pot d'échantillon avec un total de 98 sous-balayages d'acquisition par trimestre. Des sutures radiographiques ont d'abord été réalisées pour récupérer un demi-scan d'acquisition40 avant la reconstruction.

Tomographie locale de niveau 1 VOI (taille de voxel de 6,5 μm et 6,05 μm, voir Fig. 2b, c) : l'énergie des rayons X détectée était moyenne à ~ 88 keV (~ 89 keV) après filtres et échantillon, la distance de propagation était de 3500 mm (3475 mm), l'épaisseur du scintillateur était de 1 mm (2 mm) pour les VOI avec une taille de voxel de 6, 5 μm (6, 05 μm). Au total, 6000 projections ont été mesurées par la méthode de la demi-acquisition avec un décalage de 900 pixels. Un pas de 2,2 mm dans le sens vertical a été utilisé pour couvrir la hauteur des VOI.

Tomographie locale de niveau 2 VOI (taille de voxel de 2,5 μm et 2,45 μm, voir Fig. 2b, c) : l'énergie des rayons X détectée était moyenne à ~ 77 keV (~ 79 keV) après filtres et échantillon, la distance de propagation était de 1440 mm (1500 mm), l'épaisseur du scintillateur était de 0,25 mm (0,2 mm) pour les VOI avec une taille de voxel de 2,5 μm (2,45 μm). Au total, 6000 projections ont été mesurées par la méthode de la demi-acquisition avec un décalage de 900 pixels. Un pas de 1,5 mm dans le sens vertical a été utilisé pour couvrir la hauteur des VOI.

Outre la tomographie plein champ de l'ensemble du poumon, des VOI ultérieurs plus petits ont été sélectionnés avec des caractéristiques représentatives et imagés avec une tomographie locale à une résolution plus élevée, y compris 6,5 μm (5 emplacements) et 6,05 μm (3 emplacements) pour le niveau 1 et 2,5 μm (5 emplacements) et 2,45 μm (3 emplacements) pour les VOI de niveau 2, respectivement. Tous les VOI ont un champ de vision cylindrique autour de l'axe de rotation après avoir retiré les artefacts de frontière de la reconstruction tomographique locale. Pour obtenir les déplacements et les rotations, les VOI sont enregistrés manuellement dans l'espace sur l'ensemble des données pulmonaires dans VGStudio Max (version 3.4) et la procédure pour les appliquer est décrite dans les notes d'utilisation. Les tailles des VOI, leurs déplacements et leurs rotations par rapport au centre de l'ensemble des données pulmonaires sont répertoriées dans le tableau 2 et illustrées sur les figures 3a à d. En outre, nous fournissons de brèves références anatomiques aux emplacements spatiaux VOI dans le tableau 2 en ce qui concerne l'ensemble des données pulmonaires à 25,08 μm. Pour conserver la provenance des données traçables, nous conservons les mêmes étiquettes alphanumériques des VOI que celles utilisées dans les expériences originales. La figure 3e visualise deux VOI sélectionnés dans le lobe inférieur du poumon.

Exploration de l'ensemble de données HiP-CT d'un poumon gauche humain. ( a - d ) Correspondances spatiales des VOI cylindriques mesurés à différentes résolutions dans l'ensemble du poumon gauche. Pour chaque ensemble de VOI, les vues médiale (gauche) et sagittale (droite) sont affichées. L'étiquette VOI correspond à l'attribution du tableau 2. (e) Rendus de deux VOI imagés avec des tailles de voxel de 6, 5 μm et 2, 5 μm, respectivement. ( f ) À partir de l'ensemble des données pulmonaires et de tomographie locale, nous visualisons le détail anatomique d'un nodule pulmonaire partiellement calcifié et spiculé dans la région apicale du poumon sur plusieurs échelles de longueur. Les septa interlobulaires et la vascularisation périlobulaire des lobules pulmonaires secondaires (SPL) sont représentés.

Nous fournissons les données volumétriques après reconstruction et post-traitement sous forme de tranches d'image 2D en niveaux de gris (16 bits) au format JPEG2000 stockées dans des dossiers zippés. Le niveau de compression de JPEG2000 est soigneusement choisi pour garantir une différence minimale par rapport aux données au format TIFF d'origine lorsqu'elles sont utilisées pour la quantification des caractéristiques ou la segmentation des images. Nous listons les détails des données déposées dans le tableau 3. Toutes les données ont été déposées dans un référentiel de données ESRF (https://human-organ-atlas.esrf.eu/explore/LADAF-2020-27/left%20lung) avec des identificateurs d'objets numériques (DOI) attribués à chaque volume numérisé, comme indiqué dans le tableau 4. Chaque DOI fait référence à un volume à pleine résolution et à ses versions regroupées. Pour tous les VOI mesurés par tomographie locale, y compris ceux dont la taille des voxels est de 6,5 μm44,45,46,47,–48, 6,05 μm49,50,–51, 2,5 μm52,53,54,55,–56 et 2,45 μm57, 58,–59, les données à pleine résolution (Binning = 1) et la version 2 × binned (Binning = 2) sont fournies, tandis que pour l'ensemble des données pulmonaires60, la version 4 × binned (Binning = 4) est également fournie. Les informations sur les métadonnées du tableau 2 sont également fournies dans le fichier texte correspondant contenu dans chaque dépôt de données. La page d'accueil associée à chaque DOI contient des informations détaillées sur les paramètres de la ligne de faisceau de rayons X pour la tomographie à contraste de phase, le protocole de balayage expérimental et les procédures de traitement des données.

Bien que la dose de rayonnement dans les tomodensitogrammes HiP-CT soit bien inférieure au seuil de lésion tissulaire26, en raison de la formation de bulles induites par les rayonnements, qui n'est apparue qu'après plusieurs tomographies locales à haute résolution, l'échantillon a subi un dégazage avant que les mesures restantes ne soient prises. fait. Les bulles proviennent en grande partie de la vaporisation du solvant61 mais ne causent pas de dommages visibles par rayonnement comme le montre l'histologie26. Cependant, une conséquence du dégazage est que tous les VOI n'ont pas été imagés consécutivement pendant le même temps de faisceau. Au cours du dégazage, l'échantillon a été conservé dans le récipient pour conserver sa position d'origine. Le pot d'échantillon a ensuite été placé dans la ligne de faisceau de rayons X du synchrotron pour une imagerie plus poussée. Au cours du processus, des précautions ont été prises pour que les VOI numérisés avant et après le dégazage puissent être enregistrés sur l'ensemble du volume sans grande déformation.

Dans les volumes imagés, le contraste est produit par les différences de densité locales entre les constituants du tissu pulmonaire et les espaces vides des voies respiratoires, des alvéoles et des vaisseaux sanguins remplis de solution d'éthanol (voir Fig. 3e, f). Dans l'ensemble des données pulmonaires à une taille de voxel de 25, 08 μm, les septa interlobulaires, les limites des lobules pulmonaires secondaires62, 63 et le système vasculaire périlobulaire sont clairement visibles (voir Fig. 3f). À haute résolution spatiale, la différence de densité locale devient de plus en plus le principal contributeur au contraste de l'image dans les VOI26. Le contraste constant entre les échelles de longueur fournit des informations détaillées pour l'étude de la morphologie pulmonaire pour l'individu en bonne santé ou en tant que contrôle.

En ce qui concerne la capacité pulmonaire totale de l'individu, l'estimation post-mortem est gravement entravée par (1) l'incapacité à mesurer directement l'espace mort anatomique et (2) les interactions fonctionnelles complexes entre le thorax squelettique, la configuration ou le tonus du diaphragme et l'espace pleural, qui ne sont pas reconstructibles post-mortem. . Néanmoins, puisque le poumon a été gonflé avec une pression proche de la normale lors de la fixation, notre meilleure hypothèse pour un gonflage à l'inspiration proche de la normale est le gonflage contrôlé par la pression. De plus, malgré les grands efforts pour maintenir l'intégrité de l'organe lors de la préparation et du balayage, dans certaines zones sous-pleurales du poumon, nous avons remarqué une légère compression. Nous attribuons les causes potentielles de ces caractéristiques aux éléments suivants : (1) Le formol utilisé dans la fixation peut avoir des difficultés à atteindre les zones pulmonaires plus périphériques. (2) L'ajustement serré des blocs de gélose autour du poumon. (3) Un signe d'emphysème parabronchique et/ou sous-pleural minime dû au vieillissement5.

Les données multi-échelles sur les poumons humains sains présentées ici ont été utilisées comme données de contrôle clinique dans des études comparant les dommages au sein de la microstructure pulmonaire dus à une infection au Covid-1926. Les VOI individuels sont déposés sous forme de tranches d'image 2D perpendiculaires à l'axe de rotation (z sur la figure 1) dans la géométrie de la tomographie. Ces images peuvent être directement chargées dans n'importe quel logiciel de traitement d'image typique pour la visualisation ou une quantification supplémentaire. Pour aligner les VOI sur l'ensemble des données pulmonaires, la transformation suivante doit être appliquée au VOI,

Ici, I' et I sont des données volumétriques à valeur d'intensité, T est l'opérateur de translation 3D et Rz l'opérateur de rotation 3D autour de l'axe z (voir Fig. 1b, c). Le vecteur de déplacement (dx, dy, dz) et l'angle de rotation z θz pour chaque VOI sont répertoriés dans le tableau 2. Les plages de niveaux de gris par défaut des images sont définies avec une marge d'intensité pour éviter la saturation. La visualisation directe à l'œil peut nécessiter un réglage du seuil.

Le code utilisé pour le prétraitement, la reconstruction tomographique et le post-traitement est disponible sur GitHub (https://github.com/HiPCTProject/Tomo_Recon).

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Nous remercions S. Bayat (INSERM), P. Masson (LADAF) pour l'extraction du poumon du corps donneur, H. Reichert (ESRF) et R. Torii (UCL) pour le soutien général du projet, et C. Muzelle, R Homs, C. Jarnias, F. Cianciosi, P. Vieux, P. Cook, L. Capasso et A. Mirone pour leur aide dans les développements et améliorations de la configuration d'imagerie à rayons X. Nous remercions A. de Maria, A. Bocciarelli, M. Bodin, J.-F. Perrin et A. Goetz de l'ESRF pour leur soutien à la base de données Human Organ Atlas. Les auteurs remercient également C. Werlein, R. Engelhardt, AM Brechlin, C. Petzold et N. Kroenke. Ce projet a été rendu possible en partie grâce aux subventions numéro 2020-225394 de la Chan Zuckerberg Initiative DAF, un fonds conseillé de la Silicon Valley Community Foundation, de l'ESRF - proposition de financement md1252, de la Royal Academy of Engineering (PDL - CiET1819/10) et la MRC (MR/R025673/1). MA reconnaît les subventions des National Institutes of Health (HL94567 et HL134229). DDJ reconnaît l'European Consolidator Grant, XHale (réf. n° 771883). JJ reconnaît Wellcome Trust Clinical Research Career Development Fellowship 209553/Z/17/Z et le National Institute for Health Research University College London Hospital Biomedical Research Centre. Cette recherche a été financée en tout ou en partie par le Wellcome Trust [209553/Z/17/Z]. Aux fins du libre accès, l'auteur a appliqué une licence de droit d'auteur public CC-BY à toute version du manuscrit accepté par l'auteur résultant de cette soumission.

Ces auteurs ont contribué à parts égales : R. Patrick Xian, Paul Tafforeau.

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

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Maximilien Ackermann

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Maximilien Ackermann

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Danny D. Jonigk

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Joseph Jacob

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Joseph Jacob

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Paul Taforeau

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PDL et PT ont conçu l'expérience. PDL, CLW et PT ont coordonné la collaboration. AB a prélevé le poumon du donneur de corps et a préparé le poumon pour l'imagerie avec PT. SM a conçu le porte-échantillon pour l'imagerie d'organes. PT a mené l'expérience d'imagerie sur la ligne de lumière ESRF BM05 et a reconstruit les données volumétriques. RPX a analysé les données avec l'aide et les instructions de PT, SV, WLW, JJ, MA et DDJ. RPX a écrit la première version du manuscrit. Tous les auteurs ont revu et discuté le manuscrit pour l'amener à la forme finale.

Correspondance à R. Patrick Xian, Peter D. Lee ou Paul Tafforeau.

Les auteurs ne déclarent aucun intérêt concurrent.

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Réimpressions et autorisations

Xian, RP, Walsh, CL, Verleden, SE et al. Un ensemble de données de tomographie à contraste de phase à rayons X multi-échelles d'un poumon gauche humain entier. Sci Data 9, 264 (2022). https://doi.org/10.1038/s41597-022-01353-y

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Reçu : 01 décembre 2021

Accepté : 03 mai 2022

Publié: 02 juin 2022

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

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