DR dankt für die Unterstützung durch die Deutsche Forschungsgemeinschaft (DFG) Forschungsstipendium (RA 1848/1) und dem European Research Council Starting Grant. VN räumt finanzielle Unterstützung von der Europäischen Forschungsrates Advanced Investigator Award und der BMBF-Innovationspreis für Medizin.

1. Optoakustische Charakterisierung des π-FBG-Detektor <ol><li> Vorbereitung eines mikroskopischen Bereich in Agar suspendiert: <ol><li> Mischen Agar-Pulver (1,3 Gew.%) mit destilliertem Wasser in einem Becherglas. Verwenden Sie eine heiße Platte magnetisch-Rührwerk, um die Lösung in der Nähe von Kochtemperatur erhitzen und die Agar-Pulver auflösen, bis die Lösung klar und frei von Luftblasen. Alternativ kann der Agar-Lösung unter Verwendung eines herkömmlichen Mikrowellen unter Rühren durchgeführt manuell mit einem Glasstab erwärmt werden. Gießen Sie die heiße Lösung in eine Kunststoffform, z. B. Spritze mit der Spitze ausgeschnitten. </li><li> Streuen Sie eine kleine Menge von mikroskopischen Sphären auf den Agar-Lösung und warten, bis die Lösung vollständig erstarrt. Nehmen Sie die Fest Agar Phantom aus der Form, indem Sie den Kolben. </li><li> Sehen Sie das Phantom unter einem Stereomikroskop schneiden Sie ein kleines Stück Agar, der einen einzelnen mikroskopischen Bereich enthält. </li><li> Wiederholen Sie Schritt 1.1.1 und fügen to der Agar-Agar-Lösung der Feststoffstück, das die einzelnen mikroskopischen Bereich. </li><li> Nach dem Erstarren, schneiden Sie die Phantom-Agar unter dem Mikroskop, so dass die mikroskopischen Bereich liegt in der Nähe des Phantoms Fläche befindet. </li></ol></li><li> Optoakustische Messung <ol><li> Mit zwei V-Nut-Faserhalter, um die Faser fest an beiden Seiten des π-FBG halten, und angeschlossen ist, um den Halter ein dreidimensionales (XYZ) Übersetzung computergesteuerten Bühne. Sicherzustellen, dass die Faser eingetaucht wird, um die Ausbreitung von Ultraschall zu ermöglichen. </li><li> Finden die ungefähre Lage des Erfassungs π-FBG Element durch Beleuchten verschiedene Teile der Faser mit der Hochleistungs-Nanosekunden-Impulslaserstrahl. Die optische Absorption der Beschichtung, aber schwach ist, wird ein Signal erzeugen, wenn die Beleuchtungsstärke im π-FBG durchgeführt. </li><li> Legen Sie die Agar-embedded mikroskopischen Bereich direkt unter der π-FBG. Die mikroskopische Kugel sichtbar, die mit bloßem Auge. </li><li> Verwendung der Übersetzungsstufe, führen eine 2D-Scan des π-FBG in der Ebene parallel zum Boden, um die Position, wo das Signal von der mikroskopischen Bereich ist am stärksten und der entsprechenden Zeitverzögerung kürzesten finden. </li><li> Führen letzten Anpassungen der Beleuchtung, um maximale Leistung der mikroskopischen Bereich zu liefern. </li><li> Mit der Übersetzung der Bühne ein 3D-Scan des π-FBG und notieren Sie das Signal für jede Position. </li><li> Um den ortsabhängigen Frequenzgang der Ultraschalldetektor zu erhalten, die Fourier-Transformation auf dem aufgezeichneten Zeitbereichs-Ultraschall-Signal. </li></ol></li></ol> 2. Einschätzung der Robustheit und Empfindlichkeit des π-FBG Detector Performance <ol><li> Mit zwei V-Nut-Faserhalter, um die Faser fest an beiden Seiten des π-FBG halten und tauchen die π-FBG. </li><li> Legen Sie eine dunkle Platte oder ein Graphitstab kräftig um die π-FBG Gesicht und beleuchten es with der Hochleistungsnanosekundenpuls-Laserstrahl, um eine starke Schallfeld zu erzeugen. </li><li> Legen Sie eine Wasserpumpe im Wasserbehälter und schalten Sie es ein, um schnelle Veränderungen in den Umweltbedingungen zu schaffen. </li><li> Um die Robustheit des Systems zu schätzen, messen Sie den Ausgang mit dem Sperrkreis drehte auf und weg. Wenn keine Verriegelung durchgeführt wird, ist es nicht möglich, das Ultraschallsignal genau zu erfassen. </li><li> Drehen Sie den Wasserpumpe aus. </li><li> Um den Nutzen der Empfindlichkeit aufgrund der hohen Kohärenz der Quelle abzuschätzen, ersetzen Sie den Breitbandpulslaser mit geringer Kohärenzquelle und wiederholen Sie die akustische Messung. Eine Abnahme von mehr als eine Grßenordnung der Empfindlichkeit erwartet wird, wenn die Niederkohärenzquelle verwendet wird. </li></ol>

<ol>
	<li>Hunt, J. W. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Ultrasound+transducers+for+pulse-echo+medical+imaging.">Ultrasound transducers for pulse-echo medical imaging.</a> IEEE Transactions on Biomedical Engineering. 30, 453-481 (1983).</li><li>Razansky, D. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Multispectral+opto-acoustic+tomography+of+deep-seated+fluorescent+proteins+in+vivo.">Multispectral opto-acoustic tomography of deep-seated fluorescent proteins in vivo.</a> Nature Photon. 3, 412-417 (2009).</li><li>Ntziachristos, V. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Going+deeper+than+microscopy:+the+optical+imaging+frontier+in+biology.">Going deeper than microscopy: the optical imaging frontier in biology.</a> Nature Methods. 7, 603-614 (2010).</li><li>Wang, L. H., Hu, S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Photoacoustic+tomography:+In+vivo+imaging+from+organelles+to+organs.">Photoacoustic tomography: In vivo imaging from organelles to organs.</a> Science. 23, 1458-1462 (2012).</li><li>Sethuraman, S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Photoacoustic+imaging+using+an+IVUS+imaging+catheter.">Photoacoustic imaging using an IVUS imaging catheter.</a> IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics and Frequency Control. 54, 978-986 (2007).</li><li>Rosenthal, A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Optoacoustic+methods+for+frequency+calibration+of+ultrasonic+sensors.">Optoacoustic methods for frequency calibration of ultrasonic sensors.</a> IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics and Frequency Control. 58, 316-326 (2011).</li><li>Rosenthal, A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=High-sensitivity+compact+ultrasonic+detector+based+on+a+pi-phase-shifted+fiber+Bragg+grating.">High-sensitivity compact ultrasonic detector based on a pi-phase-shifted fiber Bragg grating.</a> Optics Letters. 36, 1833-1835 (2011).</li><li>Beard, P. C., Mills, T. N. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Extrinsic+optical+fibre+ultrasound+sensor+using+a+thin+polymer+film+as+a+low+finesse+Fabry-Perot+interferometer.">Extrinsic optical fibre ultrasound sensor using a thin polymer film as a low finesse Fabry-Perot interferometer.</a> Applied Optics. 35, 663-675 (1996).</li><li>Xiong Pernice, W. H. P., Tang, C., X, H. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=High+Q+micro-ring+resonators+fabricated+from+polycrystalline+aluminum+nitride+films+for+near+infrared+and+visible+photonics.">High Q micro-ring resonators fabricated from polycrystalline aluminum nitride films for near infrared and visible photonics.</a> Optics Express. 20, 12261-12269 (2012).</li><li>Zhang, E. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Backward-mode+multiwavelength+photoacoustic+scanner+using+a+planar+Fabry-Perot+polymer+film+ultrasound+sensor+for+high-resolution+three-dimensional+imaging+of+biological+tissues.">Backward-mode multiwavelength photoacoustic scanner using a planar Fabry-Perot polymer film ultrasound sensor for high-resolution three-dimensional imaging of biological tissues.</a> Applied Optics. 47, 561-577 (2008).</li><li>Gr&#252;n, H. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Three-dimensional+photoacoustic+imaging+using+fiber-based+line+detectors.">Three-dimensional photoacoustic imaging using fiber-based line detectors.</a> Journal of Biomedical Optics. 15, 021306-02 (2010).</li><li>Avino, S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Musical+instrument+pickup+based+on+a+laser+locked+to+an+optical+fiber+resonator.">Musical instrument pickup based on a laser locked to an optical fiber resonator.</a> Optics. Express. 19, 25057-25065 (2011).</li><li>Rosenthal, A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Wideband+optical+sensing+using+pulse+interferometry.">Wideband optical sensing using pulse interferometry.</a> Optics Express. 20, 19016-19029 (2012).</li><li>Rosenthal, A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Wideband+fiber-interferometer+stabilization+with+variable+phase.">Wideband fiber-interferometer stabilization with variable phase.</a> IEEE Photonics Technology Letters. 24, 1499-1501 (2012).</li><li>Rosenthal, A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Spatial+characterization+of+the+response+of+a+silica+optical+fiber+to+wideband+ultrasound.">Spatial characterization of the response of a silica optical fiber to wideband ultrasound.</a> Optics Letters. 37, 15-3174 (2012).</li><li>Rosenthal, A., Razansky, D., Ntziachristos, V. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Model-based+optoacoustic+inversion+with+arbitrary-shape+detectors.">Model-based optoacoustic inversion with arbitrary-shape detectors.</a> Medical Physics. 38, 4285-4295 (2011).</li></ol>

Die Autoren erklären, dass sie keine finanziellen Interessen konkurrieren.

Zusammenfassend ist ein neues optisches Verfahren zur Ultraschalldetektion eingeführt, die auf einer Kombination aus einem π-FBG und Impuls Interferometrie beruht. Die Technik ist besonders für optoakustische Bildgebungsanwendungen aufgrund der Transparenz des Sensorelements, die fast beliebigen Objektbeleuchtungsmuster ermöglicht geeignet. Im Gegensatz dazu sind Standard auf Basis piezoelektrischen Ultraschalldetektoren undurchsichtig und somit blockieren einige der optischen Wege, um das abgebildete Objekt, was zu...

Ultraschall-Detektoren spielen eine Schlüsselrolle in vielen Imaging-Anwendungen. Herkömmlicherweise wird Ultraschall von piezoelektrischen Wandlern, die Druckwellen in Spannungssignale umwandeln 1 festgestellt. In optoakustische Bildgebung wird Ultraschall über einen Prozess der Wärmeausdehnung durch Beleuchtung des Objekts mit High-Power-modulierte Licht 6.2 erzeugt. Obwohl piezoelektrischen Wandlern sind die Methode der Wahl in der optoakustischen Anwendungen, deren Nutzung oft behindert Miniaturisierung vor allem, weil miniaturisierten piezoelektrische Wandler sind oft von geringer Empfindlichkeit aus. Darüber hinaus, da piezoelektrische Wandler sind optisch undurchsichtig sind, können sie stark mit Licht Lieferung an den abgebildeten Objekt stören, die Begrenzung Möglichkeiten nutzbar Imaging-Konfigurationen. Licht, das vom Objekt zum Wandler zurückgestreuten kann auch die korrekte Erkennung von Ultraschall zu begrenzen und erschweren die Gestaltung des Abbildungssystems durch optisch induzierte Schädlingic-Signale im Wandler 7. Optische Detektoren von Ultraschall wurden als mögliche Alternative zum piezoelektrischen Wandlern, die viele Vorteile in optoakustischen Bildgebungs Szenarien 8-12 bietet erkannt worden: Sie sind häufig transparent und kann in der Regel ohne Empfindlichkeitsverlust verkleinert werden. Das Arbeitsprinzip der optischen Detektoren interferometrischen Detektion der Minute Verformung in dem optischen Medium aufgrund der Gegenwart von Ultraschall erzeugt. Oft werden Resonatoren verwendet, um die Nachweisempfindlichkeit zu erhöhen durch Einfangen Licht im gestörten Medium für längere Laufzeiten, wodurch die Wirkung der Verformung auf die Phase des optischen Signals. In diesen Fällen werden optische Erfassungssysteme zur Überwachung Variationen in der Resonanzwellenlänge, welche direkt betreffen Verformungen in dem Resonator-Struktur. Am häufigsten werden schmale Linienbreite (CW)-Techniken verwendet, bei denen ein Dauerstrichlaser ist so abgestimmt, the Resonanzwellenlänge. Kleine Verschiebungen in der Resonanzwellenlänge der relativen Position der Wellenlänge des Lasers innerhalb des Resonanz ändern, wodurch Variationen in der Intensität des übertragenen / reflektierten Laserlichts, die leicht überwacht werden können. Wenn jedoch die Resonanzverschiebungen zu stark sind, z. B. aufgrund von großen Druckschwankungen, Temperatur oder Vibrationen, die Resonanz kann vollständig von der Laserwellenlänge zu verschieben, effektiv Sättigung des Detektors 13. Impuls Interferometrie 14 bietet eine Lösung für die Begrenzung der Signalsättigung und ermöglicht Ultraschalldetektion unter Umgebungsbedingungen flüchtig. Im Gegensatz zu verengen Linienbreite CW Systeme beschäftigt Puls Interferometrie ein Breitbandpulsquelle, den Resonator zu beleuchten. In diesem Fall wirkt der Resonator als ein Bandpaßfilter, Senden nur die Wellenlängen, die ihrer Resonanzfrequenz entspricht, während die Resonanzverschiebungen einWieder durch Messen der Wellenlängenvariationen des optischen Signals am Ausgang des Resonators, z. B. durch Verwendung eines Mach-Zehnder-Interferometer gesperrt Quadratur 14,15 detektiert. Eine automatische Reset-Schaltung wird verwendet, um sofort wieder her Arbeitspunkt des Interferometers in der Fall ist aufgrund der extremen Unterschiede in Umweltbedingungen verloren. Aufgrund der relativ große Bandbreite von der Quelle, bleibt die Resonanzwellenlänge innerhalb des beleuchteten Band selbst unter starken Störungen, eine stabile Detektor Betrieb auch unter rauen Umgebungsbedingungen. Die Verwendung einer kohärenten Quelle für die Abfrage, das heißt Lichtimpulse, erleichtert geräuscharm Erkennung. Die entsprechende Impuls Interferometriesystem in unseren Experimenten verwendet, ist in Fig. 1 gezeigt. Der Pulslaser für die Abfrage verwendeten 90 fs erzeugt Impulse mit einer Wiederholungsrate von 100 MHz mit einer Ausgangsleistung von 60 mW und einer spektralen Breite von mehr als 100nm. Das optische Filter hatte eine spektrale Halbwertsbreite von etwa 0,4 nm und wurde auf die Frequenz des Resonanz abgestimmt. Nach dem Filter wurde ein optischer Verstärker verwendet wird, um den erheblichen Verlust bei der Filterung zu kompensieren. Zusätzliche Filterung wurde nach der Verstärkerstufe angelegt, um verstärkte spontane Emission von dem Verstärker zu verringern. Die in unseren Experimenten verwendet Resonator ein pi-phasenverschobene Faser-Bragg-Gitter (FBG-π) 8, durch Teraxion Inc. Insbesondere für die medizinische Anwendung von Ultraschallsensor hergestellt, π-FBG haben den Vorteil, dass alle Faserkomponenten, und so robust und klein. Fig. 2 zeigt einen Vergleich zwischen den Abmessungen der optischen Faser in dieser Arbeit verwendet, und ein 15 MHz miniaturisierten intravaskulären Ultraschall (IVUS) piezoelektrische Wandler. Einige alternative Resonanzbasierte Erkennung Ansätze, wie Mikroringresonatoren in planaren Wellenleitern hergestellt werden, erfordern Kupplungs Fasern an der KomponenteEingang und Ausgang, entweder mehr oder fragile Geräte führenden behindern Miniaturisierung. Im Gegensatz dazu sind π-FBG in Faserkomponenten und keine zusätzlichen Faserkopplung erforderlich. Die Resonanz in π-FBG ist durch die pi-Phasenverschiebung in ihrem Zentrum geschaffen; Licht ist um die Phasenverschiebung über pi Teil der Faser, die wesentlich kürzer als die Länge des Gitters selbst gefangen. In unseren Experimenten war die π-FBG eine Länge von 4 mm und Kopplungskoeffizient κ = 2 mm -1 und die Empfindlichkeit wurde nicht einheitlich entlang seiner Länge verteilt sind, wobei die exponentiell abnehmende Empfindlichkeit von der Gittermitte mit einer Geschwindigkeit von κ . Die volle Breite-halb-Maximum (FWHM) der Empfindlichkeitsverteilung (SD) betrug etwa 350 um. Die Resonanzbreite der Gitter durch sowohl seine Länge und seine Kopplungskoeffizient nach der folgenden Gleichung bestimmt wird: <img alt="Gleichung 1" fo:content-width="1.5in" src= &quot;/ Files/ftp_upload/50847/50847eq1.jpg&quot; width = &quot;150&quot; /&gt; (1) wo λ die Resonanzwellenlänge ist und n eff der effektive Brechungsindex des Modus in der Faser 8 geführt. Zu beurteilen, ob die π-FBG Detektor für Abbildungsanwendungen geeignet ist, braucht seine ortsabhängige Reaktion auf in einem breiten Frequenzband gemessen werden. Jedoch ist diese Aufgabe extrem schwierig, wenn herkömmliche akustische Techniken verwendet werden. Wir setzen daher eine optoakustische Verfahren zur Charakterisierung Ultraschalldetektor 16, in der eine dunkle mikroskopischen Bereich, in transparent-Agar eingebettet dient als optoakustischen Punktquelle. In unserem Experiment hat der mikroskopische Kugel einen Durchmesser von etwa 100 um und ist mit Hochleistungsnano optische Pulse mit einer Wiederholungsrate von 10 Hz, Impulsdauer von etwa 8 ns, und die Durchschnittsleistung von 200 mW belichtet. Die optische Energie im mikroskopischen sph hinterlegteres erzeugt Breitbandultraschallsignale aufgrund der optoakustischen Effekt. Die π-FBG Detektor relativ zu dem mikroskopischen Bereich verschoben, um seine ortsabhängige akustische Reaktion zu erhalten. Fig. 3 zeigt eine Darstellung der optoakustischen Experiment. Im allgemeinen kann diese Technik eingesetzt werden, um verschiedene Arten von Ultraschall-Detektoren charakterisiert.

<table border="0" cellpadding="0" cellspacing="0" width="573">
	<colgroup>
		<col />
		<col />
		<col />
		<col />
	</colgroup>
	<tbody>
		<tr height="43">
			<td height="43" style="height:43px;width:216px;">&#960;-FBG</td>
			<td style="width:71px;">Teraxion Inc.</td>
			<td style="width:119px;"></td>
			<td style="width:167px;">&#160;Custom made device</td>
		</tr>
		<tr height="43">
			<td height="43" style="height:43px;width:216px;">microscopic sphere</td>
			<td style="width:71px;">Cospheric LLC</td>
			<td style="width:119px;">BKPMS 90-106um- 10g</td>
			<td style="width:167px;">100 &#181;m polyethylene microsphere</td>
		</tr>
		<tr height="64">
			<td height="64" style="height:64px;width:216px;">Femto-second pulse laser used for interrogation&#160;</td>
			<td style="width:71px;">Menlo Systems GmbH</td>
			<td style="width:119px;">T-Light Femtosecond Laser</td>
			<td style="width:167px;"></td>
		</tr>
		<tr height="64">
			<td height="64" style="height:64px;width:216px;">Optical filter</td>
			<td style="width:71px;">Optoplex Corporation</td>
			<td style="width:119px;">2-Port Optical Tunable Filter (50 GHz)</td>
			<td style="width:167px;"></td>
		</tr>
		<tr height="64">
			<td height="64" style="height:64px;width:216px;">Optical amplifier</td>
			<td style="width:71px;">Amonics</td>
			<td style="width:119px;">AEDFA-PM-PA-35-B-FC</td>
			<td style="width:167px;">Benchtop 35dB Gain Pre Amp Polarization Maintaining EDFA&#160;</td>
		</tr>
		<tr height="232">
			<td height="232" style="height:232px;width:216px;">50/50 coupler</td>
			<td style="width:71px;">OZ-Optics</td>
			<td style="width:119px;">FUSED-22-1550-8/125-50/50-3S3S3S3S-3-0.5-PM</td>
			<td style="width:167px;">Fused 2x2 fiber splitter with 0.5 meter long, 3mm OD PVC jacketed 1550nm 8/125&#956; PM fiber 
			pigtails, 50/50 split ratio in the slow axes of PM fibers and with super FC/PC connectors on all 
			ports.</td>
		</tr>
		<tr height="43">
			<td height="43" style="height:43px;width:216px;">Fiber holder</td>
			<td style="width:71px;">Thorlabs</td>
			<td style="width:119px;">T711/M-250</td>
			<td style="width:167px;">Metric, Post-Mountable Fiber Clamp, 250 &#181;m&#160;</td>
		</tr>
		<tr height="43">
			<td height="43" style="height:43px;width:216px;">Agar for microbiology</td>
			<td style="width:71px;">Sigma Aldrich</td>
			<td style="width:119px;">05039-500G</td>
			<td style="width:167px;"></td>
		</tr>
		<tr height="64">
			<td height="64" style="height:64px;width:216px;">Nano-second pulse laser used for generating the optoacoustic signals</td>
			<td style="width:71px;">Opotek</td>
			<td style="width:119px;">VIBRANT Arrow 532 type I</td>
			<td style="width:167px;"></td>
		</tr>
		<tr height="43">
			<td height="43" style="height:43px;width:216px;">Graphite rod</td>
			<td style="width:71px;">&#160;Faber-Castell</td>
			<td style="width:119px;">120700</td>
			<td style="width:167px;">Faber-Castell Pencil Leads - 0.7 mm</td>
		</tr>
	</tbody>
</table>

wideband optical detector of ultrasound for medical imaging applications

Optische Sensoren Ultraschall sind eine vielversprechende Alternative zu piezoelektrischen Techniken wie kürzlich auf dem Gebiet der optoakustischen Bildgebung nachgewiesen. In medizinischen Anwendungen, ist eine der Haupteinschränkungen der optischen Sensortechnologie ihre Anfälligkeit gegenüber Umgebungsbedingungen, z. B. Änderungen in Druck und Temperatur, die den Nachweis sättigen kann. Zusätzlich klinischen Umfeld auferlegt oft strenge Beschränkungen für die Größe und Robustheit des Sensors. In dieser Arbeit wird die Kombination aus Impuls Interferometrie und faserbasierten optischen Erfassungs zur Ultraschalldetektion nachgewiesen. Pulse-Interferometrie ermöglicht robusten Entwicklung der Auslesesystem in Gegenwart von schnellen Änderungen in den Umweltbedingungen, während die Verwendung von All-Faser-Technologie führt zu einer mechanisch flexible Sensorelement mit sehr anspruchsvollen medizinischen Anwendungen wie intravaskulären Bildgebung kompatibel. Um eine kurze Sensorlänge zu erreichen, einpi-phasenverschobenen Bragg-Fasergitter verwendet wird, der als Resonator einfängt über eine effektive Länge von 350 um handelt. Um eine hohe Bandbreite zu ermöglichen, wird der Sensor zur Erfassung von seitlichen Ultraschall, die sehr nützlich bei der bildgebenden Umfangsgeometrien wie intravaskulären Bildgebung verwendet. Optoakustischer Abbildungsaufbau wird verwendet, um die Reaktion des Sensors für akustische Punktquellen an unterschiedlichen Positionen zu bestimmen.

Figuren 4a und 4b zeigen jeweils die Signale und deren entsprechenden Spektren von der mikroskopischen Bereich in einem Abstand von 1 mm von der Faser für drei Abstände von dem Zentrum der π-FBG. Die Offsets werden in z-Richtung entspricht, wie in Fig. 3 dargestellt. Offensichtlich ist die Empfindlichkeit des optischen Detektors, um Hochfrequenz-Ultraschall (F&gt; 6 MHz) anisotrop und ist am höchsten, wenn das Zentrum der π-FBG direkt über dem mikroskopischen Bere...

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Wideband Optical Detector of Ultrasound for Medical Imaging Applications

Optische Detektion von Ultraschall ist unpraktisch in vielen Bildszenarien, weil es oft stabile Umweltbedingungen erfordert. Wir zeigen eine optische Sensortechnik für Ultraschall in volatilen Umgebungen mit Miniaturisierung und Empfindlichkeitsstufen für optoakustische Bildgebung angemessen restriktiven Szenarien, wie zB intravaskuläre Anwendungen.

Wideband Optical Detector von Ultraschall für medizinische Imaging-Anwendungen

Optical sensors of ultrasound are a promising alternative to piezoelectric techniques, as has been recently demonstrated in the field of optoacoustic ...

wideband-optical-detector-ultrasound-for-medical-imaging

Research

JoVE Journal

Bioengineering

10.7K Aufrufe.  Technical University of Munich and Helmholtz Center Munich.  Optische Detektion von Ultraschall ist unpraktisch in vielen Bildszenarien, weil es oft stabile Umweltbedingungen erfordert. Wir zeigen eine optische Sensortechnik für Ultraschall in volatilen Umgebungen mit Miniaturisierung und Empfindlichkeitsstufen für optoakustische Bildgebung angemessen restriktiven Szenarien, wie zB intravaskuläre Anwendungen. 

Serie: Wideband Optical Detector of Ultrasound for Medical Imaging Applications

Three-dimensional Optical-resolution Photoacoustic Microscopy

Optical microscopy, providing valuable insights at the cellular and organelle levels, has been widely recognized as an enabling biomedical technology. As the mainstays of in vivo three-dimensional (3-D) optical microscopy, single-/multi-photon fluorescence microscopy and optical coherence tomography (OCT) have demonstrated their extraordinary sensitivities to fluorescence and optical scattering contrasts, respectively. However, the optical absorption contrast of biological tissues, which encodes essential physiological/pathological information, has not yet been assessable. 
The emergence of biomedical photoacoustics has led to a new branch of optical microscopy optical-resolution photoacoustic microscopy (OR-PAM)1, where the optical irradiation is focused to the diffraction limit to achieve cellular1 or even subcellular2 level lateral resolution. As a valuable complement to existing optical microscopy technologies, OR-PAM brings in at least two novelties. First and most importantly, OR-PAM detects optical absorption contrasts with extraordinary sensitivity (i.e., 100%). Combining OR-PAM with fluorescence microscopy3 or with optical-scattering-based OCT4 (or with both) provides comprehensive optical properties of biological tissues. Second, OR-PAM encodes optical absorption into acoustic waves, in contrast to the pure optical processes in fluorescence microscopy and OCT, and provides background-free detection. The acoustic detection in OR-PAM mitigates the impacts of optical scattering on signal degradation and naturally eliminates possible interferences (i.e., crosstalks) between excitation and detection, which is a common problem in fluorescence microscopy due to the overlap between the excitation and fluorescence spectra. 
Unique for optical absorption imaging, OR-PAM has demonstrated broad biomedical applications since its invention, including, but not limited to, neurology5, 6, ophthalmology7, 8, vascular biology9, and dermatology10. In this video, we teach the system configuration and alignment of OR-PAM as well as the experimental procedures for in vivo functional microvascular imaging.

Optical-resolution photoacoustic microscopy (OR-PAM) is an emerging technology capable of imaging optical absorption contrasts in vivo with cellular resolution and sensitivity. Here, we provide a visualized instruction on the experimental protocols of OR-PAM, including system configuration, system alignment, typical in vivo experimental procedures, and functional imaging schemes.

Dreidimensionale Optische Auflösung photoakustische Mikroskopie

Optical microscopy, providing valuable insights at the cellular and organelle levels, has been widely recognized as an enabling biomedical technology. As ...

Forschung

Biotechnik

Optical Frequency Domain Imaging of Ex vivo Pulmonary Resection Specimens: Obtaining One to One Image to Histopathology Correlation

Lung cancer is the leading cause of cancer-related deaths1. Squamous cell and small cell cancers typically arise in association with the conducting airways, whereas adenocarcinomas are typically more peripheral in location. Lung malignancy detection early in the disease process may be difficult due to several limitations: radiological resolution, bronchoscopic limitations in evaluating tissue underlying the airway mucosa and identifying early pathologic changes, and small sample size and/or incomplete sampling in histology biopsies. High resolution imaging modalities, such as optical frequency domain imaging (OFDI), provide non-destructive, large area 3-dimensional views of tissue microstructure to depths approaching 2 mm in real time (Figure 1)2-6. OFDI has been utilized in a variety of applications, including evaluation of coronary artery atherosclerosis6,7 and esophageal intestinal metaplasia and dysplasia6,8-10.
Bronchoscopic OCT/OFDI has been demonstrated as a safe in vivo imaging tool for evaluating the pulmonary airways11-23 (Animation). OCT has been assessed in pulmonary airways16,23 and parenchyma17,22 of animal models and in vivo human airway14,15. OCT imaging of normal airway has demonstrated visualization of airway layering and alveolar attachments, and evaluation of dysplastic lesions has been found useful in distinguishing grades of dysplasia in the bronchial mucosa11,12,20,21. OFDI imaging of bronchial mucosa has been demonstrated in a short bronchial segment (0.8 cm)18. Additionally, volumetric OFDI spanning multiple airway generations in swine and human pulmonary airways in vivo has been described19. Endobronchial OCT/OFDI is typically performed using thin, flexible catheters, which are compatible with standard bronchoscopic access ports. Additionally, OCT and OFDI needle-based probes have recently been developed, which may be used to image regions of the lung beyond the airway wall or pleural surface17.
While OCT/OFDI has been utilized and demonstrated as feasible for in vivo pulmonary imaging, no studies with precisely matched one-to-one OFDI:histology have been performed. Therefore, specific imaging criteria for various pulmonary pathologies have yet to be developed. Histopathological counterparts obtained in vivo consist of only small biopsy fragments, which are difficult to correlate with large OFDI datasets. Additionally, they do not provide the comprehensive histology needed for registration with large volume OFDI. As a result, specific imaging features of pulmonary pathology cannot be developed in the in vivo setting. Precisely matched, one-to-one OFDI and histology correlation is vital to accurately evaluate features seen in OFDI against histology as a gold standard in order to derive specific image interpretation criteria for pulmonary neoplasms and other pulmonary pathologies. Once specific imaging criteria have been developed and validated ex vivo with matched one-to-one histology, the criteria may then be applied to in vivo imaging studies. Here, we present a method for precise, one to one correlation between high resolution optical imaging and histology in ex vivo lung resection specimens. Throughout this manuscript, we describe the techniques used to match OFDI images to histology. However, this method is not specific to OFDI and can be used to obtain histology-registered images for any optical imaging technique. We performed airway centered OFDI with a specialized custom built bronchoscopic 2.4 French (0.8 mm diameter) catheter. Tissue samples were marked with tissue dye, visible in both OFDI and histology. Careful orientation procedures were used to precisely correlate imaging and histological sampling locations. The techniques outlined in this manuscript were used to conduct the first demonstration of volumetric OFDI with precise correlation to tissue-based diagnosis for evaluating pulmonary pathology24. This straightforward, effective technique may be extended to other tissue types to provide precise imaging to histology correlation needed to determine fine imaging features of both normal and diseased tissues.

Optical Frequency Domain Imaging of Ex vivo Pulmonary Resection Specimens: Obtaining One to One Image to Histopathology Correlation

A method to image ex vivo pulmonary resection specimens with optical frequency domain imaging (OFDI) and obtain precise correlation to histology is described, which is essential to developing specific OFDI interpretation criteria for pulmonary pathology. This method is applicable to other tissue types and imaging techniques to obtain precise imaging to histology correlation for accurate image interpretation and assessment. Imaging criteria established with this technique would then be applicable to image assessment in future in vivo studies.

Optical Frequency Domain Imaging der<em&gt; Ex vivo</em&gt; Pulmonary Resektionsproben: Beziehen One to One Image to Histopathologie Correlation

Lung cancer is the leading cause of cancer-related deaths1. Squamous cell and small cell cancers typically arise in association with the conducting ...

Preparation of Mica Supported Lipid Bilayers for High Resolution Optical Microscopy Imaging

Supported lipid bilayers (SLBs) are widely used as a model for studying membrane properties (phase separation, clustering, dynamics) and its interaction with other compounds, such as drugs or peptides. However SLB characteristics differ depending on the support used. 
Commonly used techniques for SLB imaging and measurements are single molecule fluorescence microscopy, FCS and atomic force microscopy (AFM). Because most optical imaging studies are carried out on a glass support, while AFM requires an extremely flat surface (generally mica), results from these techniques cannot be compared directly, since the charge and smoothness properties of these materials strongly influence diffusion. Unfortunately, the high level of manual dexterity required for the cutting and gluing thin slices of mica to the glass slide presents a hurdle to routine use of mica for SLB preparation. Although this would be the method of choice, such prepared mica surfaces often end up being uneven (wavy) and difficult to image, especially with small working distance, high numerical aperture lenses. Here we present a simple and reproducible method for preparing thin, flat mica surfaces for lipid vesicle deposition and SLB preparation. Additionally, our custom made chamber requires only very small volumes of vesicles for SLB formation. The overall procedure results in the efficient, simple and inexpensive production of high quality lipid bilayer surfaces that are directly comparable to those used in AFM studies.

We present a method of preparing mica supported lipid bilayers for high resolution microscopy. Mica is transparent and flat on an atomic scale, but rarely used in imaging because of handling difficulties; our preparation results in even deposition of the mica sheet, and reduces the material used in bilayer preparation.

Herstellung von Mica Unterstützte Lipiddoppelschichten für Hochauflösende Optische Mikroskopie Imaging

Supported lipid bilayers (SLBs) are widely used as a model for studying membrane properties (phase separation, clustering, dynamics) and its interaction ...

Biofunctionalized Prussian Blue Nanoparticles for Multimodal Molecular Imaging Applications

Multimodal, molecular imaging allows the visualization of biological processes at cellular, subcellular, and molecular-level resolutions using multiple, complementary imaging techniques. These imaging agents facilitate the real-time assessment of pathways and mechanisms in vivo, which enhance both diagnostic and therapeutic efficacy. This article presents the protocol for the synthesis of biofunctionalized Prussian blue nanoparticles (PB NPs) - a novel class of agents for use in multimodal, molecular imaging applications. The imaging modalities incorporated in the nanoparticles, fluorescence imaging and magnetic resonance imaging (MRI), have complementary features. The PB NPs possess a core-shell design where gadolinium and manganese ions incorporated within the interstitial spaces of the PB lattice generate MRI contrast, both in T1 and T2-weighted sequences. The PB NPs are coated with fluorescent avidin using electrostatic self-assembly, which enables fluorescence imaging. The avidin-coated nanoparticles are modified with biotinylated ligands that confer molecular targeting capabilities to the nanoparticles. The stability and toxicity of the nanoparticles are measured, as well as their MRI relaxivities. The multimodal, molecular imaging capabilities of these biofunctionalized PB NPs are then demonstrated by using them for fluorescence imaging and molecular MRI in vitro.

This protocol describes the synthesis of biofunctionalized Prussian blue nanoparticles and their use as multimodal, molecular imaging agents. The nanoparticles have a core-shell design where gadolinium or manganese ions within the nanoparticle core generate MRI contrast. The biofunctional shell contains fluorophores for fluorescence imaging and targeting ligands for molecular targeting.

Biofunktionalisierten Prussian Blue Nanopartikel für Molekulare Bildgebung Multimodale Anwendungen

Multimodal, molecular imaging allows the visualization of biological processes at cellular, subcellular, and molecular-level resolutions using multiple, ...

Real-time Monitoring of High Intensity Focused Ultrasound (HIFU) Ablation of In Vitro Canine Livers Using Harmonic Motion Imaging for Focused Ultrasound (HMIFU)

Harmonic Motion Imaging for Focused Ultrasound (HMIFU) is a technique that can perform and monitor high-intensity focused ultrasound (HIFU) ablation. An oscillatory motion is generated at the focus of a 93-element and 4.5 MHz center frequency HIFU transducer by applying a 25 Hz amplitude-modulated signal using a function generator. A 64-element and 2.5 MHz imaging transducer with 68kPa peak pressure is confocally placed at the center of the HIFU transducer to acquire the radio-frequency (RF) channel data. In this protocol, real-time monitoring of thermal ablation using HIFU with an acoustic power of 7 W on canine livers in vitro is described. HIFU treatment is applied on the tissue during 2 min and the ablated region is imaged in real-time using diverging or plane wave imaging up to 1,000 frames/second. The matrix of RF channel data is multiplied by a sparse matrix for image reconstruction. The reconstructed field of view is of 90&#176; for diverging wave and 20 mm for plane wave imaging and the data are sampled at 80 MHz. The reconstruction is performed on a Graphical Processing Unit (GPU) in order to image in real-time at a 4.5 display frame rate. 1-D normalized cross-correlation of the reconstructed RF data is used to estimate axial displacements in the focal region. The magnitude of the peak-to-peak displacement at the focal depth decreases during the thermal ablation which denotes stiffening of the tissue due to the formation of a lesion. The displacement signal-to-noise ratio (SNRd) at the focal area for plane wave was 1.4 times higher than for diverging wave showing that plane wave imaging appears to produce better displacement maps quality for HMIFU than diverging wave imaging.

Real-time Monitoring of High Intensity Focused Ultrasound HIFU Ablation of In Vitro Canine Livers Using Harmonic Motion Imaging for Focused Ultrasound HMIFU

This article describes real-time monitoring of HIFU ablation in canine liver with high frame rate ultrasound imaging using diverging and plane wave imaging. Harmonic Motion Imaging for Focused Ultrasound is used to image the decrease of acoustic radiation force induced displacement in the ablated region.

Echtzeit-Überwachung von hochintensiven fokussierten Ultraschall (HIFU) Ablation<em&gt; In-vitro-</em&gt; Canine Livers Verwendung harmonische Bewegung Imaging für fokussierten Ultraschall (HMIFU)

Harmonic Motion Imaging for Focused Ultrasound (HMIFU) is a technique that can perform and monitor high-intensity focused ultrasound (HIFU) ablation. An ...

Computed Tomography and Optical Imaging of Osteogenesis-angiogenesis Coupling to Assess Integration of Cranial Bone Autografts and Allografts

A major parameter determining the success of a bone-grafting procedure is vascularization of the area surrounding the graft. We hypothesized that implantation of a bone autograft would induce greater bone regeneration by abundant blood vessel formation. To investigate the effect of the graft on neovascularization at the defect site, we developed a micro&#8211;computed tomography (&#181;CT) approach to characterize newly forming blood vessels, which involves systemic perfusion of the animal with a polymerizing contrast agent. This method enables detailed vascular analysis of an organ in its entirety. Additionally, blood perfusion was assessed using fluorescence imaging (FLI) of a blood-borne fluorescent agent. Bone formation was quantified by FLI using a hydroxyapatite-targeted probe and &#181;CT analysis. Stem cell recruitment was monitored by bioluminescence imaging (BLI) of transgenic mice that express luciferase under the control of the osteocalcin promoter. Here we describe and demonstrate preparation of the allograft, calvarial defect surgery, &#181;CT scanning protocols for the neovascularization study and bone formation analysis (including the in vivo perfusion of contrast agent), and the protocol for data analysis.
The 3D high-resolution analysis of vasculature demonstrated significantly greater angiogenesis in animals with implanted autografts, especially with respect to arteriole formation. Accordingly, blood perfusion was significantly higher in the autograft group by the 7th day after surgery. We observed superior bone mineralization and measured greater bone formation in animals that received autografts. Autograft implantation induced resident stem cell recruitment to the graft-host bone suture, where the cells differentiated into bone-forming cells between the 7th and 10th postoperative day. This finding means that enhanced bone formation may be attributed to the augmented vascular feeding that characterizes autograft implantation. The methods depicted may serve as an optimal tool to study bone regeneration in terms of tightly bounded bone formation and neovascularization.

Implantation of autologous and allogeneic bone grafts constitute accepted approaches to treat major craniofacial bone loss. Yet the effect of graft composition on the interplay among neovascularization, cell differentiation and bone formation is unclear. We present a multimodal imaging protocol aimed to elucidate the angiogenesis-osteogenesis interdependence at the graft proximity.

Computertomographie und Optical Imaging von Osteogenesis-Angiogenese-Kopplung an Integration von Schädelknochen Autografts und Allografts Beurteilen

A major parameter determining the success of a bone-grafting procedure is vascularization of the area surrounding the graft. We hypothesized that ...

High-throughput Identification of Bacteria Repellent Polymers for Medical Devices

Medical devices are often associated with hospital-acquired infections, which place enormous strain on patients and the healthcare system as well as contributing to antimicrobial resistance. One possible avenue for the reduction of device-associated infections is the identification of bacteria-repellent polymer coatings for these devices, which would prevent bacterial binding at the initial attachment step. A method for the identification of such repellent polymers, based on the parallel screening of hundreds of polymers using a microarray, is described here. This high-throughput method resulted in the identification of a range of promising polymers that resisted binding of various clinically relevant bacterial species individually and also as multi-species communities. One polymer, PA13 (poly(methylmethacrylate-co-dimethylacrylamide)), demonstrated significant reduction in attachment of a number of hospital isolates when coated onto two commercially available central venous catheters. The method described could be applied to identify polymers for a wide range of applications in which modification of bacterial attachment is important.

A high-throughput microarray method for the identification of polymers which reduce bacterial surface binding on medical devices is described.

Hochdurchsatz-Identifizierung von Bakterien abstoßenden Polymere für medizinische Geräte

Medical devices are often associated with hospital-acquired infections, which place enormous strain on patients and the healthcare system as well as ...

Medical-grade Sterilizable Target for Fluid-immersed Fetoscope Optical Distortion Calibration

We have developed a calibration target for use with fluid-immersed endoscopes within the context of the GIFT-Surg (Guided Instrumentation for Fetal Therapy and Surgery) project. One of the aims of this project is to engineer novel, real-time image processing methods for intra-operative use in the treatment of congenital birth defects, such as spina bifida and the twin-to-twin transfusion syndrome. The developed target allows for the sterility-preserving optical distortion calibration of endoscopes within a few minutes. Good optical distortion calibration and compensation are important for mitigating undesirable effects like radial distortions, which not only hamper accurate imaging using existing endoscopic technology during fetal surgery, but also make acquired images less suitable for potentially very useful image computing applications, like real-time mosaicing. In this paper proposes a novel fabrication method to create an affordable, sterilizable calibration target suitable for use in a clinical setup. This method involves etching a calibration pattern by laser cutting a sandblasted stainless steel sheet. This target was validated using the camera calibration module provided by OpenCV, a state-of-the-art software library popular in the computer vision community.

This article describes the design and development of a sterilizable custom camera optical distortion calibration target for the peri-operative, fluid-immersed calibration of endoscopes during endoscopic interventions.

Medical-Grade-sterilisierbar Ziel für Flüssig-getaucht fetoscope Optische Verzerrung Kalibrierung

We have developed a calibration target for use with fluid-immersed endoscopes within the context of the GIFT-Surg (Guided Instrumentation for Fetal ...

Long-term Live Imaging Device for Improved Experimental Manipulation of Zebrafish Larvae

The zebrafish larva is an important model organism for both developmental biology and wound healing. Further, the zebrafish larva is a valuable system for live high-resolution microscopic imaging of dynamic biological phenomena in space and time with cellular resolution. However, the traditional method of agarose encapsulation for live imaging can impede larval development and tissue regrowth. Therefore, this manuscript describes the zWEDGI (zebrafish Wounding and Entrapment Device for Growth and Imaging), which was designed and fabricated as a functionally compartmentalized device to orient larvae for high-resolution microscopy while permitting caudal fin transection within the device and subsequent unrestrained tail development and re-growth. This device allows for wounding and long-term imaging while maintaining viability. Given that the zWEDGI mold is 3D printed, the customizability of its geometries make it easily modified for diverse zebrafish imaging applications. Furthermore, the zWEDGI offers numerous benefits, such as access to the larva during experimentation for wounding or for the application of reagents, paralleled orientation of multiple larvae for streamlined imaging, and reusability of the device.

This manuscript describes the zWEDGI (zebrafish Wounding and Entrapment Device for Growth and Imaging), which is a compartmentalized device designed to orient and restrain zebrafish larvae. The design permits tail transection and long-term collection of high-resolution fluorescent microscopy images of wound healing and regeneration.

Langfristige Live Imaging-Gerät für verbesserte experimentelle Manipulation von Zebrafischlarven

The zebrafish larva is an important model organism for both developmental biology and wound healing. Further, the zebrafish larva is a valuable system for ...

Optical Imaging of Isolated Murine Ventricular Myocytes

The ability to isolate adult cardiac myocytes has permitted researchers to study a variety of cardiac pathologies at the single cell level. While advances in calcium sensitive dyes have permitted the robust optical recording of single cell calcium dynamics, recording of robust transmembrane optical voltage signals has remained difficult. Arguably, this is because of the low single to noise ratio, phototoxicity, and photobleaching of traditional potentiometric dyes. Therefore, single cell voltage measurements have long been confined to the patch clamp technique which while the gold standard, is technically demanding and low throughput. However, with the development of novel potentiometric dyes, large, fast optical responses to changes in voltage can be obtained with little to no phototoxicity and photobleaching. This protocol describes in detail how to isolate adult murine myocytes which can be used for cellular shortening, calcium, and optical voltage measurements. Specifically, the protocol describes how to use a ratiometric calcium dye, a single-excitation calcium dye, and a single excitation voltage dye. This approach can be used to assess the cardiotoxicity and arrhythmogenicity of various chemical agents. While phototoxicity is still an issue at the single cell level, methodology is discussed on how to reduce it.

We present the methodology for the isolation of murine myocytes and how to obtain voltage or calcium traces simultaneously with sarcomere shortening traces using fluorescence photometry with simultaneous digital cell geometry measurements.

Optische Bildgebung von isolierten ventrikulären Myozyten

The ability to isolate adult cardiac myocytes has permitted researchers to study a variety of cardiac pathologies at the single cell level. While advances ...