This work was supported through an Innovative Engineering for Health award by the Wellcome Trust [WT101957], the Engineering and Physical Sciences Research Council (EPSRC) [NS/A000027/1], and a National Institute for Health Research Biomedical Research Centre UCLH/UCL High Impact Initiative. Jan Deprest is being funded by the Fonds voor Wetenschappelijk Onderzoek Vlaanderen (FWO; JD as clinical researcher 1.8.012.07). Danail Stoyanov receives funding from the EPSRC (EP/N013220/1, EP/N022750/1), the EU-FP7 project CASCADE (FP7-ICT-2913-601021), and the EU-Horizon2020 project EndoVESPA (H2020-ICT- 2015-688592). Sebastien Ourselin receives funding from the EPSRC (EP/H046410/1, EP/J020990/1, EP/K005278) and the MRC (MR/J01107X/1). Marcel Tella is supported by the EPSRC-funded UCL Centre for Doctoral Training in Medical Imaging (EP/L016478/1).

1. Ziel Fabrication <ol><li> Sandstrahlen <ol><li> Bereiten Sie eine 316 Edelstahlblech mit einem 1,2-mm Dicke. Mit einem Bleistift oder einen Nagel, ziehen Sie eine 40 mm x 40 mm im Quadrat auf das Blatt mit Hilfe eines Lineals. </li><li> Schneiden Sie das gezogene Quadrat eine manuelle Metallschneider. VORSICHT! Sehen Sie sich die Finger. </li><li> Verwenden Sie eine Datei, die die Ecken und Seiten der Probe zu runden. VORSICHT! Sie sind sehr scharf; Achtung. </li><li> Bereiten Sie einen geraden Holz- oder Metallblock etwas größer ist als die Edelstahlblech. Legen Sie das geschnittene Blatt darauf; tun dies, um beim Abstrahlen Biegen der Probe zu vermeiden. </li><li> Legen Sie die Montage in der internen Strahlkammer. Denken Sie daran, einen Staubsammler zu verwenden und zu dicht schließen die innere Strahlkammer; Andernfalls wird der Sand überall während des Prozesses zu verbreiten. Schutzbrille tragen, die Augen zu schützen. </li><li> Positionieren Sie eine Strahlpistole senkrecht zu und mindestens 4-5 cm entfernt von der Metalloberfläche. Wenden Sie den Fuß control für das Sandstrahlen. Legen Sie die Probe auf dem Stück Holz (1-2 cm dick) in eine Schraubzwinge, als die Hochdruck-Sandstrom kann die Probe zu verformen. Während Sandstrahlen, halten Sie die Probe fest durch den Rand des Holzstück oder eine andere Schraubzwinge. </li><li> Wiederholen Sie die Sandstrahl- auf der anderen Seite, wenn es wünschenswert ist, ein Kalibrierungsmuster auf beiden Seiten graviert haben. </li></ol></li><li> Laserstrukturierung <ol><li> Entwerfen eines Musters von asymmetrischen Kreise, wie in 1 gezeigt. </li><li> Bereiten Sie eine Zeichnung Austauschformat (DXF-Datei) des Designs entweder mit CAD-Software oder einen anderen geeigneten Programmiersprache. HINWEIS: Der Einfachheit halber eine Python - Anwendung , die in diesem Dokument erwähnt DXF - Dateien für das Design erzeugen kann 16 als Teil der kompakten GUI - Anwendung vorgesehen ist. </li><li> Importieren Sie die DXF-Dateien in die Laserschneidesoftware. </li><li> Stellen Sie die folgenden Parameter für die Hintergrund Ätzen auf. Laser-Energie: 40%, Scan-Geschwindigkeit:80 cm / s, Frequenz: 4000 Hz, Anzahl der Durchgänge: 1. </li><li> Stellen Sie die folgenden Parameter für das Ätzen des Musters auf. Laser-Energie: 40%, Scangeschwindigkeit: 2,1 cm / s, Frequenz: 4000 Hz, Anzahl der Durchgänge: 1. </li><li> Legen Sie die Probe auf der Arbeitsplattform und richten Sie die Schnittmuster mit der Software. </li><li> Nachdem der Laser den Schnitt durchführt, reinigen Sie die Probe, indem sie es in Alkohol getaucht wird. Verwenden Sie keine Tücher verwenden, da sie in der Regel unerwünschten Rückstände hinterlassen. </li></ol></li><li> Sterilisation <ol><li> Wickeln Sie das sterilisierte Probe in einem Sterilisations Paket und legen Sie sie in der Sterilisationseinheit (Autoklav). </li><li> Wasser (kein destilliertes Wasser) in den Autoklaven und folgen Empfehlungen der Bedienungsanleitung / Herstellers, das Ziel zu sterilisieren. </li></ol></li></ol> 2. Perioperative Kalibrierung <ol><li> Kalibrier-Software <ol><li> Installieren Sie das &quot;endocal&quot; Endoskop Kalibrierungssoftwarepaket auf 16 GitHub(Folgen Sie den Anweisungen in der Readme-Datei darin). ANMERKUNG: Diese Software umschließt die OpenCV Kamerakalibrierungsmodul 17 in einer einfach zu bedienenden Anwendung Bequemlichkeit. Die bereitgestellte Anwendung läuft in zwei Modi: online und offline. Der Online-Modus übernimmt den Video-Stream direkt von kompatiblen Frame-Grabber-Hardware. Der Offline-Modus ermöglicht Laden Endoskop Bilder entweder aus einer Videodatei oder einen Ordner mit einer Anzahl von Videobildern als Bilddateien gespeichert. Siehe README für unterstützte Hardware und detaillierte Anweisungen, wie diese beiden Modi zu verwenden. </li></ol></li><li> Endoskopische Videoerfassung HINWEIS: Die folgenden Anweisungen gelten für die Online-Kalibrierung (wie oben beschrieben), aber sie sind auch für Offline-Kalibrierung. <ol><li> Legen Sie die Kalibrierungs in einem sterilen Flüssigkeitsbehälter, wie ein gallipot. </li><li> Füllen des Behälters mit dem Zielfluid oder einem ähnlichen sterile Substanz. HINWEIS: Zum Beispiel in fetoscopic proceWeisen, die Zielflüssigkeit Fruchtwasser. Da die optischen Eigenschaften von Fruchtwasser Salzwasser 18 ähnlich sind, 19, steriler Salzwasser kann zum Kalibrieren des fetoscope verwendet werden. </li><li> Stellen Sie den Zoom und Schärfe des Endoskops nach Wunsch. </li><li> Tauchen des Endoskops in der Flüssigkeit und halten ihn in einem Abstand von dem Kalibrierungsziel ähnlich dem Abstand von der Anatomie, die das Endoskop wird später verwendet werden. </li><li> Starten Sie die Kalibrierungsanwendung und starten Sie die Kamera-Akquisition. </li><li> Bewegen Sie die Spitze des Endoskops leicht für verschiedene Ansichten, während die gesamte Kalibrierungsmuster im Hinblick auf die Kamera zu halten. Für eine optimale Leistung halten die elliptische Legende um das Kalibrierungsmuster innerhalb der Kreisansicht des Endoskops. HINWEIS: Video - Frames , die verwendbar für die Kalibrierung sind , durch eine virtuelle Overlay - Muster angezeigt, wie in 3 zu sehen. </li><li> AcquiRe zumindest die minimale Anzahl von endoskopischen Kameraansichten zur Kalibrierung erforderlich (wie in der endocal Fenster angezeigt wird). HINWEIS: Die aktuelle Version von endocal erfordert mindestens 10 endoskopische Kamera - Ansichten für die Kalibrierung, eine heuristisch ausgewählte Anzahl von Ansichten , in denen der Kalibrierungsfehler erscheint minimal sein und ein stabiles Muster 20 folgen. </li><li> Drücken Sie die Taste Kalibrierung, wie auf dem endocal Fenster angezeigt, um den Kalibrierungsvorgang starten, um die Bilder mit bisher gewonnenen. </li></ol></li><li> Speichern und Verwenden der Kalibrierungsparameter <ol><li> Drücken Sie die angegebene Kalibrierschlüssel die daraus resultierenden Kalibrierungsparameter in einem YAML ( &quot;YAML Is not Markup Language&quot;) Datei 21 zu speichern. </li><li> Gruppe die Kalibrierungsparameter in die Kamera Matrix und Verzerrungskoeffizienten, wie 17 in der OpenCV Kamerakalibrierung Modul erklärt. HINWEIS: Nach der Eichung, die KalibrierungAnwendung zeigt automatisch die verzerrungskorrigierten Bildes auf der rechten Seite des ursprünglichen Bildes Endoskops. </li><li> Verwenden Sie die entzerrten Video - Feed während eines fetoscopic Verfahren für die reine Visualisierung oder für die Echtzeit Plazenta Mosaikierung 11. </li></ol></li></ol>

<ol>
	<li>Zhang, Z., Matsushita, Y., Ma, Y. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Camera+calibration+with+lens+distortion+from+low-rank+textures.">Camera calibration with lens distortion from low-rank textures.</a> , 2321-2328 (2011).</li><li>Devernay, F., Faugeras, O. D. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Automatic+calibration+and+removal+of+distortion+from+scenes+of+structured+environments.">Automatic calibration and removal of distortion from scenes of structured environments.</a> , 62-72 (1995).</li><li>Duane, C. B. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Close-range+camera+calibration.">Close-range camera calibration.</a> Photogramm. Eng. 37 (8), 855-866 (1971).</li><li>Mallon, J., Whelan, P. F. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Which+pattern?+biasing+aspects+of+planar+calibration+patterns+and+detection+methods.">Which pattern? biasing aspects of planar calibration patterns and detection methods.</a> Pattern recognition letters. 28 (8), 921-930 (2007).</li><li>Balletti, C., Guerra, F., Tsioukas, V., Vernier, P. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Calibration+of+Action+Cameras+for+Photogrammetric+Purposes.">Calibration of Action Cameras for Photogrammetric Purposes.</a> Sensors. 14 (9), 17471-17490 (2014).</li><li>Heikkila, J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Geometric+camera+calibration+using+circular+control+points.">Geometric camera calibration using circular control points.</a> IEEE Transactions on pattern analysis and machine intelligence. 22 (10), 1066-1077 (2000).</li><li>Deprest, J. A., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Fetal+surgery+is+a+clinical+reality.">Fetal surgery is a clinical reality.</a> Seminars in fetal and neonatal medicine. 15 (1), 58-67 (2009).</li><li>Watanabe, M., Flake, A. W. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Fetal+surgery:+Progress+and+perspectives.">Fetal surgery: Progress and perspectives.</a> Advances in pediatrics. 57 (1), 353-372 (2010).</li><li>Lewi, L., Deprest, J., Hecher, K. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=The+vascular+anastomoses+in+monochorionic+twin+pregnancies+and+their+clinical+consequences.">The vascular anastomoses in monochorionic twin pregnancies and their clinical consequences.</a> American journal of obstetrics and gynecology. 208 (1), 19-30 (2013).</li><li>Yamashita, H., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Miniature+bending+manipulator+for+fetoscopic+intrauterine+laser+therapy+to+treat+twin-to-twin+transfusion+syndrome.">Miniature bending manipulator for fetoscopic intrauterine laser therapy to treat twin-to-twin transfusion syndrome.</a> Surgical Endoscopy. 22 (2), 430-435 (2008).</li><li>Daga, P., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Real-time+mosaicing+of+fetoscopic+videos+using+SIFT.">Real-time mosaicing of fetoscopic videos using SIFT.</a> Proc. SPIE 9786, Medical Imaging 2016: Image-Guided Procedures, Robotic Interventions, and Modeling. 97861R. , (2016).</li><li>Yang, L., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Image+mapping+of+untracked+free-hand+endoscopic+views+to+an+ultrasound+image-constructed+3D+placenta+model.">Image mapping of untracked free-hand endoscopic views to an ultrasound image-constructed 3D placenta model.</a> The International Journal of Medical Robotics and Computer Assisted Surgery. 11 (2), 223-234 (2015).</li><li>Liao, H., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Fast+image+mapping+of+endoscopic+image+mosaics+with+three-dimensional+ultrasound+image+for+intrauterine+fetal+surgery.">Fast image mapping of endoscopic image mosaics with three-dimensional ultrasound image for intrauterine fetal surgery.</a> Minimally invasive therapy &amp; allied technologies. 18 (6), 332-340 (2009).</li><li>Chadebecq, F., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Practical+Dry+Calibration+With+Medium+Adaptation+For+Fluid-Immersed+Endoscopy.">Practical Dry Calibration With Medium Adaptation For Fluid-Immersed Endoscopy.</a> , (2015).</li><li>Wengert, C., Reeff, M., Cattin, P. C., Sz&#233;kely, G., Handels, H. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=.">.</a> Bildverarbeitung f&#252;r die Medizin 2006: Algorithmen Systeme Anwendungen. Proceedings des Workshops vom 19. - 21. M&#228;rz 2006 in Hamburg. , 419-423 (2006).</li><li>. Compact GUI application for optical distortion calibration of endoscopes Available from: <a target="_blank" href="https://github.com/gift-surg/endocal">https://github.com/gift-surg/endocal</a> (2016)</li><li>Reeff, M., Gerhard, F., Cattin, P. C., Sz&#233;kely, G. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=.">.</a> Mosaicing of endoscopic placenta images. , (2011).</li><li>Steigman, S. A., Kunisaki, S. M., Wilkins-Haug, L., Takoudes, T. C., Fauza, D. O. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Optical+properties+of+human+amniotic+fluid:+implications+for+videofetoscopic+surgery.">Optical properties of human amniotic fluid: implications for videofetoscopic surgery.</a> Fetal diagnosis and therapy. 27 (2), 87-90 (2009).</li><li>Zhang, Z. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=A+flexible+new+technique+for+camera+calibration.">A flexible new technique for camera calibration.</a> IEEE Transactions on Pattern Analysis and Machine Intelligence. 22 (11), 1330-1334 (2000).</li><li>. Open Source Computer Vision Library Available from: <a target="_blank" href="https://github.com/opencv/opencv">https://github.com/opencv/opencv</a> (2016)</li></ol>

The authors have nothing to disclose.

Sandblasting ist ein wichtiger Schritt im Herstellungsprozess, da die rohen Metalloberfläche prominent das Endoskop Licht reflektiert, so dass es unmöglich für die Kreise erkannt werden. Es ist schwierig , die Kreise sogar mit bloßem Auge zu unterscheiden (siehe Abbildung 5). Man beachte, daß die Oberfläche des Targets gezeigt bereits mit einem Laser geätzt wurde. Allerdings schmälert dies nicht die Lichtreflexion. <img alt="Abbildung 5" src="/files/ftp_upload/55298/55298fig5.jpg" /> Abbildung 5: Kalibrierung Ziel ohne Sandstrahlen angewendet. Wie aus dem Endoskop Ansicht auf der linken Seite zu sehen ist, für das bloße Auge die Blendung durch das Endoskop Licht auf der Materialoberfläche selbst macht es schwierig, die Kreise zu unterscheiden (es ist ein Kreis, nur im Südosten der großen Reflexion). Man beachte , dass die Oberfläche dieses Ziel (dh die &quot;Hintergrund&quot; bezeichnet ) wurde bereits geätzt, aber dies ist nicht<html> in Abwesenheit von Sandstrahlen nützlich. <a href="http://ecsource.jove.com/files/ftp_upload/55298/55298fig5large.jpg" target="_blank">Bitte klicken Sie hier</a> , um <a href="http://ecsource.jove.com/files/ftp_upload/55298/55298fig5large.jpg" target="_blank">eine größere Version dieser Figur zu sehen.</a> Vor dem Muster Ätzen ist es auch wichtig, die Oberfläche der gesamten Probe zu ätzen. Dies ist notwendig , da die sandgestrahlte Oberfläche viele spiegelnde Reflexionen (siehe Abbildung 6), die mit Blob Erkennung stören. <img alt="Figur 6" src="/files/ftp_upload/55298/55298fig6.jpg" /> Abbildung 6: sandgestrahlte Oberfläche ohne Ätzen. Obwohl es nicht so prominent wie die rohe Metalloberfläche, die relativ kleinen Spiegelreflexionen (von denen einige mit gelben Pfeilen markiert) sind noch ausreichend blob Erkennung von Erfolg zu hindern, so kann keine Kalibrierung mit diesem Ziel durchgeführt werden.arget = &quot;_ blank&quot;&gt; Bitte klicken Sie hier, um eine größere Version dieser Figur zu sehen. Anwendung des Lasers bei unterschiedlichen Geschwindigkeiten gibt unterschiedliche Hintergrundfarben. Die Hintergrundfarbe spielt eine bedeutende Rolle in der Kontrast zwischen den Kreisen und den Hintergrund. Daher ist es wichtig, die optimale Hintergrundfarbe zu bestimmen. Zu diesem Zweck wird geätzt , um eine Platte mit Kreisen gegen eine Reihe von verschiedenen Hintergründen erstellt wurde (siehe Abbildung 7). Die Hintergründe wurden unter Verwendung des Merkmalsdetektionsmodul von OpenCV 23, getestet , die 17 in der OpenCV Kamerakalibrierungsmodul verwendet wird. In dieser Arbeit wurde das Target aus rostfreiem Stahl gefertigt, da es die häufigste und zuverlässiges Material in Kliniken für medizinische Vorrichtungen verwendet wird. Dieses Material ist frei erhältlich, nicht teuer, robust und einfach zu sterilisieren. Andere Materialien könnten möglicherweise für das Kalibrierungsziel verwendet werden, wie beispielsweise Aluminium oder jodiertes Metalle, aber dies ist die scope der künftigen Arbeit. <img alt="7" src="/files/ftp_upload/55298/55298fig7.jpg" /> Abbildung 7: Edelstahlplatte , die eine Palette von verschiedenen Hintergrundfarben geätzt mit dem Laser kennzeichnet. Praktische Versuche wurden in Verbindung mit dem OpenCV Merkmal - Erkennungsmodul zu bestimmen , welche Hintergrundfarbe gibt das optimale Ergebnis in Bezug auf die Blob-Hintergrund - Kontrast 23 durchgeführt. Das Endoskop Ansicht auf der linken Seite zeigt die Platte. Die gemäßigten Hintergrundfarben (dh jene anderen , dass die dunkelsten und hellsten sind) in dieser Palette ergeben bessere Blob - Erkennung. <a href="http://ecsource.jove.com/files/ftp_upload/55298/55298fig7large.jpg" target="_blank">Bitte klicken Sie hier</a> , um <a href="http://ecsource.jove.com/files/ftp_upload/55298/55298fig7large.jpg" target="_blank">eine größere Version dieser Figur zu sehen.</a> Einer der Vorteile dieser Arbeit besteht darin, dass eine Kalibrierung durchgeführt, die fabrizierten Ziel dauert 2-3 min verwendet wird. Der größte Teil der Bemühungen gehenes zu einer Stabilisierung manuell das Endoskop anständige Blick auf das Kalibrierungsmuster zu erhalten. eine maßgeschneiderte Endoskophalterung benutzen, kann die manuelle Stabilisierung, die wiederum erheblich verkürzen könnte die Kalibrierungszeit zu beseitigen. <img alt="Video 1" src="/files/ftp_upload/55298/55298video1.jpg" /> Video 1: Video zeigt , wie eine optische Verzerrung Kalibrierung des entwickelten Kalibrierungsziel unter Verwendung zusammen mit der endocal Software ausgeführt werden können. <a href="http://ecsource.jove.com/files/ftp_upload/55298/fetoscope-calibration-480.mov" target="_blank">Bitte klicken Sie hier</a> , um <a href="http://ecsource.jove.com/files/ftp_upload/55298/fetoscope-calibration-480.mov" target="_blank">dieses Video anzusehen. (Rechtsklick zum Download</a> bereit <a href="http://ecsource.jove.com/files/ftp_upload/55298/fetoscope-calibration-480.mov" target="_blank">.)</a> Ein Vorteil unserer Arbeit im Vergleich zu der Arbeit von Wengert et al. 15 ist , dass die OpenCV Kamerakalibrierungsmodul 17 kann verwendet werden , wie für die Kalibrierung ist, ohne jede Änderung oder benutzerdefinierte Para- erforderntrierung. Da OpenCV ist eine gut etablierte und gut gepflegt Softwarepaket und ist sehr beliebt in der Computer-Vision-Community, indem sie die Notwendigkeit für das Schreiben und Wartung von kundenspezifischer Software eliminiert. Für die Bequemlichkeit des Lesers, eine kompakte GUI - Anwendung 16 vorgesehen, die der Leser leicht zu installieren und verwenden , um neue Kalibrierungsziele zu testen. Ein Nachteil der Methode im Vergleich zu Wengert et al. 15 ist , dass ihre Verfahren robuster zu Okklusionen des Musters ist, da es nicht die Erkennung aller Blobs erfordert. Zunächst wurde ein Kalibrierungsziel mit einem Schachbrettmuster für diese Arbeit hergestellt. Allerdings erwies sich diese Art von Kalibrierungsziel ungeeignet Experimente zu sein aufgrund der Schwierigkeit, die Ecken der Schachbrettquadrate zu erkennen. Corner Erkennung beruht auf Histogramm-basierte Bilddigitalisierungs (siehe OpenCV Quellcode 24). Dieser impliegt die Notwendigkeit einer klaren farblichen Kontrast zwischen den dunklen und hellen Quadraten, die nicht mit unserem Schachbrettmuster gewährleistet werden konnte, teilweise aufgrund von Spiegelreflexionen, wie die in 6 gezeigt diejenigen. Eine solche spiegelnde Reflexionen vorhanden sind, auch nach dem Hintergrund Ätzen; jedoch scheint die Detektion der Kreise als weniger empfindlich auf diesen Mangel. In der aktuellen Setup, nur senkrecht Ansichten des Kalibrierungsziels ermöglichen für eine erfolgreiche Blob-Erkennung. Dies ist auf den spiegelnden Reflexionen von der Zieloberfläche behindern blob Detektion bei schrägen Winkeln. Wir arbeiten daran , das Ziel weiter zu verbessern , um für den Erwerb von Ansichten in einem größeren Bereich von Winkeln zu ermöglichen, die potentiell die Qualität der durchgeführten Kalibrierungen 20 verbessern könnte. In der Echtzeit Mosaikierung plazentalen Pipeline , die zuvor 11 vorgeschlagen wurde, die Berechnung des transBildung, die Paare Bild beruht auf der erfolgreichen Erkennung und Gruppierung von Funktionen zuordnet. Optische Verzerrungen, andererseits verursachen eine Gruppe von Merkmalen mit einer starren Geometrie unterschiedlich über Bilder erscheinen. Als Folge führt diese Differenz zu Ungenauigkeiten in den berechneten Transformationen, die Driften in den resultierenden Bildmosaiken verursachen. Da die prominentesten optischen Verzerrungen vorhanden zu den Rändern sind, werden derzeit endoskopische Bilder auf ihre innersten Regionen abgeschnitten. Eine gute Korrektur für optische Verzerrungen würden potentiell für die Aufnahme eines größeren Teils jedes Bild in den Mosaikbildungsprozesses ermöglichen. Der Vorteil dieser Methode ist zweifach. Erstens würde es die Anzahl der detektierten Merkmale in jedem Bild zu erhöhen, was möglicherweise die Berechnung der Bildtransformationen zu verbessern. Zweitens wäre es für das gesamte anatomischen Zieloberfläche ermöglichen, in einer kürzeren Zeit zu rekonstruieren.

<html> Kamerakalibrierung ist ein gut bekanntes Problem in der Computervision - Feld , das 1 intensiv untersucht in den letzten Jahren wurde, 2, 3. Ein Schlüsselschritt der Kamerakalibrierungsverfahren ist es, die Parameter eines Verzerrungsmodells abzuschätzen, sowie die intrinsischen Kameraparameter, die durch ein Gitter von Punkten mit einer bekannten Geometrie von Kamerabildern mit Sub-Pixel-Genauigkeit zu extrahieren. Kalibrierungs-Targets mit einem Schachbrettmuster mit schwarzen und weißen Quadraten werden für diesen Zweck verwendet. Rund Blobs bieten eine alternative Muster 4, 5, 6. In den letzten Jahren gab es ein wachsendes Interesse an der Entwicklung von chirurgischen Navigationstechnik für die fetale Chirurgie Verfahren, wie zum Beispiel die Behandlung von Twin-to-twin Transfusionssyndrom (FFTS) auf Föten hat&gt; 7, 8, 9, 10. Da das Sichtfeld des fetoscope (dh ein Endoskop in fetal chirurgischen Verfahren verwendet wird ) ist sehr begrenzt, Verfahren zum Abbilden der Vaskulatur der Plazenta ohne die Verwendung von externen Tracker vorgeschlagen 11 TTTS Operation zu unterstützen, 12, 13. Optische Verzerrungen innerhalb fetoscopic Bilder haben negative Auswirkungen auf diesen Rechen Mosaiking Methoden , die 11 auf der visuellen Informationsextraktion verlassen. Somit besteht ein unerfüllter Bedarf für eine kosteneffiziente und schnelle Werkzeug zur peri-operativ Kalibrieren fetoscopes so dass optische Verzerrungskompensation in Echtzeit während des Eingriffs durchgeführt werden kann. Aufgrund der Tatsache, dass die fetoscope in Fruchtwasser während des Eingriffes eingetaucht ist, die Brechungsindexdifferenz zwischen air und Fruchtwasser macht für die fetale Chirurgie Verfahren in Luftkamerakalibrierungsverfahren ungeeignet klassisch. Fluidgefüllte Kamera Abschätzen Parameter von in-Luft - Kameraparameter ist eine schwierige Aufgabe und erfordert mindestens ein Bild des fluid getaucht Kalibrierungsziel 14. Darüber hinaus perioperativen, Flüssigkeit getauchten fetoscopic Kamerakalibrierung ist derzeit nicht praktikabel aufgrund Sterilisation Anforderungen und Einschränkungen für die Materialien im Operationssaal erlaubt. typischerweise nicht Teil des aktuellen klinischen Workflow Aus diesen Gründen ist Endoskope für optische Verzerrungen zu kalibrieren. Die Arbeit in diesem Manuskript ist ein Versuch, diese Kamerakalibrierung Lücke zu schließen, durch die Gestaltung und sterilisierbar und praktische optische Verzerrung Kalibrierungsziel Herstellung eines Musters der asymmetrischen Kreise kennzeichnet. Zuvor Wengert et al. eine eigene Kalibrierungseinrichtung eine oxidierte Aluminiumplatte als Kalibrierungsziel hergestellt kennzeichnet. ihre Method funktioniert jedoch nur in Verbindung mit dem benutzerdefinierten Kalibrierungsalgorithmus sie 15 entwickelt.

<table border="1" fo:keep-together.within-page="1" fo:keep-with-next.within-page="always">
	<tbody>
		<tr>
			<td>1.2mm Metal sheet 316 Grade, 40 mm by 40 mm</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Water container at least 50mm by 50mm by 30mm</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>A sterilisation package</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Seline water</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Manual metal cutter</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>A file to round up the corners</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>A wooden or metal block 50 mm by 50 mm at least 10 mm thick</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>A vise (desirable but not required)</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Sand Blasting machine</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>GUI application to create .dxf file with the pattern (https://github.com/gift-surg/endocal)</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>PC</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Laser Cutter</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Autoclave</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>An endoscope calibration software from GitHub (http://docs.opencv.org/2.4/doc/tutorials/calib3d/camera_calibration/camera_calibration.html)</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Endoscope</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>OpenCV camera calibration module (https://github.com/opencv/opencv)</td>
		</tr>
	</tbody>
</table>

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.

Wir haben eine sterilisierbare Kalibrierungsziel durch Ätzen eines Musters von asymmetrischen Kreis auf einem sandgestrahlten Edelstahlblech, dessen Aufbau in Figur 1 gezeigt. Ein Exemplar dieses Setup - Kalibrierungs - Target in Aktion zusammen mit einem fetoscope zeigt , ist in Abbildung 2 dargestellt. Um diesen Entwurf in das Laserätzen Software füttern, um eine benutzerdefinierte Anwendung wurde in der Programmiersprache Python 16 implementiert. die Designmuster Erstellen beinhaltet iterativ parallele Linien auf einem Blech geätzt wird. Für das Muster eine konsistente Farben am Ende zu haben, sollte der Abstand zwischen diesen Linien ist als die Breite des Laserstrahls geringer sein (siehe Einschub in Abbildung 1) -Dieser Wert 45 &amp; mgr; m für die Violino (Laservall) Laserschneider ist. <img alt="Abbildung 1" src="/files/ftp_upload/55298/55298fig1.jpg" /> <st<html> rong&gt; Bild 1: Aufbau des gravierten Musters ein 3-by-11 Raster von asymmetrischen Kreise kennzeichnet. Kleines Bild: Zoom-In Ansicht des Gitters asymmetrischer Kreisen. Der Abstand zwischen den Linien beträgt 45 &amp; mgr; m (gleich der Laserstrahlbreite), und jeder Kreis einen Durchmesser von 1 mm. Andere Abmessungen können für das Gitter ebenfalls verwendet werden, aber dies gefunden wurde in Bezug auf die fetoscope Sichtfeld optimal zu sein. <a href="http://ecsource.jove.com/files/ftp_upload/55298/55298fig1large.jpg" target="_blank">Bitte klicken Sie hier</a> , um <a href="http://ecsource.jove.com/files/ftp_upload/55298/55298fig1large.jpg" target="_blank">eine größere Version dieser Figur zu sehen.</a> <img alt="Figur 2" src="/files/ftp_upload/55298/55298fig2.jpg" /> Abbildung 2: Exemplar Setup mit dem Kalibrierungsziel im Einsatz. Die Spitze des wasser getaucht fetoscope an der Kalibrierungsziel auf der rechten Seite gerichtet. Auf der linken Seite ist eine britische Penny Skala Informationen zur Verfügung zu stellen.&quot;Target =&quot; _ blank &quot;&gt; Bitte hier klicken, um eine größere Version dieser Figur zu sehen. Die hergestellte Kalibrierungsziel ermöglicht die Erfassung der kreisförmigen Muster in dem endoskopischen Videostrom mit OpenCV 17, deren Positionen werden dann in den vordefinierten asymmetrischen Kreis grid sortiert (siehe Abbildung 3). Unter Verwendung dieser Information in Verbindung mit dem bereits bekannten Gittergeometrie kann internen Kameraparameter geschätzt werden. Dazu gehören die Kameramatrix und die Verzerrungskoeffizienten. Die Kameramatrix besteht aus den Brennweiten und den optischen Zentren entlang der x- und y-Achse des 2D-Bildebene. Die Verzerrungskoeffizienten werden auf der Grundlage des Brown-Conrady Modell 3. Beachten Sie, dass für diese Arbeit wurden nur die Radialverzerrungsparameter geschätzt. Für eine kurze Diskussion über die Theorie mit praktischen Beispielen finden Sie auf der Homepage des Kalibrierungsmodul OpenCV Kamera &lt;sup class = &quot;xref&quot;&gt; 17 und die MATLAB Kamerakalibrierung Toolbox 22. Mehr Informationen über das Kamerakalibrierungsverfahren sind in Zhang Arbeit 20 zur Verfügung. Die endocal Software - Repository verfügt über ein Beispieldatensatz von 10 endoskopische Ansichten des hergestellten Kalibrierungsziel 16. Unter Verwendung dieses Datensatzes eine Kalibrierung mit einer durchschnittlichen Wiederprojektionsfehler von 0,28 Pixel (min: 0,16, max: 0,45) erhalten. Dies ist vergleichbar mit den Pixeln , die durch 0,25 Wengert et al. mit ihren eigenen Kalibrierungsalgorithmus 15. Die gleiche Arbeitsgruppe berichtete jedoch eine Rückprojektion Fehler von 0,6 Pixeln in einer neueren Arbeit , wenn das Verfahren in 15 zum Kalibrieren eines endoskopischen Kamera verwendet unter Verwendung von 18 Plazenta Mosaikierung. <img alt="Figur 3" src="/files/ftp_upload/55298/55298fig3.jpg" /> <strong&gt; Abbildung 3: Echtzeit-Erfassung des Kalibrierungsmusters. Ein Screenshot von der Kalibrierungsanwendung 16 den erfassten Kalibrierungsmuster mit überlagert auf dem Live - Videostream 17 die virtuelle Realität Visualisierung von OpenCV verwenden. Man beachte, dass jede detektierte Spalte des Kalibrierungsmusters durch eine unterschiedliche Farbe hervorgehoben wird. Die detektierten Kreise in Verbindung mit der bekannten Geometrie werden zur Berechnung der Kameraparameter verwendet. <a href="http://ecsource.jove.com/files/ftp_upload/55298/55298fig3large.jpg" target="_blank">Bitte klicken Sie hier</a> , um <a href="http://ecsource.jove.com/files/ftp_upload/55298/55298fig3large.jpg" target="_blank">eine größere Version dieser Figur zu sehen.</a> Die geschätzten Kameraparameter sind für die optische Verzerrungskorrektur verwendet. Figur 4 zeigt ein rechteckiges Schachbrettmuster, wie eine fetoscope Darstellung unter Verwendung, wobei optische Verzerrungen machen die Linien als Kurven erscheinen. Beachten Sie, dass die Linien normal erscheinen in der distortion-korrigiertes Bild. <img alt="Abbildung 4" src="/files/ftp_upload/55298/55298fig4.jpg" /> Abbildung 4: Optische Verzerrungskorrektur. Ein Screenshot von der Kalibrierungsanwendung 16 , um die Live - Videobild von einem fetoscope Aufnahme aus dem Schachbrettmuster (links) mit dem entzerrten Bild mit (rechts). Drei Ausführungs Linien werden in beiden Bildern, die jeweils von einer Ecke zur anderen gezogen, wobei der Flugbahn linear ist. Aufgrund der optischen Verzerrungen erscheinen diese Linien als Kurven in den ursprünglichen fetoscope Bilder. <a href="http://ecsource.jove.com/files/ftp_upload/55298/55298fig4large.jpg" target="_blank">Bitte klicken Sie hier</a> , um <a href="http://ecsource.jove.com/files/ftp_upload/55298/55298fig4large.jpg" target="_blank">eine größere Version dieser Figur zu sehen.</a>

Watch this Scientific Journal Video about Medical-grade Sterilizable Target for Fluid-immersed Fetoscope Optical Distortion Calibration at JoVE.com

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

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 ...

medical-grade-sterilizable-target-for-fluid-immersed-fetoscope

Research

JoVE Journal

Bioengineering

7.6K Aufrufe.  University College London. 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.

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

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

A Cre-Lox P Recombination Approach for the Detection of Cell Fusion In Vivo

The ability of two or more cells of the same type to fuse has been utilized in metazoans throughout evolution to form many complex organs, including skeletal muscle, bone and placenta. Contemporary studies demonstrate fusion of cells of the same type confers enhanced function. For example, when the trophoblast cells of the placenta fuse to form the syncytiotrophoblast, the syncytiotrophoblast is better able to transport nutrients and hormones across the maternal-fetal barrier than unfused trophoblasts1-4. More recent studies demonstrate fusion of cells of different types can direct cell fate. The "reversion" or modification of cell fate by fusion was once thought to be limited to cell culture systems. But the advent of stem cell transplantation led to the discovery by us and others that stem cells can fuse with somatic cells in vivo and that fusion facilitates stem cell differentiation5-7. Thus, cell fusion is a regulated process capable of promoting cell survival and differentiation and thus could be of central importance for development, repair of tissues and even the pathogenesis of disease.
Limiting the study of cell fusion, is lack of appropriate technology to 1) accurately identify fusion products and to 2) track fusion products over time. Here we present a novel approach to address both limitations via induction of bioluminescence upon fusion (Figure 1); bioluminescence can be detected with high sensitivity in vivo8-15. We utilize a construct encoding the firefly luciferase (Photinus pyralis) gene placed adjacent to a stop codon flanked by LoxP sequences. When cells expressing this gene fuse with cells expressing the Cre recombinase protein, the LoxP sites are cleaved and the stop signal is excised allowing transcription of luciferase. Because the signal is inducible, the incidence of false-positive signals is very low. Unlike existing methods which utilize the Cre/LoxP system16, 17, we have incorporated a "living" detection signal and thereby afford for the first time the opportunity to track the kinetics of cell fusion in vivo.
To demonstrate the approach, mice ubiquitously expressing Cre recombinase served as recipients of stem cells transfected with a construct to express luciferase downstream of a floxed stop codon. Stem cells were transplanted via intramyocardial injection and after transplantation intravital image analysis was conducted to track the presence of fusion products in the heart and surrounding tissues over time. This approach could be adapted to analyze cell fusion in any tissue type at any stage of development, disease or adult tissue repair.

A Cre-Lox P Recombination Approach for the Detection of Cell Fusion In Vivo

A method to track cell fusion in living organisms over time is described. The approach utilizes Cre-LoxP recombination to induce luciferase expression upon cell fusion. The luminescent signal generated can be detected in living organisms using biophotonic imaging systems with a sensitivity of detection of &tilde;1,000 cells in peripheral tissues.

Ein Cre-Lox P Rekombination Ansatz für den Nachweis von Cell Fusion In Vivo</em

The ability of two or more cells of the same type to fuse has been utilized in metazoans throughout evolution to form many complex organs, including ...

In vitro Synthesis of Native, Fibrous Long Spacing and Segmental Long Spacing Collagen

Collagen fibrils are present in the extracellular matrix of animal tissue to provide structural scaffolding and mechanical strength. These native collagen fibrils have a characteristic banding periodicity of ~67 nm and are formed in vivo through the hierarchical assembly of Type I collagen monomers, which are 300 nm in length and 1.4 nm in diameter. In vitro, by varying the conditions to which the monomer building blocks are exposed, unique structures ranging in length scales up to 50 microns can be constructed, including not only native type fibrils, but also fibrous long spacing and segmental long spacing collagen. Herein, we present procedures for forming the three different collagen structures from a common commercially available collagen monomer. Using the protocols that we and others have published in the past to make these three types typically lead to mixtures of structures. In particular, unbanded fibrils were commonly found when making native collagen, and native fibrils were often present when making fibrous long spacing collagen. These new procedures have the advantage of producing the desired collagen fibril type almost exclusively. The formation of the desired structures is verified by imaging using an atomic force microscope.

In vitro Synthesis of Native, Fibrous Long Spacing and Segmental Long Spacing Collagen

Simple and reproducible procedures are described for making three structurally distinct collagen assemblies from a common commercially available Type I collagen monomer. Native type, fibrous long spacing or segmental long spacing collagen can be constructed by varying the conditions to which the 300 nm long and 1.4 nm diameter monomer building block is exposed.

In vitro Synthese von Native, Fibröse Lange Abstände und Segmentberichterstattung Lange Spacing Collagen

Collagen fibrils are present in the  extracellular matrix of animal tissue to provide structural scaffolding and  mechanical strength. These native ...

Graphene Coatings for Biomedical Implants

Atomically smooth graphene as a surface coating has potential to improve implant properties. This demonstrates a method for coating nitinol alloys with nanometer thick layers of graphene for applications as a stent material. Graphene was grown on copper substrates via chemical vapor deposition and then transferred onto nitinol substrates. In order to understand how the graphene coating could change biological response, cell viability of rat aortic endothelial cells and rat aortic smooth muscle cells was investigated. Moreover, the effect of graphene-coatings on cell adhesion and morphology was examined with fluorescent confocal microscopy. Cells were stained for actin and nuclei, and there were noticeable differences between pristine nitinol samples compared to graphene-coated samples. Total actin expression from rat aortic smooth muscle cells was found using western blot. Protein adsorption characteristics, an indicator for potential thrombogenicity, were determined for serum albumin and fibrinogen with gel electrophoresis. Moreover, the transfer of charge from fibrinogen to substrate was deduced using Raman spectroscopy. It was found that graphene coating on nitinol substrates met the functional requirements for a stent material and improved the biological response compared to uncoated nitinol. Thus, graphene-coated nitinol is a viable candidate for a stent material.

Graphene offers potential as a coating material for biomedical implants. In this study we demonstrate a method for coating nitinol alloys with nanometer thick layers of graphene and determine how graphene may influence implant response.

Atomically smooth graphene as a surface coating has potential to improve implant properties. This demonstrates a method for coating nitinol alloys with ...

Wideband Optical Detector of Ultrasound for Medical Imaging Applications

Optical sensors of ultrasound are a promising alternative to piezoelectric techniques, as has been recently demonstrated in the field of optoacoustic imaging. In medical applications, one of the major limitations of optical sensing technology is its susceptibility to environmental conditions, e.g. changes in pressure and temperature, which may saturate the detection. Additionally, the clinical environment often imposes stringent limits on the size and robustness of the sensor. In this work, the combination of pulse interferometry and fiber-based optical sensing is demonstrated for ultrasound detection. Pulse interferometry enables robust performance of the readout system in the presence of rapid variations in the environmental conditions, whereas the use of all-fiber technology leads to a mechanically flexible sensing element compatible with highly demanding medical applications such as intravascular imaging. In order to achieve a short sensor length, a pi-phase-shifted fiber Bragg grating is used, which acts as a resonator trapping light over an effective length of 350 &#181;m. To enable high bandwidth, the sensor is used for sideway detection of ultrasound, which is highly beneficial in circumferential imaging geometries such as intravascular imaging. An optoacoustic imaging setup is used to determine the response of the sensor for acoustic point sources at different positions.

Optical detection of ultrasound is impractical in many imaging scenarios because it often requires stable environmental conditions. We demonstrate an optical technique for ultrasound sensing in volatile environments with miniaturization and sensitivity levels appropriate for optoacoustic imaging in restrictive scenarios, e.g. intravascular applications.

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 ...

Quantitative Optical Microscopy: Measurement of Cellular Biophysical Features with a Standard Optical Microscope

We describe the use of a standard optical microscope to perform quantitative measurements of mass, volume, and density on cellular specimens through a combination of bright field and differential interference contrast imagery. Two primary approaches are presented: noninterferometric quantitative phase microscopy (NIQPM), to perform measurements of total cell mass and subcellular density distribution, and Hilbert transform differential interference contrast microscopy (HTDIC)&#160;to determine volume. NIQPM is based on a simplified model of wave propagation, termed the paraxial approximation, with three underlying assumptions: low numerical aperture (NA) illumination, weak scattering, and weak absorption of light by the specimen. Fortunately, unstained cellular specimens satisfy these assumptions and low NA illumination is easily achieved on commercial microscopes. HTDIC is used to obtain volumetric information from through-focus DIC imagery under high NA illumination conditions. High NA illumination enables enhanced sectioning of the specimen along the optical axis. Hilbert transform processing on the DIC image stacks greatly enhances edge detection algorithms for localization of the specimen borders in three dimensions by separating the gray values of the specimen intensity from those of the background. The primary advantages of NIQPM and HTDIC lay in their technological accessibility using &#8220;off-the-shelf&#8221; microscopes. There are two basic limitations of these methods: slow z-stack acquisition time on commercial scopes currently abrogates the investigation of phenomena faster than 1 frame/minute, and secondly, diffraction effects restrict the utility of NIQPM and HTDIC to objects from 0.2 up to 10 (NIQPM) and 20 (HTDIC) &#956;m in diameter, respectively. Hence, the specimen and its associated time dynamics of interest must meet certain size and temporal constraints to enable the use of these methods. Excitingly, most fixed cellular specimens are readily investigated with these methods.

We describe the use of a standard optical microscope to perform quantitative measurements of cellular mass, volume, and density through a combination of bright field and differential interference contrast imagery.

Quantitative Optische Mikroskopie: Messung der Cellular biophysikalische Eigenschaften mit einem Standard Optisches Mikroskop

We describe the use of a standard optical microscope to perform quantitative measurements of mass, volume, and density on cellular specimens through a ...

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 ...

Optical Control of Living Cells Electrical Activity by Conjugated Polymers

Hybrid interfaces between organic semiconductors and living tissues represent a new tool for in-vitro and in-vivo applications. In particular, conjugated polymers display several optimal properties as substrates for biological systems, such as good biocompatibility, excellent mechanical properties, cheap and easy processing technology, and possibility of deposition on light, thin and flexible substrates. These materials have been employed for cellular interfaces like neural probes, transistors for excitation and recording of neural activity, biosensors and actuators for drug release. Recent experiments have also demonstrated the possibility to use conjugated polymers for all-optical modulation of the electrical activity of cells. Several in-vitro study cases have been reported, including primary neuronal networks, astrocytes and secondary line cells. Moreover, signal photo-transduction mediated by organic polymers has been shown to restore light sensitivity in degenerated retinas, suggesting that these devices may be used for artificial retinal prosthesis in the future. All in all, light sensitive conjugated polymers represent a new approach for optical modulation of cellular activity.
In this work, all the steps required to fabricate a bio-polymer interface for optical excitation of living cells are described. The function of the active interface is to transduce the light stimulus into a modulation of the cell membrane potential. As a study case, useful for in-vitro studies, a polythiophene thin film is used as the functional, light absorbing layer, and Human Embryonic Kidney (HEK-293) cells are employed as the biological component of the interface. Practical examples of successful control of the cell membrane potential upon stimulation with light pulses of different duration are provided. In particular, it is shown that both depolarizing and hyperpolarizing effects on the cell membrane can be achieved depending on the duration of the light stimulus. The reported protocol is of general validity and can be straightforwardly extended to other biological preparations.

A method for stimulation of in-vitro cell cultures electrical activity with visible light, based on the use of organic semiconducting polymers is described.

Optische Kontrolle von lebenden Zellen elektrische Aktivität von konjugierten Polymeren

Hybrid interfaces between organic semiconductors and living tissues represent a new tool for in-vitro and in-vivo applications. In particular, conjugated ...

Preparation of 3D Collagen Gels and Microchannels for the Study of 3D Interactions In Vivo

Historically, most cellular processes have been studied in only 2 dimensions. While these studies have been informative about general cell signaling mechanisms, they neglect important cellular cues received from the structural and mechanical properties of the local microenvironment and extracellular matrix (ECM). To understand how cells interact within a physiological ECM, it is important to study them in the context of 3 dimensional assays. Cell migration, cell differentiation, and cell proliferation are only a few processes that have been shown to be impacted by local changes in the mechanical properties of a 3-dimensional ECM. Collagen I, a core fibrillar component of the ECM, is more than a simple structural element of a tissue. Under normal conditions, mechanical cues from the collagen network direct morphogenesis and maintain cellular structures. In diseased microenvironments, such as the tumor microenvironment, the collagen network is often dramatically remodeled, demonstrating altered composition, enhanced deposition and altered fiber organization. In breast cancer, the degree of fiber alignment is important, as an increase in aligned fibers perpendicular to the tumor boundary has been correlated to poorer patient prognosis1. Aligned collagen matrices result in increased dissemination of tumor cells via persistent migration2,3. The following is a simple protocol for embedding cells within a 3-dimensional, fibrillar collagen hydrogel. This protocol is readily adaptable to many platforms, and can reproducibly generate both aligned and random collagen matrices for investigation of cell migration, cell division, and other cellular processes in a tunable, 3-dimensional, physiological microenvironment.

Preparation of 3D Collagen Gels and Microchannels for the Study of 3D Interactions In Vivo

Collagen is a core component of the ECM, and provides essential cues for several cellular processes ranging from migration to differentiation and proliferation. Provided here is a protocol for embedding cells within 3D collagen hydrogels, and a more advanced technique for generating randomized or aligned collagen matrices using PDMS microchannels.

Herstellung von 3D-Kollagen-Gel und Mikrokanäle für das Studium der 3D-Interaktionen<em&gt; In Vivo</em

Historically, most cellular processes have been studied in only 2 dimensions.  While these studies have been informative about general cell signaling ...

Multicolor Fluorescence Detection for Droplet Microfluidics Using Optical Fibers

Fluorescence assays are the most common readouts used in droplet microfluidics due to their bright signals and fast time response. Applications such as multiplex assays, enzyme evolution, and molecular biology enhanced cell sorting require the detection of two or more colors of fluorescence. Standard multicolor detection systems that couple free space lasers to epifluorescence microscopes are bulky, expensive, and difficult to maintain. In this paper, we describe a scheme to perform multicolor detection by exciting discrete regions of a microfluidic channel with lasers coupled to optical fibers. Emitted light is collected by an optical fiber coupled to a single photodetector. Because the excitation occurs at different spatial locations, the identity of emitted light can be encoded as a temporal shift, eliminating the need for more complicated light filtering schemes. The system has been used to detect droplet populations containing four unique combinations of dyes and to detect sub-nanomolar concentrations of fluorescein.

Multicolor fluorescence detection in droplet microfluidics typically involves bulky and complex epifluorescence microscope-based detection systems. Here we describe a compact and modular multicolor detection scheme that utilizes an array of optical fibers to temporally encode multicolor data collected by a single photodetector.

Mehrfarbenfluoreszenzdetektion für Droplet Mikrofluidik Verwendung von Optical Fibers

Fluorescence assays are the most common readouts used in droplet microfluidics due to their bright signals and fast time response. Applications such as ...