Los autores desean reconocer el apoyo financiero de la concesión de Tier 1 investigación financiada por el Ministerio de educación en Singapur (RG48/16: M4011617) y nivel 2 beca de investigación financiada por el Ministerio de educación en Singapur (ARC2/15: M4020238). Los autores desean reconocer el Dr. Rhonnie Austria Dienzo por su ayuda con manejo de animales.

todos los experimentos con animales se realizaron según las normas y directrices aprobadas por el Comité institucional del cuidado Animal y el uso de la Universidad Tecnológica de Nanyang, Singapur (número de protocolo Animal ARF-SBS / NIE-A0263).
 1. clínica de mano en tiempo real PA y nos Imaging System <ol><li>en la Figura 1a se muestra el esquema de la mano clínica PAI sistema 33. Consiste en un láser oscilador paramétrico óptico (OPO) bombeado por un frecuencia doblada nanosegundo pulsado Nd: YAG laser de la bomba, un haz de fibra óptica bifurcada ( Figura 1b), un a medida en 3D impreso (titular) sonda portátil figura 1 c) 33, clínica sistema de Estados Unidos y PA modal doble y un arsenal linear clínicamente compatible UST (véase tabla de materiales).</li>
	<li>Ejecutar el software proporcionado por el fabricante en el sistema clínico de Estados Unidos haciendo clic en el icono del programa desde el escritorio.</li>
	<li>De la pantalla táctil, seleccione la &#39; investigación &#39; botón para operar el sistema de Estados Unidos en el modo de investigación. Haga clic en el Estados Unidos y PA de secuencia de comandos de la lista de secuencias de comandos y haga clic en el botón ejecutar para la proyección de imagen en el modo combinado.</li>
	<li>Sincronizar el sistema clínico de Estados Unidos con el láser utilizando el disparo laser hacia fuera o un fotodiodo. 
	Nota: Conecte la sincronización fija hacia fuera desde el láser a la sincronización del sistema de Estados Unidos en. Asegúrese de proporcionar señal positiva de lógica (TTL) de Transistor-transistor como la señal de sincronización. Una señal de fotodiodo puede utilizarse también para fines de sincronización. La sincronización del sistema de Estados Unidos en está conectada con el detector de fotodiodo mediante un módulo de sesgo del fotodiodo. Cuando el láser está encendido, el fotodiodo da una señal para activar y sincronizar el láser y el sistema de los Estados Unidos. Realizar este paso cada vez.</li>
	<li>Para encender el láser, interruptor con corriente alterna y gire la llave a la izquierda en el controlador de láser. Iniciar el láser después de haberse asegurado la repetición tasa es de 10 Hz (F10 aparecerá en la pantalla) y el retraso de Q-switch es como 170 μs garantizar energía de láser de baja. Para establecer el retraso, presione la tecla select hasta que aparezca el retardo valor y aumente a 170. 
	Nota: El láser toma aproximadamente 20 minutos para arriba caliente</li>
	<li>Abrir la interfaz del software en un equipo y en el ir menú Introduzca la longitud de onda como 675 nm y pulse el &#39; Inicio &#39; botón para ajustar la longitud de onda en 675 nm. 
	Nota: El láser puede ajustarse desde 670 a 2.500 nm, sin embargo, es inestable en 670 nm.</li>
	<li>Presione el botón disparador y encienda el láser usando el interruptor para alinear el láser a la fibra de entrada.</li>
	<li>Usando una lente plano-convexo de diámetro de 1 pulgada (2,5 cm) de distancia focal 15 mm, foco del rayo láser para el paquete de la fibra tales que la luz cae en el extremo de entrada de fibra. 
	Nota: La fibra óptica tiene 1.600 pequeñas fibras agrupadas. Es bifurcado en el centro con los dos extremos de la salida rectangular que tienen 800 fibras ópticas. Las 800 fibras se embalan en un área de 0.1 x 4 cm, para que coincida con las dimensiones de la UST. El diámetro de la base de cada fibra óptica es 185 μm, con una apertura numérica de 0.22.</li>
	<li>Apagar el láser después de la alineación.</li>
	<li>De los 4 titulares de sonda con diferentes ángulos de iluminación (0°, 5°, 10° y 15°) elegir el portasondas apropiado basado en la aplicación (profundidad de la proyección de imagen, tamaño del objeto, la forma del objeto y la ubicación del objeto). 
	Nota: Los titulares de la sonda fueron diseñados y 3D impreso en el laboratorio. Tiene tres ranuras, dos para las fibras ópticas bifurcadas y el central para lo UST. La dimensión de los portasondas fue basada en las dimensiones de la fibra óptica y la UST. Se realizaron simulaciones de Monte Carlo para el estudio de la iluminación de luz necesaria para la proyección de imagen SLNs en mayor profundidad. SNR fue mayor en las profundidades más bajas para una iluminación de 15 ° 33.</li>
	<li>Ajuste de la fibra óptica bifurcada en el soporte del sensor 3D impreso en un ángulo de iluminación de luz de 15 °.</li>
	<li>Insertar la UST en la ranura central del soporte del. 
	Nota: D de la figura 1 muestra la fotografía de la titular de la sonda con la fibra óptica y UST. El linear array UST tiene 128 elementos de la matriz. La frecuencia central de la UST es 8,5 MHz y el ancho de banda fraccional es 95%. La longitud de la UST es 3,85 cm. Sin embargo, el sistema tiene sólo 64 paralelo de adquisición de datos hardware y requiere que dos láser de pulsos para recopilar datos de todos los 128 elementos. Por lo tanto, la velocidad de fotogramas eficaz del sistema es la mitad las tasas de repetición de pulso de láser, que es de 5 fotogramas por segundo 34.</li>
	<li>Ajustar la distancia entre el UST y el extremo de la fibra a 1 cm aflojando los tornillos en el lado y apretar después de ajustar la distancia exacta. 
	Nota: Los parámetros están optimizados para SLN imagen con simulación y experimentos fantasma 33. La UST se puede asegurar con los tornillos en el soporte de la sonda. Esto le da la flexibilidad para variar la distancia entre la fibra óptica y el UST.</li>
	<li>Encienda el láser y asegúrese de obtener un haz de láser rectangular punto delante de la UST.</li>
	<li>Interruptor de apagado del láser. Aumentar la energía del láser (incrementando el retraso) al valor deseado con el propósito de la proyección de imagen. 
	Nota: Consulte el manual para el retardo máximo que se puede establecer para el láser de Nd: YAG. El valor de retardo deseado para este sistema de proyección de imagen de SLN se establece en 210.</li>
</ol> 2. Caracterización de la resolución <ol><li>tomar la losa de tejido disponible en el mercado de pollo y cortar en una losa de 6 x 6 cm 2. Con un cuchillo corta en rodajas de 0,5 cm.</li>
	<li>Colocar un objeto de punto, como una aguja de 23 G de diámetro 0,6 mm, encima la pechuga de pollo tejido.</li>
	Encienda el láser de <li>. 
	PRECAUCIÓN: Se deben usar gafas de seguridad cuando se trabaja con el láser para el resto del protocolo. Una excepción fue hecha durante el proceso de alineación, ya que la energía del láser era débil.</li>
	<li>Imágenes PA tomar la aguja a diferentes profundidades por apilar múltiples Pollo mama rebanadas de tejido de grosor 0,5 cm uno por uno hasta aplicar U.S. gel de 3 cm. entre capas de tejido de pechuga de pollo para mejorar nos acoplamiento.</li>
	<li>Guardar y almacenar las imágenes de la viga-formada como archivo .MTL.</li>
	<li>Apagar el láser.</li>
	<li>Procesar los datos con el código interno utilizando software 17 de procesamiento de imágenes. 
	Nota: Para determinar la resolución axial y lateral, encontrar la función de punto de propagación de las señales normalizadas de PA a lo largo de las direcciones respectivas y ajuste a una función de distribución gaussiana 17. Obtener el ancho total como máximo la mitad. Para obtener la función de punto de extensión, es necesario un punto de la imagen. Sin embargo, hay otra manera de obtener una función de punto de extensión cuando un objetivo de punto de la proyección de imagen es difícil (como en nuestro caso, para un objetivo de punto muy pequeño la señal es muy pequeña y por lo tanto usamos un target un poco más grande). Si el destino es grande, en lugar de directamente obteniendo el punto había extendido función, se puede obtener una función de borde extendido. Entonces tomando el primer derivado de la función de borde extendido, se puede conseguir la función de punto de extensión. Por lo tanto, no es absolutamente necesario utilizar un punto objetivo para calcular la resolución 22.</li>
</ol> 3. Animal preparación para proyección de imagen de SLN < clase p = "jove_contienda "&gt; Nota: el sistema de proyección de imagen clínico mano descrito anteriormente fue demostrado por proyección de imagen pequeño animal SLN. Para los experimentos, fueron procuradas ratas saludables, mujeres de 6 a 8 semanas de edad (NTac:Sprague Dawley, 220 ± 30 g). Ratas hembra se utilizan porque es menos frecuente la aparición de cáncer de mama en ratas macho. Sin embargo, las ratas macho también pueden utilizarse para los estudios. Además, en la literatura, ratas hembra se utilizan más ampliamente para la proyección de imagen de SLN.
<ol><li>Anestesia de rata <ol><li>antes de la proyección de imagen, anestesiar la rata con la solución de la anestesia, que contiene un cóctel de ketamina (100 mg/mL) y xilacina (20 mg/mL) inyectable solución salina en una proporción de 2:1:1. Añadir 0,2 mL de cóctel por 100 g de peso de los animales a una jeringa quirúrgica estéril de 1 mL con aguja (27G, 1/2 pulgada).</li>
		<li>Scruff del cuello de la rata con la mano y el cuadrante inferior derecho del abdomen con un algodón embebido en alcohol de desinfectar. Inyectar la solución de anestesia en el cuerpo animal.</li>
		<li>Asegurarse de que el animal está anestesiado comprobando el reflejo en la pizca del dedo del pie.</li>
	</ol></li> <li>Para SLN imágenes, quitar pelo de la región de interés suavemente con crema depilatoria disponibles comercialmente. Utilizar tanto como necesaria para cubrir el área completamente. Retirar la crema con un bastoncillo de algodón mojado después de 3-5 minutos de aplicación. Para evitar ojos de sequedad y daño accidental láser, Aplique ungüento de lágrima artificial.</li>
	<li>Lugar azul Empapador en la mesa y colocar el animal hacia un lado. Administrar anestesia inhalatoria a través de un cono de nariz (0,75% de isoflurano con oxígeno (1.2 L/min)) para mantener el animal bajo anestesia durante los experimentos. Clip el oxímetro del pulso en la pata trasera de la rata para monitorear la frecuencia cardíaca y saturación periférica de oxígeno a través de experimentos. 
	Nota: Asegúrese de que el animal esté caliente utilizando una almohadilla de calefacción aprobada para el uso de animales.</li>
</ol> 4. En Vivo Imágenes de ratas de SLN <ol><li>antes de la proyección de imagen, aplicar 0,5 a 1 mL de gel de Estados Unidos sobre la piel utilizando una jeringa y extenderlo bien con un aplicador. Coloque una rebanada de tejido de pechuga de pollo gruesa de 0.5 cm de tamaño 6 cm x 6 cm en el área de proyección de imagen y aplicar más gel de Estados Unidos en el tejido de pollo para mejorar acoplamiento. 
	Nota: LNs se encuentran debajo de la piel (dentro de 2-3 mm) en ratas. En los seres humanos, LNs a una profundidad de 1 cm. por lo tanto, tejido de pollo se coloca en el área de proyección de imagen de rata para simular el escenario de proyección de imagen humano. Alternativamente, puede usarse tejido imitando fantasmas en lugar de tejido de pollo.</li>
	<li>Interruptor en el láser. Coloque el soporte de la sonda de mano encima del tejido de pollo y scan it (mover el soporte de derecha a izquierda) en el modo combinado de Estados Unidos y PA. 
	Nota: El área del rayo láser es aproximadamente de 3 cm 2 y fluencia se calcula que aproximadamente 8 mJ/cm 2, que es menos que el límite de seguridad del American National Standards Institute (ANSI) (20 mJ/cm 2) 35 . La profundidad de la proyección de imagen se encuentra a 2 cm en el sistema clínico de Estados Unidos. Gafas de seguridad se deben usar en todo momento cuando el láser esté.</li>
	<li>Ajustar la profundidad de imagen a 2 cm para la proyección de imagen de la PA.</li>
	<li>Obtener una imagen de control de la región de interés, por encima de la pierna delantera en la zona torácica, moviendo de lado a lado la sonda de mano antes de la inyección del agente de contraste de. 
	Nota: Todos los datos se guardan en la viga-formada de datos tipo para su posterior procesamiento.</li>
	<li>Inyectar 0,2 mL del agente de contraste, (es decir, MB (10 mg/mL)) en la forepaw del animal y masajear bien para 2 min facilitar el movimiento del agente de contraste a los ganglios linfáticos a través de los vasos linfáticos.</li>
	Sonda de <li>exploración después de 5 minutos con la mano a lo largo de los tejidos de pollo para localizar el SLN con la ayuda de la señal PA. 
	Nota: Todos los cuadros se guardan en el tipo de datos formado por viga.</li>
	<li>Haga clic en el &#39; congelación &#39; botón de los controles en el sistema de Estados Unidos y haga clic en el &#39; exportación de fotogramas seleccionados &#39; botón del monitor de pantalla táctil para exportar los datos grabados. 
	Nota: Los datos pueden ser almacenados en diferentes formatos, a saber, haz formado, scan convertido, canal y coeficiente intelectual</li>
	<li>2 capas de rebanadas de tejido de pollo gruesa 0.5 cm sobre los animales uno por uno y localizar el SLN para demostrar la viabilidad de profundidad de hasta 1,5 cm.</li>
	<li>Después de la proyección de imagen, quitar todos los trozos de tejido de pollo</li>
	<li>Apagar el láser.</li>
</ol> 5. Espectroscopia de la SLN de PA <ol><li>poner una rebanada de tejido de pechuga de pollo gruesa de 0.5 cm en la rata.</li>
	<li>Fijar la longitud de onda del láser como 670 nm utilizando el software.</li>
	<li>Interruptor en el láser. Exploración con la sonda a lo largo de la pechuga de pollo del tejido en el área para localizar el SLN con la ayuda de la señal PA.</li>
	<li>Mantenga la sonda estable tras la identificación de la SLN.</li>
	<li>En el láser tuning software proporcionado, escriba la longitud de onda 800 nm en el software del láser, ajuste la velocidad como 10 nm/s y haga clic en la &#39; Inicio &#39; botón. 
	Nota: Esto puede variar la longitud de onda de 670 nm y 800 nm a una velocidad de 10 nm/s. La gama de longitud de onda para variar depende del espectro de absorción del agente de contraste utilizado. MB tiene un agudo pico alrededor 670 nm.</li>
	<li>Observar el cambio en la señal de PA con el cambio de longitud de onda.</li>
	<li>Apagar el láser.</li>
	<li>Quitar el trozo de tejido de pollo.</li>
</ol> 6. Aguja en tiempo real de seguimiento utilizando PAI <ol><li>lugar un 0,5 cm de pechuga de pollo gruesa rebanada de tejido en el animal. Seleccionar la longitud de onda a 675 nm.</li>
	<li>Interruptor en el láser. Mueva la sonda para localizar e identificar SLN en pantalla con la ayuda de la señal PA.</li>
	<li>Aguja en tiempo real de seguimiento <ol><li>inyectar una aguja de 23 G, de dimensiones 0,6 mm x 32 mm 2, paralela a la UST a través del tejido de pollo en el animal para llegar a la SLN, al tiempo que guía en tiempo real en el monitor de sistema clínico de Estados Unidos.</li>
	</ol></li> <li>Después de experimentos, apague el láser. Extirpar el tejido de pollo y Pulso Oxímetro del animal y el animal hacia el Banco de trabajo. Limpie el gel de ultrasonido en la rata con trapos de algodón.</li>
	<li>Colocar el animal en su ropa de cama y vigilar hasta que recupere conciencia.</li>
	<li>Devolver el animal a su jaula después de que su comportamiento es normal.</li>
</ol>

<ol>
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V. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Sentinel+Lymph+Nodes+and+Lymphatic+Vessels:+Noninvasive+Dual-Modality+in+Vivo+Mapping+by+Using+Indocyanine+Green+in+Rats-Volumetric+Spectroscopic+Photoacoustic+Imaging+and+Planar+Fluorescence+Imaging.">Sentinel Lymph Nodes and Lymphatic Vessels: Noninvasive Dual-Modality in Vivo Mapping by Using Indocyanine Green in Rats-Volumetric Spectroscopic Photoacoustic Imaging and Planar Fluorescence Imaging.</a> Radiology. 255 (2), 442-450 (2010).</li><li>Pan, D., 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=Near+infrared+photoacoustic+detection+of+sentinel+lymph+nodes+with+gold+nanobeacons.">Near infrared photoacoustic detection of sentinel lymph nodes with gold nanobeacons.</a> Biomaterials. 31 (14), 4088-4093 (2010).</li><li>Song, K. H., Kim, C., Cobley, C. M., Xia, Y., Wang, L. V. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Near-infrared+gold+nanocages+as+a+new+class+of+tracers+for+photoacoustic+sentinel+lymph+node+mapping+on+a+rat+model.">Near-infrared gold nanocages as a new class of tracers for photoacoustic sentinel lymph node mapping on a rat model.</a> Nano Lett. 9 (1), 183-188 (2009).</li><li>Sivasubramanian, K., Periyasamy, V., Wen, K. K., Pramanik, M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Optimizing+light+delivery+through+fiber+bundle+in+photoacoustic+imaging+with+clinical+ultrasound+system:+Monte+Carlo+simulation+and+experimental+validation.">Optimizing light delivery through fiber bundle in photoacoustic imaging with clinical ultrasound system: Monte Carlo simulation and experimental validation.</a> J. Biomed. Opt. 22 (4), 041008 (2017).</li><li>Sivasubramanian, K., Pramanik, M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=High+frame+rate+photoacoustic+imaging+at+7000+frames+per+second+using+clinical+ultrasound+system.">High frame rate photoacoustic imaging at 7000 frames per second using clinical ultrasound system.</a> Biomed. Opt. Express. 7 (2), 312-323 (2016).</li><li>Laser Institute of America. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=American+National+Standard+for+Safe+Use+of+Lasers.">American National Standard for Safe Use of Lasers.</a> ANSI Standard Z136.1-2007. , (2007).</li><li>Chapman, G. A., Johnson, D., Bodenham, A. R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Visualisation+of+needle+position+using+ultrasonography.">Visualisation of needle position using ultrasonography.</a> Anaesthesia. 61 (2), 148-158 (2006).</li><li>Daoudi, K., 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=Handheld+probe+integrating+laser+diode+and+ultrasound+transducer+array+for+ultrasound/photoacoustic+dual+modality+imaging.">Handheld probe integrating laser diode and ultrasound transducer array for ultrasound/photoacoustic dual modality imaging.</a> Opt. Express. 22 (21), 26365-26374 (2014).</li></ol>

Los autores tienen sin intereses financieros relevantes en el manuscrito y no otros posibles conflictos de interés divulgar.

Actualmente el costo de la detección, diagnóstico y tratamiento del cáncer es muy alto. Existen diferentes modalidades que se utilizan para la detección del cáncer y el diagnóstico de la proyección de imagen. Sin embargo, muchas de estas técnicas de imagen tienen limitaciones incluyendo máquina voluminoso tamaño, diagnóstico invasivo, hostilidad a requisito demasiado caro, pacientes, de las radiaciones ionizantes, o el uso de agentes de contraste radiactivo. Por lo tanto, se necesita mucho una imagen eficiente, rentable y en tiempo real y sistema de guía. Proyección de imagen de Estados Unidos y PA combinado es una técnica que puede utilizarse para la detección eficaz, no invasivo, el diagnóstico y estadificación del cáncer de. PA clínico proyección de imagen puede hacerse más factible con agentes de contraste aprobado por la FDA como MB. Como PA la proyección de imagen es un procedimiento no invasivo, que elimina las complicaciones relacionadas con SLNB cirugía.
Hay algunos problemas que requieren atención antes de PAI clínica se convierte en éxito. En primer lugar, el tamaño de lo láser que se utiliza para el PAI tiene que hacerse más compacta. Son grandes y pesados y requieren a menudo una tabla óptica para alojarlos. También son sensibles a cambios muy pequeños en la alineación, por lo tanto no portátil para uso clínico. Láseres de diodo pequeño rendimiento potencia muy baja en comparación con los voluminosos láseres OPO y a menudo no son regulables. Recientemente, portátil láser OPO a disposición. Gran medida esto puede solucionar el problema de portabilidad. En segundo lugar, la integración de la luz entrega con la sonda de los Estados Unidos con la luz de alta eficiencia de acoplamiento es una tarea difícil. Láseres de diodo pequeño se han integrado dentro de la UST sí mismo. Sin embargo, la energía es mucho menor y requiere modificaciones de encargo en los subterráneos que lo hace aún más costoso38. Acoplamiento externo eficaz de la luz y UST debe hacerse. En tercer lugar, la disponibilidad de un comercial clínica Estados Unidos sistema de imagen para PAI con acceso a datos de un canal crudo y anticorrosivos compatibles para la adquisición de datos. Recientemente, estos sistemas se han convertido en disponibles comercialmente.
Otros retos menores son aumentar la velocidad de fotogramas de imagen efectiva. Actualmente esto está limitado por la tasa de repetición del pulso del láser. La mayoría lasers OPO tienen una tasa de repetición de pulso de hasta 200 Hz. pulsado lasers del diodo una mucho mayor tasa de repetición de pulso de unos pocos kHz. El uso de estos láseres ayudarán en la mejora del proyección de imagen marco significativamente la tarifa34. Además, la disponibilidad de muy pocos agentes de contraste aprobado por la FDA (como MB) es otra limitación para PAI clínica. Mucha de la investigación se lleva a cabo en la búsqueda y prueba de agentes de contraste diferente para PAI. Otros aspectos menores también deben tomarse en cuenta al realizar la mano PA la proyección de imagen. Como estamos usando una sonda de mano sobre el animal, habrá algún error debido al movimiento de las manos durante la manipulación del titular. Debe tener máximo cuidado para reducir al mínimo este error. También, al tiempo que muestra la aguja en tiempo real de seguimiento, posicionamiento de la aguja exactamente en el plano del centro de la UST es muy importante obtener la máxima señal de PA de la aguja y seguir con éxito. Por superar todos estos desafíos, PAI puede ser una herramienta de proyección de imagen clínica viable para aplicaciones generalizadas (orgánulos celulares a órganos) incluyendo proyección de imagen de los vasos sanguíneos, vasculatura cerebral, tumores, SLN, vejiga urinaria y las células tumorales circulantes.

Para la detección y estadificación del cáncer, diferente técnicas de imagen están disponibles. Algunas de las modalidades de imagen utilizadas son la proyección de imagen de resonancia magnética (MRI), rayos x tomografía computada (CT), rayos x, ultrasonido (US), tomografía por emisión de positrones (PET), fluorescencia de imagen, etc.1,2, 3 , 4. pero, algunas de las técnicas de imagen existentes son invasoras, tienen radiaciones nocivas, o son lentas, costosas, voluminosas o antipático a los pacientes. Así, hay una necesidad constante para desarrollar nuevas técnicas de imagen rápidas y rentables para el diagnóstico y la terapia5.
Fotoacústica imaging (PAI) es una técnica emergente, que combina el rico contraste óptico con ultrasonido de alta resolución en una más profunda imagen profundidad5,6,7,8, 9. En PAI, un pulso de láser corta se utiliza para la irradiación del tejido. La luz es absorbida por el tejido que lleva a un pequeño aumento de temperatura. Debido a la expansión termoelástica, se generan ondas de presión (en forma de ondas acústicas) dentro del tejido. Las ondas acústicas generadas (también conocido como ondas de fotoacústica (PA)) se adquieren con un transductor de ultrasonido de banda ancha (UST) fuera de los límites del tejido. Estas señales PA adquiridas pueden utilizarse para reconstruir imágenes de PA, revelando la información estructural y funcional dentro del tejido. PAI tiene una gran variedad de aplicaciones, incluyendo: la proyección de imagen vascular, la proyección de imagen de ganglio linfático centinela, imagen de la vasculatura cerebral, proyección de imagen de tumor, la proyección de imagen molecular, etc.10,11,12, 13,14,15 PAI tiene numerosas aplicaciones debido a sus ventajas, a saber: profundidad de la penetración más profunda, buena resolución espacial y contraste de tejidos blandos alta. El contraste en PAI puede ser endógeno de sangre, melanina, etcetera. Cuando el contraste endógeno no es bastante fuerte, agentes de contraste exógeno como colorantes orgánicos, nanopartículas, puntos cuánticos, etc.16,17,18,19, 20 , 21 puede utilizarse para mejorar el contraste.
Aunque el PAI tiene numerosos beneficios en comparación con otras técnicas de imagen, traducción clínica es todavía un desafío muy grande. Las principales limitaciones son la naturaleza voluminosa de los lasers se utilizan, la mayoría de los subterráneos utilizados para adquisición de datos no es compatible con sistemas clínicos de Estados Unidos y la no disponibilidad de sistemas comercialmente disponibles clínicos de Estados Unidos imágenes que dan acceso al canal de crudo datos. Sólo recientemente, comercial clínicas máquinas de Estados Unidos con acceso a los datos crudos se han convertido en disponibles22. En este trabajo, nuestro objetivo es demostrar la viabilidad de PAI con una mano puesta a punto utilizando una plataforma clínica de Estados Unidos. Nuestro objetivo es demostrar esto mostrando la proyección de imagen no invasiva de centinela los nodos de linfa (SLNs) en un modelo animal pequeño.
Tumores de mama invasivos son una de las principales causas de muerte por cáncer entre las mujeres. Diagnóstico y escenificando el cáncer de mama temprano es vital para decidir estrategias de tratamiento, que juegan un papel importante en el pronóstico del paciente. Para mama cáncer estadificación biopsias de ganglio linfático centinela (SLNB) suelen utiliza23,24. SLN es el principal nodo de linfa donde la posibilidad de encontrar células de cáncer es el más alto debido a la metástasis. SLNBs impliquen inyectar un colorante o un trazador radioactivo, seguido por corte abierto en la zona con una pequeña incisión y luego ubicar el SLN visualmente en caso de tintes o con la ayuda de un contador Geiger, en caso de un trazador radioactivo. Después de la identificación, se quitan unos SLN para estudios histopatológicos24,25. SLNB positivo indica que el tumor ha hecho metástasis a los ganglios linfáticos cercanos y tal vez a otros órganos. SLNB negativo indica que la probabilidad de metástasis es insignificante26. SLNB tiene numerosas complicaciones asociadas con ella como entumecimiento de brazo, linfedema, etc.27 eliminar las complicaciones SLNB asociado, se necesita una técnica de imagen no invasivas.
Para la asignación de SLN en pequeños animales y los seres humanos, PA la proyección de imagen se ha explorado extensivamente con la ayuda de contraste diferentes agentes15,28,29,30,31 , 32. sin embargo, los sistemas utilizados actualmente no pueden utilizarse en un escenario clínico como señalado anteriormente. Otra preocupación a abordarse es el procedimiento quirúrgico en SLNB28. Adaptación de procedimientos mínimamente invasivos para la biopsia aspiración con aguja fina (FNAB) era necesario para reducir el tiempo de recuperación y los efectos secundarios de los pacientes. En este trabajo, se utilizó un sistema clínico de Estados Unidos para proyección de imagen de Estados Unidos y PA combinado fue utilizado. Para facilidad de uso en configuración clínica, un encargo de la mano de cubierta de fibra óptica y UST fue diseñado. Azul de metileno (MB) fue utilizado para la identificación y mapeo de SLNs. Además, para eliminar las complicaciones asociadas con la cirugía SLNB, aguja en tiempo real no invasivo de seguimiento también se demuestra.

<table><tbody><tr><td>Q-switched Nd:YAG laser</td><td>Continuum</td><td>Surelite</td><td>Pump laser</td></tr><tr><td>Optical parametric oscillator</td><td>Continuum</td><td></td><td>OPO laser</td></tr><tr><td>Clinical ultrasound imaging system</td><td>Alpinion</td><td>E-CUBE 12R</td><td>Dual modal ultrasound and photoacoustic imaging system</td></tr><tr><td>Linear array ultrasound transducer</td><td>Alpinion</td><td>L3-12</td><td>128 element linear array transducer with centre frequency of 8.5 MHz, fractional bandwidth of 95%,</td></tr><tr><td>Bifurcated optical fiber</td><td>CeramOptec</td><td>Custom made</td><td>To couple the light from the laser to the handheld fiber holder</td></tr><tr><td>Lens</td><td>Thorlabs</td><td>LB1869</td><td>Focus light from the laser to the optical fiber</td></tr><tr><td>Ultrasound gel</td><td>Progress/parker acquasonic gel</td><td>PA-GEL-CLEA-5000</td><td>Acoustic coupling</td></tr><tr><td>Image Processing software</td><td>Mathworks</td><td>Matlab</td><td>Home made program using Matlab</td></tr><tr><td>Anesthetic Machine</td><td>medical plus pte ltd</td><td>Non-Rebreathing Anaesthesia machine with oxygen concentrator.</td><td>Supplies oxygen and isoflurane to animal</td></tr><tr><td>Pulse Oxymeter portable</td><td>Medtronic</td><td>PM10N with veterinary sensor</td><td>Monitors the pulse oxymetry of the animal</td></tr><tr><td>Animal distributor</td><td>In Vivos Pte Ltd, Singapore</td><td></td><td>Animal distributor that supplies small animals for research purpose.</td></tr><tr><td>Breathing mask</td><td>Custom made</td><td></td><td>Used along with animal holder to supply anesthesia mixture to the animal</td></tr><tr><td>chicken breast tissue</td><td>Pasar</td><td></td><td>Used to add depth to mimic human imaging scenario</td></tr><tr><td>23G needle</td><td>BD Precisionglide</td><td>23G,1 and half inch</td><td>Used for realtime needle guidance</td></tr><tr><td>Holder for the fiber optic cable</td><td>Custom made</td><td></td><td>To hold the input end of the bifurcated cable</td></tr><tr><td>Handheld probe</td><td>Custom made 3D printed</td><td></td><td>With two slots for the two output ends of the optical fiber and one slot for the ultrasound transducer</td></tr><tr><td>Methylene blue (10 mg/mL)</td><td>Sterop</td><td></td><td>Contrast agent for PA imaging</td></tr><tr><td>Laser tuning software</td><td>Surelite OPO PLUS</td><td>SLOPO</td><td>Software to tune the wavelength of OPO laser</td></tr><tr><td>Photodiode</td><td>Thorlabs</td><td>SP05/M</td><td>To detect the laser pulse to trigger the ultrasound system</td></tr><tr><td>Photodiode bias module</td><td>Thorlabs</td><td>PBM42</td><td>To amplify the photodiode signal to tigger ultrasound signal</td></tr><tr><td>Depilatory cream</td><td>Reckitt Benckiser</td><td>Veet</td><td>Used to remove hair from the imaging area</td></tr><tr><td>Laser power meter</td><td>Ophir</td><td>Starlite, p/n: 7Z01565</td><td>Used to measure the laser power</td></tr></tbody></table>

hand-held clinical photoacoustic imaging system for real-time non-invasive small animal imaging

Traducción de la proyección de imagen fotoacústica en la clínica es un gran reto. Sistemas de imagen fotoacústica clínica en tiempo real mano son muy raros. Aquí, Divulgamos un combinado fotoacústica y clínico ultrasonido sistema de imagen mediante la integración de una sonda de ultrasonido con luz entrega para la proyección de imagen de animal pequeño. Demostramos esto por mostrando Centinela del nodo de linfa la proyección de imagen en pequeños animales junto con la dirección de la aguja en tiempo real como mínimo invasor. Una plataforma de ultrasonido clínico con acceso a los datos crudos de canal permite la integración de imágenes hacia una mano fotoacústica clínica en tiempo real sistema de imagen fotoacústica. Azul de metileno se utilizó para la proyección de imagen de ganglio linfático centinela en longitud de onda de 675 nm. Además, guía con ultrasonido modal doble y la proyección de imagen fotoacústica fue demostrada usando el sistema de proyección de imagen. Proyección de imagen de hasta 1,5 cm de profundidad fue demostrado con un láser de 10 Hz a una velocidad de 5 fotogramas por segundo de imágenes de fotoacústica.

<img alt="Figure 1" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/56649/56649fig1.jpg"> 
Figura 1: Descripción del sistema. (a) representación esquemática del sistema PAI con doble sistema de Estados Unidos clínica modal. OPO - oscilador paramétrico óptico, de - paquete de la fibra óptica, FH - sostenedor de la fibra, USM - máquina clínica de Estados Unidos. El sostenedor de la fibra integra dos bulto de fibra óptica de salida y la UST. La máquina de anestesia suministro de isoflurano y el oxígeno se utiliza para mantener el animal bajo anestesia durante los experimentos. (b) fotografía de la fibra óptica bifurcada. I / P indica el extremo de la entrada de la fibra, y O/P los dos extremos de la fibra de la salida. (c) fotografía del sostenedor de la fibra con tres ranuras, dos para la fibra óptica y la UST. (d) foto de la UST y los extremos de fijo en el sostenedor de la fibra. (e) resolución Axial caracterizada a diferentes profundidades calculada a partir de la anchura total a mitad de máximo. <a href="//ecsource.jove.com/files/ftp_upload/56649/56649fig1large.jpg" target="_blank">Haga clic aquí para ver una versión más grande de esta figura.</a>
Para caracterizar la resolución axial y lateral del sistema de proyección de imagen, se utiliza una aguja de 0,6 mm de diámetro. La señal de PA a lo largo de la dirección axial y lateral fue trazada y equipada para una función de distribución gaussiana. La anchura total a mitad de máximo se calculó en varias profundidades de 1 cm, 1.5 cm, 2 cm, 2,5 cm y 3 cm. La trama de resolución axial se muestra en la Figura 1e. La resolución axial se calculó en 207 ± 45 μm. La resolución lateral está limitada por el tono del elemento de la UST. En teoría, la resolución lateral es de 300 μm, que es el tamaño del elemento de la UST. La resolución lateral calculada a partir de la imagen adquirida del PA de la aguja fue 351 μm.
MB es un alimento y Drug Administration (FDA) aprobó el tinte para obtener imágenes de SLN y es ampliamente utilizada clínicamente para SLNB. Por lo tanto, se ha utilizado MB por imagen no invasiva de SLN con PAI extensivamente. Una longitud de onda óptima de 675 nm se determinó con base en el espectro óptico y las limitaciones del láser afinabilidad36. Figura 2a muestra la fotografía de la región de afeitado de la rata para la proyección de imagen de SLN. La línea roja punteada muestra el plano de imagen aproximado para el combinado de Estados Unidos y PA la proyección de imagen. Todas las PA y Estados Unidos imágenes combinadas que se muestra son imágenes tomadas desde el monitor de sistema clínico de Estados Unidos. Figura 2b muestra la imagen de Estados Unidos y PA combinada antes de la inyección de MB. Puede señalarse que no hay ninguna señal de PA en la imagen. De los Estados Unidos, imágenes de los nodos de linfa pueden identificarse, pero sólo por un ojo entrenado como el contraste es muy pobre. Además, con imágenes de los Estados Unidos llano, el SLN no puede ser distinguido de los otros ganglios linfáticos. C de la figura 2 muestra la imagen combinada de Estados Unidos y PA después de la inyección de MB. De esta imagen, el SLN se puede identificar muy fácilmente debido a la fuerte señal PA de MB en el SLN.
<img alt="Figure 2" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/56649/56649fig2.jpg"> 
Figura 2: identificación de SLN. (a) fotografía de la región de afeitado de la rata para la proyección de imagen de SLN, la línea roja punteada muestra el plano aproximado de Estados Unidos B-scan, así como PAI; (b) combinó la imagen de Estados Unidos y PA antes de la inyección de MB, (c) combina la imagen de Estados Unidos y PA después de la inyección de MB. La barra de escala en el eje X y Y representa la misma longitud. <a href="//ecsource.jove.com/files/ftp_upload/56649/56649fig2large.jpg" target="_blank">Haga clic aquí para ver una versión más grande de esta figura.</a>
Espectroscopia de PA en tiempo real se puede hacer con el clínico PA sistema de imagen variando la longitud de onda del laser mientras que la proyección de imagen. MB tiene un pico de absorción aguda alrededor 670 nm. Así, variando la longitud de onda de 670 nm y 800 nm, la señal PA el SLN desaparecerá lentamente. Figura 3a -c muestra la SLN en 670 nm 700 nm y 800 nm, respectivamente.
<img alt="Figure 3" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/56649/56649fig3.jpg"> 
Figura 3: espectroscopia de la PA en tiempo real. (a) SLN en 670 nm, (b) SLN a 700 nm, SLN (c) a 800 nm. La barra de escala en X y el eje Y representa la misma longitud. <a href="//ecsource.jove.com/files/ftp_upload/56649/56649fig3large.jpg" target="_blank">Haga clic aquí para ver una versión más grande de esta figura.</a>
SLNs se encuentran generalmente entre 1-2 cm de profundidad desde la superficie de la piel en los seres humanos. En pequeños animales, SLN puede encontrarse justo debajo de la piel. Por lo tanto, para imitar un escenario de proyección de imagen humano de SLN, pechuga de pollo tejido se coloca en la parte superior de la superficie de la piel de la rata. Además, para demostrar la profundidad de la proyección de imagen, el grosor del tejido del pecho de pollo se incrementa en pasos de 0,5 cm hasta 1,5 cm. hasta la proyección de imagen profunda 1,5 cm se ha observado con la configuración actual. La profundidad de la proyección de imagen puede mejorarse aún más con la mayor energía de láser.
<img alt="Figure 4" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/56649/56649fig4.jpg"> 
Figura 4: orientación de la aguja en tiempo real. (a) Estados Unidos imagen aguja orientación marcada por la flecha amarilla, (b) captura de pantalla nos combinado e imagen PA Mostrar dirección de aguja para el SLN lleno de MB. La barra de escala en X y el eje Y representa la misma longitud. <a href="//ecsource.jove.com/files/ftp_upload/56649/56649fig4large.jpg" target="_blank">Haga clic aquí para ver una versión más grande de esta figura.</a>
Identificación no invasiva, con PAAF de SLN, reduce las complicaciones asociadas con la cirugía SLNB. Ecografía es la técnica más utilizada para la dirección de la aguja hasta ahora37. Sin embargo, el contraste de Estados Unidos es muy pobre para visualizar la dirección de la aguja en el tejido. No invasiva, orientación en tiempo real de la aguja para la biopsia de SLN con PAI se muestra aquí. Figura 4a muestra la imagen de guía de agujas por proyección de imagen de los Estados Unidos solamente en el SLN. Es evidente que el contraste proporcionado por Estados Unidos no es bueno y necesita un ojo entrenado para rastrear y guiar la aguja correctamente. Figura 4b se muestra la imagen de Estados Unidos y PA combinada de la aguja guía en vivo. Con PA la proyección de imagen, el contraste de la aguja es muy alto y puede controlarse fácilmente y realiza el seguimiento en vivo. S1 de la película muestra el video de PA imagen vivo en aguja de seguimiento. Una vez que la aguja alcanza el SLN, puede sacar una pequeña porción del tejido SLN para la examinación histológica adicional.
S1 de la película:<a href="http://ecsour href=""></a href="http://ecsour>CE.Jove.com/files/ftp_upload/56649/mb_needle.mp4">Please haga clic aquí para descargar este archivo.

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Hand-held Clinical Photoacoustic Imaging System for Real-time Non-invasive Small Animal Imaging

Fotoacústica clínica mano sistema de imagen por imagen no invasiva en tiempo real de Animal pequeño

Se demostrará una clínica fotoacústica de mano sistema de imagen por imagen no invasiva en tiempo real de animal pequeño.

Translation of photoacoustic imaging into the clinic is a major challenge. Handheld real-time clinical photoacoustic imaging systems are very rare. Here, ...

hand-held-clinical-photoacoustic-imaging-system-for-real-time-non

Nanyang Technological University

Research

JoVE Journal

Bioengineering

11.4K vistas.  Nanyang Technological University. Se demostrará una clínica fotoacústica de mano sistema de imagen por imagen no invasiva en tiempo real de animal pequeño.

Video: Hand-held Clinical Photoacoustic Imaging System for Real-time Non-invasive Small Animal Imaging

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.

Tridimensional óptico resolución microscopía fotoacústica

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

Investigación

Bioingeniería

Photoacoustic Cystography

Conventional pediatric cystography, which is based on diagnostic X-ray using a radio-opaque dye, suffers from the use of harmful ionizing radiation. The risk of bladder cancers in children due to radiation exposure is more significant than many other cancers. Here we demonstrate the feasibility of nonionizing and noninvasive photoacoustic (PA) imaging of urinary bladders, referred to as photoacoustic cystography (PAC), using near-infrared (NIR) optical absorbents (i.e. methylene blue, plasmonic gold nanostructures, or single walled carbon nanotubes) as an optical-turbid tracer. We have successfully imaged a rat bladder filled with the optical absorbing agents using a dark-field confocal PAC system. After transurethral injection of the contrast agents, the rat's bladders were photoacoustically visualized by achieving significant PA signal enhancement. The accumulation was validated by spectroscopic PA imaging. Further, by using only a laser pulse energy of less than 1 mJ/cm2 (1/20 of the safety limit), our current imaging system could map the methylene-blue-filled-rat-bladder at the depth of beyond 1 cm in biological tissues in vivo. Both in vivo and ex vivo PA imaging results validate that the contrast agents were naturally excreted via urination. Thus, there is no concern regarding long-term toxic agent accumulation, which will facilitate clinical translation.

Photoacoustic cystography (PAC) has a great potential to map urinary bladders, a radiation sensitive internal organ in pediatric patients, without using any ionizing radiation or toxic contrast agent. Here we demonstrate the use of PAC for mapping urinary bladders with an injection of optical-opaque tracers in rats in vivo.

Cistografía fotoacústica

Conventional pediatric cystography, which is based on diagnostic X-ray using a radio-opaque dye, suffers from the use of harmful ionizing radiation. The ...

Universal Hand-held Three-dimensional Optoacoustic Imaging Probe for Deep Tissue Human Angiography and Functional Preclinical Studies in Real Time

The exclusive combination of high optical contrast and excellent spatial resolution makes optoacoustics (photoacoustics) ideal for simultaneously attaining anatomical, functional and molecular contrast in deep optically opaque tissues. While enormous potential has been recently demonstrated in the application of optoacoustics for small animal research, vast efforts have also been undertaken in translating this imaging technology into clinical practice. We present here a newly developed optoacoustic tomography approach capable of delivering high resolution and spectrally enriched volumetric images of tissue morphology and function in real time. A detailed description of the experimental protocol for operating with the imaging system in both hand-held and stationary modes is provided and showcased for different potential scenarios involving functional and molecular studies in murine models and humans. The possibility for real time visualization in three dimensions along with the versatile handheld design of the imaging probe make the newly developed approach unique among the pantheon of imaging modalities used in today&#8217;s preclinical research and clinical practice.

We provide herein a detailed description of the experimental protocol for imaging with a newly developed hand-held optoacoustic (photoacoustic) system for three-dimensional functional and molecular imaging in real time. The demonstrated powerful performance and versatility may define new application areas of the optoacoustic technology in preclinical research and clinical practice.

Universal de mano-tridimensional optoacústica Imaging Sonda de Tejido Profundo Angiografía Humano y Estudios preclínicos funcionales en Tiempo Real

The exclusive combination of high optical contrast and excellent spatial resolution makes optoacoustics (photoacoustics) ideal for simultaneously ...

Using Cell-substrate Impedance and Live Cell Imaging to Measure Real-time Changes in Cellular Adhesion and De-adhesion Induced by Matrix Modification

Cell-matrix adhesion plays a key role in controlling cell morphology and signaling. Stimuli that disrupt cell-matrix adhesion (e.g., myeloperoxidase and other matrix-modifying oxidants/enzymes released during inflammation) are implicated in triggering pathological changes in cellular function, phenotype and viability in a number of diseases. Here, we describe how cell-substrate impedance and live cell imaging approaches can be readily employed to accurately quantify real-time changes in cell adhesion and de-adhesion induced by matrix modification (using endothelial cells and myeloperoxidase as a pathophysiological matrix-modifying stimulus) with high temporal resolution and in a non-invasive manner. The xCELLigence cell-substrate impedance system continuously quantifies the area of cell-matrix adhesion by measuring the electrical impedance at the cell-substrate interface in cells grown on gold microelectrode arrays. Image analysis of time-lapse differential interference contrast movies quantifies changes in the projected area of individual cells over time, representing changes in the area of cell-matrix contact. Both techniques accurately quantify rapid changes to cellular adhesion and de-adhesion processes. Cell-substrate impedance on microelectrode biosensor arrays provides a platform for robust, high-throughput measurements. Live cell imaging analyses provide additional detail regarding the nature and dynamics of the morphological changes quantified by cell-substrate impedance measurements. These complementary approaches provide valuable new insights into how myeloperoxidase-catalyzed oxidative modification of subcellular extracellular matrix components triggers rapid changes in cell adhesion, morphology and signaling in endothelial cells. These approaches are also applicable for studying cellular adhesion dynamics in response to other matrix-modifying stimuli and in related adherent cells (e.g., epithelial cells).

Here, we present a protocol to continuously quantify cell adhesion and de-adhesion processes with high temporal resolution in a non-invasive manner by cell-substrate impedance and live cell imaging analyses. These approaches reveal the dynamics of cell adhesion/de-adhesion processes triggered by matrix modification and their temporal relationship to adhesion-dependent signaling events.

Utilizando Impedancia Cell-sustrato y imágenes de células vivas para medir los cambios en tiempo real en la adhesión celular y De-adhesión inducidas por Matrix Modificación

Cell-matrix adhesion plays a key role in controlling cell morphology and signaling. Stimuli that disrupt cell-matrix adhesion (e.g., myeloperoxidase and ...

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.

Monitoreo en tiempo real de Ultrasonido de alta intensidad (HIFU) Ablación de<em&gt; In Vitro</em&gt; Canine hígados Uso Movimiento armónico Imaging para Ultrasonido Focalizado (HMIFU)

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

Non-invasive Parenchymal, Vascular and Metabolic High-frequency Ultrasound and Photoacoustic Rat Deep Brain Imaging

Photoacoustics and high frequency ultrasound stands out as powerful tools for neurobiological applications enabling high-resolution imaging on the central nervous system of small animals. However, transdermal and transcranial neuroimaging is frequently affected by low sensitivity, image aberrations and loss of space resolution, requiring scalp or even skull removal before imaging. To overcome this challenge, a new protocol is presented to gain significant insights in brain hemodynamics by photoacoustic and high-frequency ultrasounds imaging with the animal skin and skull intact. The procedure relies on the passage of ultrasound (US) waves and laser directly through the fissures that are naturally present on the animal cranium. By juxtaposing the imaging transducer device exactly in correspondence to these selected areas where the skull has a reduced thickness or is totally absent, one can acquire high quality deep images and explore internal brain regions that are usually difficult to anatomically or functionally describe without an invasive approach. By applying this experimental procedure, significant data can be collected in both sonic and optoacoustic modalities, enabling to image the parenchymal and the vascular anatomy far below the head surface. Deep brain features such as parenchymal convolutions and fissures separating the lobes were clearly visible. Moreover, the configuration of large and small blood vessels was imaged at several millimeters of depth, and precise information were collected about blood fluxes, vascular stream velocities and the hemoglobin chemical state. This repertoire of data could be crucial in several research contests, ranging from brain vascular disease studies to experimental techniques involving the systemic administration of exogenous chemicals or other objects endowed with imaging contrast enhancement properties. In conclusion, thanks to the presented protocol, the US and PA techniques become an attractive noninvasive performance-competitive means for cortical and internal brain imaging, retaining a significant potential in many neurologic fields.

The present work describes a new protocol to perform non-invasive high-frequency ultrasound and photoacoustic based imaging on rat brain, to efficiently visualize deep subcortical regions and their vascular patterns by directing signals on skull foramina naturally present on animal cranium.

Parénquima no invasiva, vascular y metabólico de alta frecuencia de ultrasonido y fotoacústica Rata cerebral profunda Imaging

Photoacoustics and high frequency ultrasound stands out as powerful tools for neurobiological applications enabling high-resolution imaging on the central ...

Neurociencias

Switchable Acoustic and Optical Resolution Photoacoustic Microscopy for In Vivo Small-animal Blood Vasculature Imaging

Photoacoustic microscopy (PAM) is a fast-growing invivo imaging modality that combines both optics and ultrasound, providing penetration beyond the optical mean free path (~1 mm in skin) with high resolution. By combining optical absorption contrast with the high spatial resolution of ultrasound in a single modality, this technique can penetrate deep tissues. Photoacoustic microscopy systems can have either a low acoustic resolution and probe deeply or a high optical resolution and probe shallowly. It is challenging to achieve high spatial resolution and large depth penetration with a single system. This work presents an AR-OR-PAM system capable of both high-resolution imaging at shallow depths and low-resolution deep-tissue imaging of the same sample in vivo. A lateral resolution of 4 &#181;m with 1.4 mm imaging depth using optical focusing and a lateral resolution of 45 &#181;m with 7.8 mm imaging depth using acoustic focusing were successfully demonstrated using the combined system. Here,&#160;in vivo&#160;small-animal blood vasculature imaging is performed to demonstrate its biological imaging capability.

Switchable Acoustic and Optical Resolution Photoacoustic Microscopy for In Vivo Small-animal Blood Vasculature Imaging

Here a switchable acoustic resolution (AR) and optical resolution (OR) photoacoustic microscopy (AR-OR-PAM) system capable of both high resolution imaging at shallow depth and low resolution deep tissue imaging on the same sample in vivo is demonstrated.

Microscopía fotoacústica de resolución óptica y acústica conmutable para<em&gt; In Vivo</em&gt; Imágenes de vasos sanguíneos de pequeños animales

Photoacoustic microscopy (PAM) is a fast-growing invivo imaging modality that combines both optics and ultrasound, providing penetration beyond the ...

A High-performance Compact Photoacoustic Tomography System for In Vivo Small-animal Brain Imaging

In vivo small-animal imaging has an important role to play in preclinical studies. Photoacoustic tomography (PAT) is an emerging hybrid imaging modality that shows great potential for both preclinical and clinical applications. Conventional optical parametric oscillator-based PAT (OPO-PAT) systems are bulky and expensive and cannot provide high-speed imaging. Recently, pulsed-laser diodes (PLDs) have been successfully demonstrated as an alternative excitation source for PAT. Pulsed-laser diode PAT (PLD-PAT) has been successfully demonstrated for high-speed imaging on photoacoustic phantoms and biological tissues. This work provides a visualized experimental protocol for in vivo brain imaging using PLD-PAT. The protocol includes the compact PLD-PAT system configuration and its description, animal preparation for brain imaging, and a typical experimental procedure for 2D cross-sectional rat brain imaging. The PLD-PAT system is compact and cost-effective and can provide high-speed, high-quality imaging. Brain images collected in vivo at various scan speeds are presented.

A High-performance Compact Photoacoustic Tomography System for In Vivo Small-animal Brain Imaging

A compact pulsed-laser diode-based photoacoustic tomography (PLD-PAT) system for high-speed in vivo brain imaging in small animals is demonstrated.

Un sistema de tomografía fotoacústica compacta de alto rendimiento para<em&gt; In Vivo</em&gt; Imágenes de cerebro para animales pequeños

In vivo small-animal imaging has an important role to play in preclinical studies. Photoacoustic tomography (PAT) is an emerging hybrid imaging modality ...

Pulsed Laser Diode-Based Desktop Photoacoustic Tomography for Monitoring Wash-In and Wash-Out of Dye in Rat Cortical Vasculature

Photoacoustic (PA) tomography (PAT) imaging is an emerging biomedical imaging modality useful in various preclinical and clinical applications. Custom-made circular ring array-based transducers and conventional bulky Nd:YAG/OPO lasers inhibit translation of the PAT system to clinics. Ultra-compact pulsed laser diodes (PLDs) are currently being used as an alternative source of near-infrared excitation for PA imaging. High-speed dynamic in vivo imaging has been demonstrated using a compact PLD-based desktop PAT system (PLD-PAT). A visualized experimental protocol using the desktop PLD-PAT system is provided in this work for dynamic in vivo brain imaging. The protocol describes the desktop PLD-PAT system configuration, preparation of animal for brain vascular imaging, and procedure for dynamic visualization of indocyanine green (ICG) dye uptake and clearance process in rat cortical vasculature.&#160;

A compact pulsed laser diode-based desktop photoacoustic tomography (PLD-PAT) system is demonstrated for high-speed dynamic in vivo imaging of small animal cortical vasculature.

Tomografía fotoacústica de escritorio basada en diodos láser pulsada para monitoreo de lavado y lavado de tinte en rata cortical vasculatura

Photoacoustic (PA) tomography (PAT) imaging is an emerging biomedical imaging modality useful in various preclinical and clinical applications. ...

Dual Raster-Scanning Photoacoustic Small-Animal Imager for Vascular Visualization

Imaging of vascular networks on small animals has played an important role in basic biomedical research. Photoacoustic imaging technology has great potential for application in the imageology of small animals. The wide-field photoacoustic imaging of small animals can provide images with high spatiotemporal resolution, deep penetration, and multiple contrasts. Also, the real-time photoacoustic imaging system is desirable to observe the hemodynamic activities of small-animal vasculature, which can be used to research the dynamic monitoring of small-animal physiological features. Here, a dual-raster-scanning photoacoustic imager is presented, featuring a switchable double-mode imaging function. The wide-field imaging is driven by a two-dimensional motorized translation stage, while the real-time imaging is realized with galvanometers. By setting different parameters and imaging modes, in vivo visualization of small-animal vascular network can be performed. The real-time imaging can be used to observe pulse change and blood flow change of drug-induced, etc. The wide-field imaging can be used to track the growth change of tumor vasculature. These are easy to be adopted in various areas of basic biomedicine research.

A dual raster-scanning photoacoustic imager was designed, which integrated wide-field imaging and real-time imaging.

Imagen fotoacústica fotoacústica dual para visualización vascular

Imaging of vascular networks on small animals has played an important role in basic biomedical research. Photoacoustic imaging technology has great ...

Fotoacústica clínica mano sistema de imagen por imagen no invasiva en tiempo real de Animal pequeño

Resumen

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