DR reconnaît le soutien de la Fondation allemande pour la recherche (DFG) de subventions de recherche (RA 1848/1) et le Conseil européen de la recherche Starting Grant. VN reconnaît l&#39;appui financier de l&#39;Advanced Investigator Award Conseil européen de la recherche, et de l&#39;Innovation de l&#39;BMBF Prix de médecine.

1. Optoacoustique Caractérisation du détecteur de π-FBG <ol><li> Préparation d&#39;une sphère microscopique en suspension dans de la gélose: <ol><li> Mélanger la poudre d&#39;agar (1,3% en poids) avec de l&#39;eau distillée dans un bêcher en verre. Utilisez un dispositif magnétique d&#39;agitation plaque chaude pour chauffer la solution proche de la température d&#39;ébullition et dissoudre la poudre d&#39;agar jusqu&#39;à ce que la solution devienne claire et sans bulles d&#39;air. En variante, la solution d&#39;agar peut être chauffé à l&#39;aide d&#39;un four micro-ondes classique, sous l&#39;agitation effectuée manuellement à l&#39;aide d&#39;un agitateur de verre. Verser la solution chaude dans un moule en plastique, par exemple seringue avec sa pointe découpée. </li><li> Saupoudrer une petite quantité de sphères microscopiques sur la solution d&#39;agar et d&#39;attendre jusqu&#39;à ce que la solution se solidifie complètement. Prendre le fantôme d&#39;agar solide hors du moule en poussant le piston. </li><li> Voir le fantôme sous un microscope stéréoscopique couper un petit morceau de gélose qui contient une seule sphère microscopique. </li><li> Répétez l&#39;étape 1.1.1 et ajouter to la solution d&#39;agar agar la pièce solide contenant la sphère microscopique unique. </li><li> Après solidification, couper le fantôme d&#39;agar sous le microscope de telle sorte que la sphère microscopique est situé à proximité de la surface de la fantôme. </li></ol></li><li> Mesure opto-acoustique <ol><li> Utilisez deux supports de fibre v-gorge à maintenir la fibre bien sur les deux côtés de la π-FBG, et relié la porte à une dimension (XYZ) Traduction troisième phase commandée par ordinateur. Faire en sorte que la fibre est immergée afin de permettre la propagation des ultrasons. </li><li> Trouver l&#39;emplacement approximatif de l&#39;élément π-FBG détection en éclairant les différentes parties de la fibre à la nanoseconde impulsions laser de haute puissance. L&#39;absorption optique du revêtement, si faible, va créer un signal lorsque l&#39;éclairage est effectuée sur le π-FBG. </li><li> Placez la sphère microscopique agar-incorporé directement sous le π-FBG. La sphère microscopique doit être visible à l&#39;œil nu. </li><li> Utilisation de la platine de translation, effectuer un balayage 2D du π-FBG dans le plan parallèle au sol pour trouver l&#39;emplacement où le signal provenant du domaine microscopique est la plus forte et la temporisation correspondante est la plus courte. </li><li> Effectuer derniers réglages à l&#39;éclairage pour délivrer une puissance maximale de la sphère microscopique. </li><li> Utilisation de la platine de translation effectuer une analyse 3D du π-FBG et enregistrer le signal pour chaque position. </li><li> Pour obtenir la réponse en fréquence dans l&#39;espace dépendant du détecteur à ultrasons, effectuer la transformée de Fourier sur le signal ultrasonore dans le domaine temporel enregistré. </li></ol></li></ol> 2. Estimation de la robustesse et de la sensibilité de la performance du détecteur π-FBG <ol><li> Utilisez deux supports de fibre v-gorge à maintenir la fibre bien sur les deux côtés de la π-FBG et plonger le π-FBG. </li><li> Placez une plaque sombre ou une tige de graphite robuste pour faire face à la π-FBG et éclairer l&#39;esprith la haute puissance nanoseconde impulsion faisceau laser pour créer un champ acoustique forte. </li><li> Placez une pompe à eau à l&#39;intérieur du réservoir d&#39;eau et l&#39;allumer afin de créer des variations rapides des conditions environnementales. </li><li> Pour estimer la robustesse du système, mesure de la sortie avec le circuit de verrouillage tourné à la fois sur et en dehors. Quand aucun verrouillage est effectué, il n&#39;est pas possible de détecter avec précision le signal d&#39;ultrasons. </li><li> Mettez la pompe d &#39;eau. </li><li> Pour estimer les avantages de la sensibilité en raison de la grande cohérence de la source, remplacer le laser à impulsions à large bande avec une source à faible cohérence et répéter la mesure acoustique. On s&#39;attend à une baisse de plus d&#39;un ordre de grandeur de la sensibilité lorsque la source à faible cohérence est utilisé. </li></ol>

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

Les auteurs déclarent qu&#39;ils n&#39;ont aucun intérêt financier concurrents.

En conclusion, un nouveau procédé pour la détection optique d&#39;ultrasons est introduite, qui est basé sur une combinaison d&#39;une interférométrie π-FBG et le pouls. La technique est particulièrement adaptée pour des applications d&#39;imagerie optoacoustique du fait de la transparence de l&#39;élément de détection, ce qui permet aux modèles objet d&#39;illumination presque arbitraires. En revanche, les détecteurs à ultrasons piézoélectriques à base de standards sont opaques et bloquent ainsi une p...

Détecteurs à ultrasons jouent un rôle clé dans de nombreuses applications d&#39;imagerie. De manière classique, les ultrasons est détectée par des transducteurs piézo-électriques, qui transforment les ondes de pression en signaux de tension 1. Dans l&#39;imagerie acousto-optique, l&#39;échographie est générée par un processus de dilatation thermique en éclairant l&#39;objet avec de haute puissance lumière modulée 2-6. Bien transducteurs piézoélectriques sont la méthode de choix pour les applications opto-acoustique, leur utilisation empêche souvent miniaturisation principalement parce que les transducteurs piézoélectriques miniaturisés sont souvent caractérisés par une faible sensibilité. En outre, depuis transducteurs piézoélectriques sont optiquement opaque, ils peuvent sérieusement interférer avec la livraison de lumière à l&#39;objet imagé, limite les possibilités pour les configurations d&#39;imagerie utilisables. La lumière qui est rétrodiffusée de l&#39;objet à la sonde peut aussi limiter la détection correcte de l&#39;échographie et de compliquer la conception du système d&#39;imagerie en raison de parasitémie optiquement induiteic signale dans le transducteur 7. Les détecteurs optiques de l&#39;échographie ont été reconnus comme une alternative possible à transducteurs piézoélectriques qui offre de nombreux avantages dans les scénarios d&#39;imagerie acousto-optique 8-12: Ils sont souvent transparents et peuvent généralement être miniaturisés sans perte de sensibilité. Le principe de fonctionnement des détecteurs optiques est la détection interférométrique de la déformation de la minute créé dans le milieu optique du fait de la présence d&#39;ultrasons. Souvent, les résonateurs optiques sont utilisés pour améliorer la sensibilité de détection en piégeant la lumière dans le milieu perturbé pendant des durées prolongées, ce qui augmente l&#39;effet de la déformation de la phase du signal optique. Dans ces cas, les systèmes de détection optique sont basées sur des variations de surveillance dans la longueur d&#39;onde de résonance, qui se rapportent directement à la structure des déformations dans le résonateur. Le plus souvent, la largeur de raie étroite onde continue (CW) sont utilisées dans lequel un laser CW est accordée à l&#39;ee résonance longueur d&#39;onde. De petites variations de la longueur d&#39;onde de résonance modifier la position relative de la longueur d&#39;onde du laser à l&#39;intérieur de la résonance, ce qui provoque des variations dans l&#39;intensité de la lumière transmise / réfléchie laser, qui peut être facilement contrôlé. Toutefois, si les changements de résonance sont trop fortes, notamment en raison de grandes variations dans la pression, la température, aux vibrations, à la résonance peut passer complètement à l&#39;écart de la longueur d&#39;onde du laser, saturant efficacement le détecteur 13. Pulse interférométrie 14 propose une solution à la limitation de la saturation du signal et permet la détection d&#39;ultrasons dans des conditions ambiantes volatiles. En revanche pour réduire la largeur de raie des systèmes CW-, impulsion interférométrie emploie une source d&#39;impulsions à large bande pour illuminer le résonateur. Dans ce cas, le résonateur agit en tant que filtre passe-bande, en transmettant uniquement les longueurs d&#39;onde qui correspondent à sa fréquence de résonance, tandis que la résonance se déplace unre détectée en mesurant les variations de longueur d&#39;onde dans le signal optique à la sortie du résonateur, par exemple en utilisant un interféromètre de Mach-Zehnder à quadrature 14,15 verrouillée. Un circuit de réinitialisation automatique est utilisé pour restaurer immédiatement le point de fonctionnement de l&#39;interféromètre dans le cas de perte due à la variation extrême dans des conditions environnementales. En raison de la largeur de bande relativement large de la source, la longueur d&#39;onde de résonance reste dans la bande éclairée, même sous de fortes perturbations, ce qui permet le fonctionnement du détecteur stable même dans des conditions ambiantes extrêmes. L&#39;utilisation d&#39;une source cohérente pour interrogatoire, c&#39;est à dire des impulsions optiques, facilite la détection à faible bruit. Le système d&#39;interférométrie à impulsion correspondant utilisé dans nos expériences est représentée sur la figure 1. Laser à impulsions utilisée pour produire des 90 impulsions interrogation FSEC à une fréquence de répétition de 100 MHz avec une puissance de sortie de 60 mW et la largeur spectrale de plus de 100nm. Le filtre optique a une largeur spectrale à mi-hauteur d&#39;environ 0,4 nm et est accordé sur la fréquence de la résonance. A la suite du filtre, un amplificateur optique a été utilisé pour compenser la perte significative de la filtration. Filtrage supplémentaire est appliqué après l&#39;étage d&#39;amplification afin de réduire l&#39;émission spontanée amplifiée de l&#39;amplificateur. Le résonateur utilisé dans nos expériences est une pi déphasée Bragg sur fibre (FBG-π) 8, fabriqué par Teraxion Inc. particulier pour l&#39;application médicale de l&#39;échographie de détection, π-FBG ont l&#39;avantage d&#39;être des composants tout-fibre, et donc robuste et faible. figure 2 montre une comparaison entre les dimensions de la fibre optique utilisée dans ce travail, et à 15 MHz ultrasonore miniaturisée intravasculaire (IVUS) du transducteur piézo-électrique. Certaines approches de détection basés sur la résonance-alternatifs, tels que résonateurs micro-anneau fabriqués dans des guides d&#39;ondes planaires, exigent fibres de couplage à la composante deentrée et de sortie, soit conduisant à des dispositifs plus fragiles ou entraver la miniaturisation. En revanche, les π-FBG sont en fibre de composants, et ne nécessitent pas de couplage de fibre supplémentaire. La résonance en π-FBG est créée par le décalage de phase de pi en leur centre; la lumière est piégée dans le décalage de phase de pi plus partie de la fibre qui est considérablement plus courte que la longueur de la grille elle-même. Dans nos expériences, le π-FBG avait une longueur de 4 mm et de coefficient de couplage de κ = 2 mm -1 et sa sensibilité a été distribué de manière non uniforme sur sa longueur, avec la sensibilité en diminuant de façon exponentielle à partir du centre de la grille avec un taux de κ . La pleine largeur à mi-hauteur (FWHM) de la distribution de sensibilité (SD) est d&#39;environ 350 um. La largeur de résonance du réseau de diffraction est déterminée à la fois par sa longueur et son coefficient de couplage en fonction de l&#39;équation suivante: <img alt="Equation 1" fo:content-width="1.5in" src= &quot;/ Files/ftp_upload/50847/50847eq1.jpg&quot; width = &quot;150&quot; /&gt; (1) où λ est la longueur d&#39;onde de résonance et n eff est l&#39;indice de réfraction effectif du mode guidé dans la fibre 8. Pour évaluer si le détecteur π-FBG est approprié pour les applications d&#39;imagerie, sa réponse dépendance spatiale doit être mesurée sur une large bande de fréquences. Cependant, cette tâche est extrêmement difficile lorsque les techniques acoustiques classiques sont utilisés. Nous utilisons donc une méthode acousto-optique pour détecteur de caractérisation ultrasonore 16, dans lequel une sphère microscopique sombre incorporé dans de la gélose transparent sert de source ponctuelle acousto-optique. Dans notre expérience, la sphère microscopique a un diamètre d&#39;environ 100 um et est éclairé par des impulsions optiques de forte puissance de nanosecondes avec un taux de répétition de 10 Hz, durée d&#39;impulsion d&#39;environ 8 ns, et une puissance moyenne de 200 mW. L&#39;énergie optique déposé dans la sph microscopiqueeres génère des signaux ultrasonores à large bande en raison de l&#39;effet acousto-optique. Le détecteur π-FBG est traduite par rapport à la sphère microscopique d&#39;obtenir la réponse acoustique à dépendance spatiale. Figure 3 montre une illustration de l&#39;expérience optoacoustique. En général, cette technique peut être utilisée pour caractériser les différents types de détecteurs d&#39;ultrasons.

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

wideband optical detector of ultrasound for medical imaging applications

Les capteurs optiques d&#39;ultrasons sont une alternative prometteuse aux techniques piézoélectriques, comme cela a été démontré récemment dans le domaine de l&#39;imagerie acousto-optique. Dans les applications médicales, l&#39;une des principales limitations de la technologie de détection optique est sa sensibilité aux conditions environnementales, par exemple les changements de pression et de température, ce qui peut saturer la détection. En outre, l&#39;environnement clinique impose souvent des limites strictes sur la taille et la robustesse de la détection. Dans ce travail, la combinaison de l&#39;interférométrie à impulsion et la détection optique à base de fibres est mise en évidence pour la détection d&#39;ultrasons. Pulse interférométrie permet de bonnes performances du système de lecture en présence de variations rapides dans les conditions de l&#39;environnement, alors que l&#39;utilisation de la technologie tout en fibre aboutit à un élément de détection mécaniquement flexible compatible avec des applications médicales très exigeantes telles que l&#39;imagerie intravasculaire. Afin d&#39;atteindre une longueur de capteur court, unpi-fibre déphasé réseau de Bragg est utilisé, qui joue le rôle d&#39;un résonateur de piégeage de la lumière sur une longueur effective de 350 um. Pour permettre une grande largeur de bande, le capteur est utilisé pour la détection d&#39;ultrasons latéralement, ce qui est très avantageux dans des géométries d&#39;imagerie telles que l&#39;imagerie circonférentielles intravasculaire. Une installation d&#39;imagerie optoacoustique est utilisé pour déterminer la réponse du capteur pour des sources ponctuelles acoustiques à différentes positions.

Les figures 4a et 4b montrent respectivement les signaux et leurs spectres correspondant à partir de la sphère microscopique à une distance de 1 mm à partir de la fibre à trois décalages du centre de la π-FBG. Les décalages sont donnés dans la direction z, comme le montre la figure 3. De toute évidence, la sensibilité du détecteur optique à ultrasons à haute fréquence (f&gt; 6 MHz) est anisotrope et est plus élevée lorsque le centre du π-FBG est au des...

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Wideband Optical Detector of Ultrasound for Medical Imaging Applications

La détection optique de l&#39;échographie n&#39;est pas pratique dans de nombreux scénarios d&#39;imagerie car elle nécessite souvent des conditions environnementales stables. Nous démontrons une technique optique pour l&#39;échographie de détection dans les environnements volatils avec la miniaturisation et de la sensibilité des niveaux appropriés pour l&#39;imagerie acousto-optique dans les scénarios restrictives, par exemple des applications intravasculaires.

Wideband détecteur optique des ultrasons pour les applications d&#39;imagerie médicale

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

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

Research

JoVE Journal

Bioengineering

10.7K vues.  Technical University of Munich and Helmholtz Center Munich.  La détection optique de l'échographie n'est pas pratique dans de nombreux scénarios d'imagerie car elle nécessite souvent des conditions environnementales stables. Nous démontrons une technique optique pour l'échographie de détection dans les environnements volatils avec la miniaturisation et de la sensibilité des niveaux appropriés pour l'imagerie acousto-optique dans les scénarios restrictives, par exemple des applications intrava...

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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.

Tridimensionnelle optique résolution microscopie photoacoustique

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

Recherche

Bio-ingénierie

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

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

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

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

D&#39;imagerie optique du domaine de fréquence<em&gt; Ex vivo</em&gt; Les spécimens résection pulmonaire: Obtention One to One image à l&#39;histopathologie Corrélation

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

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

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

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

Préparation de Mica charge bicouches lipidiques pour haute résolution microscopie optique d&#39;imagerie

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

Biofunctionalized Prussian Blue Nanoparticles for Multimodal Molecular Imaging Applications

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

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

Biofunctionalized bleu de Prusse nanoparticules pour l&#39;imagerie moléculaire multimodale Applications

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

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

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

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

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

Suivi en temps réel de haute intensité ultrasons focalisés (HIFU) Ablation de<em&gt; In Vitro</em&gt; Canine Livers Utilisation mouvement harmonique Imaging pour ultrasons focalisés (HMIFU)

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

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

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

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

Tomodensitométrie et l&#39;imagerie optique du couplage de l&#39;ostéogenèse-angiogenèse à évaluer l&#39;intégration des crâniens autogreffes et allogreffes

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

High-throughput Identification of Bacteria Repellent Polymers for Medical Devices

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

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

Haut-débit Identification des bactéries Polymères répulsifs pour les dispositifs médicaux

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

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

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

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

Qualité médicale cible stérilisable pour fœtoscope optique Distorsion Calibration Fluid immergé

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

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

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

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

À long terme direct Imaging Device pour meilleure Manipulation expérimentale des larves de poisson zèbre

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

Optical Imaging of Isolated Murine Ventricular Myocytes

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

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

Imagerie optique des myocytes ventriculaires murines isolés

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