Name: switchable acoustic and optical resolution photoacoustic microscopy for in vivo small-animal blood vasculature imaging
Uploaded: 2017-06-26T15:00:00.000+00:00
Duration: 10 min 17 s
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Gli autori vorrebbero riconoscere il sostegno finanziario di una borsa di Tier 2 finanziata dal Ministero dell&#39;Istruzione a Singapore (ARC2 / 15: M4020238). Gli autori ringraziano anche il signor Chow Wai Hoong Bobby per l&#39;aiuto della macchina.

Tutti gli esperimenti su animali sono stati eseguiti secondo le norme e le linee guida approvate del Comitato istituzionale per la cura e l&#39;uso degli animali della Nanyang Technological University, Singapore (numero di protocollo animali ARF-SBS / NIE-A0263). 1. Sistema AR-OR-PAM ( Figura 1 ) <ol><li> Configurazione del sistema: AR-PAM <ol><li> Utilizzare un sistema laser sintonizzabile nanosecondi composto da un laser Nd-YAG (532 nm) pompato a diodo e da un laser a colori con intervallo di sintonizzazione di 559-576 nm come sorgente di irraggiamento ottico. Impostare la lunghezza d&#39;onda laser a 570 nm utilizzando un controller esterno e la frequenza di ripetizione del laser a 1 kHz utilizzando il software laser. </li><li> Posizionare un campionatore a fascio ad un angolo di 45 ° davanti al laser per deviare il 5% della potenza laser su un fotodiodo attraverso un filtro a densità neutra variabile (NDF1; OD = 0-4.0). </li><li> Spostare il raggio laser dopo il campionatore a fascio a 90 ° utilizzandoUn prisma ad angolo retto (RAP1). </li><li> Utilizzare un altro prisma ad angolo retto (RAP2) per consentire al fascio di passare attraverso un filtro di densità neutrale variabile (NDF2; OD = 0-4.0) e su una fibra multimodale (MMF), dirigendola attraverso un accoppiatore di fibre (FC) -a Combinazione di obiettivi (apertura numerica (NA): 0,25) e un traduttore XY. </li><li> Fissare la fibra sulla fase di scansione usando un traduttore XY. Posizionare un obiettivo plano-convesso (L1) a 25 mm dalla estremità di uscita della fibra per collimare il fascio dalla fibra. </li><li> Passare il fascio collimato attraverso una lente conica con un angolo di apice di 130 ° per generare un fascio anulare. Sottolineare debolmente la trave a forma di anello sul soggetto utilizzando un condensatore ottico fatti in casa (OC) con angoli di cono di 70 ° e 110 ° e con un foro al centro. </li><li> Inserire un trasduttore ultrasonico da 50 MHz (UST) con un obiettivo acustico (AL) al centro del condensatore fatto in casa. </li></ol></li><li> Configurazione del sistema: OR-PAM <ol><li> Usare unUn sistema laser sintonizzabile nanosecondato costituito da un laser Nd-YAG (532 nm) pompato a diodo e da un laser a colori con intervallo di sintonizzazione di 559-576 nm come sorgente di irraggiamento ottico. Impostare la lunghezza d&#39;onda laser a 570 nm utilizzando un controller esterno e la frequenza di ripetizione del laser a 5 kHz utilizzando il software laser. </li><li> Ruotare la fase di rotazione controllata dal computer (tenendo premuto il RAP1) di 90 ° per deviare il raggio laser su un&#39;iride per riformare. </li><li> Attenuare il fascio laser posizionando un filtro di densità neutra variabile (OD: 0-4,0) lungo la trave e quindi concentrare la trave con un obiettivo condensatore (CL). Passare attraverso un foro (PH) di 75 mm dal CL per il filtraggio spaziale. </li><li> Lanciare il raggio filtrato spalmato su una fibra monomodale (SMF) usando un accoppiatore a fibre monocomponenti (FC) costituito da un obiettivo di 0,1 NA per mettere a fuoco il fascio luminoso sul SMF. </li><li> Regolare l&#39;accoppiatore di fibre per ottenere la massima efficienza di accoppiamento. </li><li> Fissare la fibra su tScansione di fase utilizzando una piastra di scorrimento (SP). Posizionare una lente acromatica (L2) di 50 mm dalla fibra SM per collimare il fascio laser. </li><li> Spostare il fascio collimato per 90 ° utilizzando un specchio ellittico (M) controllabile cinematico per riempire l&#39;apertura posteriore di un&#39;altra lente acromatica identica (L3). Posizionare l&#39;obiettivo acromatico usato per mettere a fuoco su un supporto di traduzione (TM2) usando un tubo dell&#39;obiettivo (LT). </li><li> Passare il fascio di messa a fuoco attraverso un combinatore fascio opto-acustico casalingo costituito da un prisma a destra (RA) e un prisma romboide (RP), con uno strato di olio di silicio (SO) in mezzo. NOTA: lo strato di olio di silicio agirà come un film ottico trasparente e acustico. </li><li> Attaccare un obiettivo acustico (AL) per fornire una messa a fuoco acustica (diametro focale: ~ 46 μm) nella parte inferiore del prisma romboide. </li><li> Posizionare il trasduttore a ultrasuoni con una frequenza centrale di 50 MHz sulla parte superiore del prisma romboide; Utilizzare uno strato epossidico per un efficace accoppiamento. </li></ol></li></ol&gt; 2. Commutazione e allineamento del sistema <ol><li> Fissare (avvitando a fondo) la piastra commutabile in casa su una fase motorizzata a 3 assi controllata da un controllore a 3 assi collegato al computer. </li><li> Fissare il sistema di gabbia AR e OR alla piastra casalinga utilizzando le staffe di fissaggio gabbie per consentire una facile commutazione tra le testine AR e OR. Far scorrere la testina di scansione in cima all&#39;area di imaging. </li><li> Utilizzare la fase Z per immergere la parte inferiore della testina di scansione AR-OR-PAM in un serbatoio acrilico pieno d&#39;acqua (13 cm x 30 cm x 3 cm) per l&#39;accoppiamento acustico. </li><li> Aprire una finestra di imaging con un diametro di 7 cm sulla piastra inferiore del serbatoio e sigillarlo con una membrana in polietilene per la trasmissione ottica e acustica. </li><li> Utilizzare un amplificatore a impulsi e un oscilloscopio per allineare il trasduttore ad ultrasuoni in messa a fuoco. <ol><li> Impostare il guadagno nell&#39;amplificatore di eco a impulsi a 24 db nel modo trasmissione / ricezione. </li><li> Utilizzare il segnale di sincronizzazione frOm l&#39;amplificatore di impulso-eco come trigger e rilevare il segnale backscattered da una diapositiva di vetro (inserita dal fondo del serbatoio dell&#39;acqua) usando un oscilloscopio. NOTA: la diapositiva dovrebbe avere nastro nero attaccato ad esso. </li><li> Spostare l&#39;asse Z per ottimizzare l&#39;ampiezza del segnale di impulso (visto sull&#39;oscilloscopio). NOTA: Quando la lastra di vetro è a fuoco, l&#39;eco avrà la sua ampiezza massima. </li></ol></li><li> Accendere il laser e collegare l&#39;UST a due amplificatori, ciascuno con guadagno fisso 24 dB, utilizzando i cavi BNC. NOTA: Le uscite degli amplificatori sono collegate alla scheda di acquisizione dati (DAQ). </li><li> Utilizzare il segnale del fotodiodo (PD) posto davanti al laser come trigger per il sistema di acquisizione dati. </li><li> In AR-PAM, variare la distanza tra l&#39;obiettivo conico (con.L) e il condensatore ottico (OC) per massimizzare l&#39;ampiezza del segnale fotoacustico generato dall&#39;oggetto di prova (nastro nero bloccato su una lastra di vetro).Assicurarsi che i punti ottici e acustici siano confocali determinando l&#39;ampiezza del segnale fotoacoustico massimo (PA). <ol><li> Notare il ritardo dei segnali PA massimi; Utilizzalo questo più avanti per controllare l&#39;attenzione nel software di acquisizione dati. </li></ol></li><li> Allentare la vite della testina di scansione e passare manualmente la testa di scansione da AR-PAM a OR-PAM. Quindi, serrare le viti. </li><li> In OR-PAM, variare la distanza tra il doppio acromatico di messa a fuoco (all&#39;interno del tubo dell&#39;obiettivo (LT) e il combinatore optocutico per massimizzare l&#39;ampiezza del segnale PA mostrato sull&#39;oscilloscopio. <ol><li> Notare il ritardo dei segnali PA massimi. NOTA: è necessario definire la finitura per determinare la disposizione confocale. </li></ol></li></ol> 3. Fasi sperimentali <ol><li> Quantificazione della risoluzione laterale e della profondità dell&#39;immagine <ol><li> Utilizzare nanoparticelle d&#39;oro di diametro di 100 nm per determinare la risoluzione laterale dell&#39;AR anD OR sistema. </li><li> Diluire 0,1 ml di soluzione di nanoparticelle con una quantità uguale di acqua. Distribuire 0,1 ml di soluzione diluita su una sfoglia di copertura e collocarla a contatto con la membrana in polietilene sotto il serbatoio. </li><li> Assicurarsi che l&#39;AR-PAM e l&#39;OR-PAM siano concentrati nel software di acquisizione dati (vedere la tabella dei materiali) prima della scansione (passaggi 2.8 e 2.10). NOTA: Conoscendo il ritardo microsettano dei segnali PA massimi provenienti dalle fasi 2.9 e 2.10, moltiplicato per la frequenza di campionamento (250 ms / s), l&#39;immagine sarà a fuoco nel software di acquisizione dati. Il ritardo che deve essere omesso durante l&#39;acquisizione dei dati può essere determinato nel software in modo da salvare solo i punti dati necessari per l&#39;elaborazione post-elaborazione. </li><li> Impostare i parametri di scansione per AR-PAM e premere il pulsante &quot;scansione&quot; per avviare la scansione raster. <ol><li> Impostare i parametri di scansione per AR-PAM nel software di acquisizione dati a velocità di scansione &quot;4&quot; mm / s nella &quot;velocità&quot;; Tab &quot;1&quot; kHz nella linguetta &quot;frequenza di ripetizione impulsi&quot;, &quot;0.5&quot; mm nella scheda &quot;Y-scan range&quot; e &quot;0.5&quot; mm nella scheda &quot;Scansione X&quot;. Impostare la dimensione del passo nella x-direzione a &quot;4&quot; μm nella linguetta &quot;dx&quot;. NOTA: La dimensione del passo nella direzione y viene determinata automaticamente dalla velocità di scansione della fase e dalla frequenza di ripetizione dell&#39;impulso (in questo caso, 4.000 μm / 1.000 Hz = 4 μm) </li></ol></li><li> Impostare i parametri di scansione per l&#39;OR-PAM e premere il pulsante &quot;scansione&quot; per avviare la scansione raster. <ol><li> Impostare i parametri di scansione nel software di acquisizione dati con la velocità di scansione &quot;2,5&quot; mm / s nella linguetta &quot;velocità&quot;, &quot;5&quot; kHz nella scheda &quot;frequenza di ripetizione impulsi&quot;, &quot;0,5&quot; mm nella &quot;gamma di scansione Y&quot; E &quot;0.5&quot; mm nella scheda &quot;Scansione X&quot;. Impostare la dimensione del passo nella x-direzione una &quot;0.5&quot; μm nella linguetta &quot;dx&quot;. NOTA: la funzione sLa dimensione tep nella direzione y viene determinata automaticamente dalla velocità di scansione della fase e dalla frequenza di ripetizione dell&#39;impulso (in questo caso, 2.500 μm / 5.000 Hz = 0.5 μm). </li></ol></li><li> Assicurarsi che durante il processo di scansione i dati vengono acquisiti e memorizzati nel computer NOTA: i dati verranno catturati solo in una direzione di movimento della fase Y. </li><li> Utilizzare i dati multipli di B-Scan memorizzati nel computer per recuperare le immagini di massima ampiezza (MAP) usando il software di elaborazione delle immagini (vedere la tabella dei materiali ). </li><li> Utilizza una singola immagine di nanoparticelle (da più immagini) dalla scansione per determinare la risoluzione laterale tracciando manualmente una linea attraverso la regione centrale dell&#39;immagine di nanoparticelle per ottenere una funzione di diffusione dei punti, simile a quella della curva gaussiana. Vedere la Figura 2 . </li><li> Adatta la funzione di diffusione di punti ottenuta da un&#39;unica immagine di nanoparticelle usando un GauSsian fit e misura la larghezza massima a metà massimo (FWHM) utilizzando il software di elaborazione delle immagini (vedere la tabella dei materiali ). Usalo come risoluzione laterale. Vedere la Figura 2 . </li><li> Inserire un pezzo di nastro nero obliquamente su un pezzo di tessuto di pollo a fette come oggetto di destinazione per l&#39;imaging in profondità. Posizionare il tessuto con il nastro nel serbatoio dell&#39;acqua. NOTA: Il nastro nero è bloccato su una piastra metallica con punta tagliente, che aiuta a fissare il nastro al tessuto. </li><li> Impostare i parametri di scansione per AR-PAM nel software di acquisizione dati e quindi premere il pulsante &quot;scansione&quot; per catturare un&#39;unica immagine B-scan per determinare la profondità massima di imaging. <ol><li> Impostare i parametri di scansione con la velocità di scansione &quot;15&quot; mm / s nella linguetta &quot;velocità&quot;, &quot;1&quot; kHz nella scheda &quot;Frequenza di ripetizione impulsi&quot;, &quot;5&quot; cm nella scheda &quot;Scansione Y&quot; e &quot;0,1 &quot;Mm nella scheda&quot; Scansione X &quot;. Impostare tEgli misura il passo nella x-direzione a &quot;0.1&quot; mm nella linguetta &quot;dx&quot;. </li></ol></li><li> Impostare i parametri di scansione per l&#39;OR-PAM e premere il pulsante &quot;scansione&quot; per catturare un&#39;unica immagine B-scan per determinare la dimensione massima di imaging. <ol><li> Impostare i parametri di scansione nel software di acquisizione dati come velocità di scansione &quot;15&quot; mm / s nella linguetta &quot;velocità&quot;, &quot;5&quot; kHz nella scheda &quot;frequenza di ripetizione impulsi&quot;, &quot;2&quot; cm nella &quot;gamma di scansione Y&quot; Tab e &quot;0.1&quot; mm nella scheda &quot;Scansione X&quot;. Impostare la dimensione del passo nella x-direzione a &quot;0.1&quot; mm nella linguetta &quot;dx&quot;. NOTA: poiché l&#39;intervallo di scansione X e dx sono uguali, verrà acquisita una sola scansione B. I segnali PA risolti in tempo moltiplicati per la velocità del suono in tessuti molli (1.540 m / s) daranno un&#39;immagine a linea. Più linee A vengono catturate durante il movimento continuo della fase Y per produrre una scansione B. </li></ol></li></ol></li><li> In vivo &lt;/ Em&gt; della vascolarità del sangue dell&#39;orecchio del mouse <ol><li> Usa un topo femminile con un peso corporeo di 25 g ed un&#39;età di 4 settimane. </li><li> Anestetizzare l&#39;animale utilizzando un cocktail di ketamina (120 mg / kg) e xilazina (16 mg / kg) iniettato intraperitonealmente (dosaggio di 0,1 mL / 10 g). </li><li> Rimuovi i capelli dall&#39;orecchio animale usando la crema di rimozione dei capelli. Pulire l&#39;area pulita. Coprire l&#39;occhio dell&#39;animale con un unguento oculare sterile per evitare che ogni raggio laser sparso cadesse sugli occhi. </li><li> Posizionare l&#39;animale su un palco che ha anche una piastra in miniatura per posizionare l&#39;orecchio. </li><li> Mantenere l&#39;anestesia con isoflurano inalato (0,75% in 1 L / min di ossigeno) durante il periodo di imaging. </li><li> Bloccare un oximetro di impulso alla gamba o alla coda del mouse e controllare lo stato fisiologico. Lasciare che la regione di imaging sia in contatto con la membrana di polietilene usando il gel ad ultrasuoni. </li><li> Impostare i parametri di scansione per AR-PAM e premere il pulsante &quot;scansione&quot; per avviare la scansione rastering. <ol><li> Impostare i parametri di scansione per AR-PAM nel software di acquisizione dati con la velocità di scansione &quot;15&quot; mm / s nella linguetta &quot;velocità&quot;, &quot;1&quot; kHz nella scheda &quot;frequenza di ripetizione impulsi&quot;, &quot;10 mm&quot; Y-scansione &quot;e&quot; 6 &quot;mm nella scheda&quot; Scansione X &quot;. Impostare la dimensione del passo nella x-direzione come &quot;30&quot; μm nella linguetta &quot;dx&quot;. NOTA: la dimensione del passo nella direzione y viene determinata automaticamente dalla velocità di scansione della fase e dalla frequenza di ripetizione dell&#39;impulso (in questo caso, 15.000 μm / 1.000 Hz = 15 μm). </li></ol></li><li> Dopo aver terminato la scansione AR-PAM, passare dalla posizione di testa dell&#39;immagine da AR-PAM a OR-PAM (come descritto nella sezione 2). </li><li> Impostare i parametri di scansione per l&#39;OR-PAM e premere il pulsante &quot;scansione&quot; per avviare la scansione raster. <ol><li> Impostare i parametri di scansione per l&#39;OR-PAM nel software di acquisizione dati a velocità di scansione &quot;15&quot; mm / s nella &quot;velocità&quot;Y &quot;,&quot; 5 &quot;kHz nella linguetta&quot; Frequenza di ripetizione impulsi &quot;,&quot; 10 &quot;mm nella scheda&quot; Y-scansione &quot;e&quot; 6 &quot;mm nella scheda&quot; Scansione X &quot;. Nella x-direzione come &quot;6&quot; μm nella linguetta &quot;dx&quot;. NOTA: La dimensione del passo nella direzione y viene determinata automaticamente dalla velocità di scansione della fase e dalla frequenza di ripetizione dell&#39;impulso (in questo caso, 15.000 μm / 5.000 Hz = 2 μm). </li></ol></li><li> Utilizzare i dati multipli di B-Scan memorizzati nel computer per recuperare le immagini MAP utilizzando software di elaborazione immagini. </li><li> Osservare l&#39;animale durante l&#39;intero periodo di imaging. </li></ol></li></ol>

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K., Krishnan, M., 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=Microsphere+enabled+sub-diffraction+limited+optical+resolution+photoacoustic+microscopy:+a+simulation+study.">Microsphere enabled sub-diffraction limited optical resolution photoacoustic microscopy: a simulation study.</a> J Biomed Opt. 22, 045001 (2017).</li><li>Upputuri, P. K., Wen, Z. B., Wu, Z., 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=Super-resolution+photoacoustic+microscopy+using+photonic+nanojets:+a+simulation+study.">Super-resolution photoacoustic microscopy using photonic nanojets: a simulation study.</a> J Biomed Opt. 19 (11), 116003 (2014).</li><li>Allen, T. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Novel+fibre+lasers+as+excitation+sources+for+photoacoustic+tomography+and+microscopy+et+al.">Novel fibre lasers as excitation sources for photoacoustic tomography and microscopy et al.</a> Proc SPIE. , 97080W (2016).</li><li>Xing, W., Wang, L., Maslov, K., 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=Integrated+optical-and+acoustic-resolution+photoacoustic+microscopy+based+on+an+optical+fiber+bundle.">Integrated optical-and acoustic-resolution photoacoustic microscopy based on an optical fiber bundle.</a> Opt Lett. 38 (1), 52-54 (2013).</li><li>Estrada, H., Turner, J., Kneipp, M., 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=Real-time+optoacoustic+brain+microscopy+with+hybrid+optical+and+acoustic+resolution.">Real-time optoacoustic brain microscopy with hybrid optical and acoustic resolution.</a> Laser Phys Lett. 11 (4), 045601 (2014).</li><li>Jeon, S., Kim, J., Kim, C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=In+vivo+switchable+optica-+and+acoustic+-+resolution+photoacoustic+microscopy.">In vivo switchable optica- and acoustic - resolution photoacoustic microscopy.</a> Proc SPIE. , 970845 (2016).</li><li>Song, W. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Fully+integrated+reflection-mode+photoacoustic,+two-photon,+and+second+harmonic+generation+microscopy+in+vivo.">Fully integrated reflection-mode photoacoustic, two-photon, and second harmonic generation microscopy in vivo.</a> Sci Rep. 6, 32240 (2016).</li><li>Park, J., 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=Delay-multiply-and-sum-based+synthetic+aperture+focusing+in+Photoacoustic+microscopy.">Delay-multiply-and-sum-based synthetic aperture focusing in Photoacoustic microscopy.</a> J Biomed Opt. 21 (3), 036010-10 (2016).</li><li>. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=ANSI+Standard+Z136.1-2000.">ANSI Standard Z136.1-2000.</a> American National Standard for Safe Use of Lasers. , (2000).</li><li>Moothanchery, M., 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=Performance+Characterization+of+a+Switchable+Acoustic+Resolution+and+Optical+Resolution+Photoacoustic+Microscopy+System.">Performance Characterization of a Switchable Acoustic Resolution and Optical Resolution Photoacoustic Microscopy System.</a> Sensors. 17 (2), 357 (2017).</li></ol>

Tutti gli esperimenti sugli animali sono stati eseguiti secondo le linee guida e le norme approvate del Comitato istituzionale per la cura e l&#39;uso degli animali della Nanyang Technological University, Singapore (numero di protocollo animali ARF-SBS / NIE-A0263). Gli autori non hanno alcun interesse finanziario rilevante nel manoscritto e nessun altro potenziale conflitto di interessi da divulgare.

In conclusione, è stato sviluppato un sistema AR e OR PAM intercambiabile che consente di ottenere sia l&#39;immagine ad alta risoluzione sia le profondità di imaging più basse e l&#39;imaging a bassa risoluzione ad una profondità di imaging più elevata. È stata determinata la risoluzione laterale e la profondità dell&#39;immagine del sistema commutabile. I vantaggi di questo sistema PAM commutabile includono: (1) l&#39;imaging ad alta risoluzione con focus ottico stretto; (2) l&#39;imaging del tessuto profondo c...

Le modalità di imaging ottico ad alta risoluzione, come tomografia di coerenza ottica, microscopia confocale e microscopia multifotonica, hanno numerosi vantaggi. Tuttavia, la risoluzione spaziale diminuisce in modo significativo aumentando la profondità dell&#39;immagine. Ciò è dovuto alla diffusa natura del trasporto leggero nei tessuti molli 1 , 2 . L&#39;integrazione dell&#39;eccitazione ottica e del rilevamento ad ultrasuoni fornisce una soluzione per superare la sfida dell&#39;immagine ottica ad alta risoluzione nei tessuti profondi. La microscopia fotoacustica (PAM) è una tale modalità che può fornire un&#39;immagine più profonda rispetto ad altre modalità di imaging ottico. È stato applicato con successo alla struttura, funzionale, molecolare e immagini in vivo 3 , 4 , 5 , 6 , 7 , 8 </sup&gt; , 9 , 10 , 11 , 12 , 13 , combinando il forte contrasto di assorbimento ottico con l&#39;alta risoluzione spaziale da ultrasuoni. In PAM, un breve impulso laser irradia il tessuto / campione. L&#39;assorbimento della luce dai cromofori ( es. Melanina, emoglobina, acqua, ecc. ) Provoca un aumento della temperatura, che a sua volta produce la produzione di onde di pressione sotto forma di onde acustiche (onde fotoacustiche). Le onde fotoacustiche generate possono essere rilevate da un trasduttore ultrasonico a banda larga al di fuori del confine del tessuto. Utilizzando la debole ottica e la messa a fuoco acustica stretta, l&#39;imaging in tessuto profondo può essere raggiunto in microscopia fotoacustica (AR-PAM) 14 , 15 e 16 di risoluzione acustica. In AR-PAM, è stata dimostrata una risoluzione laterale di 45 μm e una profondità di imaging fino a 3 mm 15 . Al fine di risolvere acusticamente singoli capillari (~ 5 μm), sono necessari trasduttori ad ultrasuoni a frequenza centrale&gt; 400 MHz. A tali frequenze elevate, la profondità di penetrazione è inferiore a 100 μm. Il problema causato dalla messa a fuoco acustica stretta può essere risolto usando la messa a fuoco ottica stretta. La microscopia fotoacustica (OR-PAM) di risoluzione ottica è in grado di risolvere singoli capillari o persino una singola cellula 17 e una risoluzione laterale di 0,5 μm è stata raggiunta 18 , 19 , 20 , 21 , 22 , 23 , 24 . L&#39;uso di un nanojet fotonico può aiutare a raggiungere una risoluzione al di là della risoluzione di diffrazione limitataN 25 , 26 . In OR-PAM, la profondità di penetrazione è limitata a causa della messa a fuoco leggera e può raggiungere fino a 1,2 mm all&#39;interno del tessuto biologico 23 . Pertanto AR-PAM può acquisire un&#39;immagine più profonda, ma con una risoluzione inferiore e l&#39;immagine OR-PAM può avere un&#39;immagine molto elevata, ma con una profondità di imaging limitata. La velocità di imaging del sistema AR e OR-PAM dipende principalmente dalla frequenza di ripetizione impulso della sorgente laser 27 . La combinazione di AR-PAM e OR-PAM sarà di grande utilità per applicazioni che richiedono sia un&#39;immagine ad alta risoluzione che un&#39;immagine più profonda. Sono stati fatti pochi sforzi per combinare questi sistemi insieme. Di solito, vengono utilizzati due scanner di imaging diversi per l&#39;imaging, che richiede che il campione venga spostato tra i due sistemi, rendendo così difficile l&#39;esecuzione di immagini in vivo . Tuttavia, l&#39;imaging ibrido con AR e OR PAM consente di acquisire immagini con risoluzioni scalabili aProfondità. In un approccio, un fascio di fibre ottiche viene utilizzato per fornire la luce sia per l&#39;AR che per l&#39;OR PAM. In questo approccio vengono utilizzati due laser separati (un laser ad alta energia a 570 nm per l&#39;AR e un laser ad alta velocità di ripetizione a 532 nm per l&#39;OR), rendendo il sistema scomodo e costoso 28 . La lunghezza d&#39;onda del laser OR-PAM è fisso e molti studi, come la saturazione dell&#39;ossigeno, non sono possibili utilizzando questo sistema combinato. Studi comparativi tra AR e OR PAM non sono inoltre possibili a causa della differenza tra le lunghezze d&#39;onda laser tra AR e OR. Inoltre, AR-PAM utilizza l&#39;illuminazione a campo luminoso; Quindi, i segnali fotoacustici forti dalla superficie della pelle limitano la qualità dell&#39;immagine. Per questo motivo, il sistema non può essere utilizzato per molte applicazioni di bioimaging. In un altro approccio per eseguire AR e OR PAM, viene spostato l&#39;obiettivo ottico e ultrasonico, che rende non focalizzati la messa a fuoco della luce e l&#39;ultrasuono. Pertanto, la qualità dell&#39;immagine non è ottimale <suP class = &quot;xref&quot;&gt; 29. Utilizzando questa tecnica, AR-PAM e OR-PAM possono raggiungere rispettivamente solo 139 μm e 21 μm risoluzioni, rendendolo un sistema di scarsa risoluzione. Un altro approccio, che include la modifica della fibra ottica e la collimazione delle ottiche, è stato riferito per passare da AR a OR PAM, rendendo difficile il processo di allineamento 30 . In tutti questi casi, AR-PAM non ha utilizzato l&#39;illuminazione a campo scuro. L&#39;utilizzo dell&#39;illuminazione a campo scuro può ridurre la generazione di segnali fotoacoustici forti dalla superficie della pelle. Pertanto, l&#39;imaging a tessuto profondo può essere eseguito usando l&#39;illuminazione a forma di anello, in quanto la sensibilità di rilevazione dei segnali fotoacoustici profondi sarà maggiore rispetto a quella dell&#39;illuminazione a campo luminoso. Questo lavoro riporta un sistema di imaging AR e OR PAM (AR-OR-PAM) in grado di acquisire sia immagini ad alta risoluzione che imaging a tessuto profondo a bassa risoluzione dello stesso campione, utilizzando lo stesso laser e scanner per entrambi i sistemiems. Le prestazioni del sistema AR-OR-PAM sono state caratterizzate dalla determinazione della risoluzione spaziale e della profondità dell&#39;immagine utilizzando esperimenti fantasma. La vascolarizzazione in vivo di sangue è stata eseguita su un orecchio del mouse per dimostrare la sua capacità biologica di imaging.

<table><tbody><tr><td>Q-switched Nd:YAG laser</td><td>Edgewave</td><td>BX80-2-L</td><td>Pump laser&amp;nbsp;</td></tr><tr><td>Credo-High Repetition Rate Dye Laser</td><td>Spectra physics</td><td>CREDO-DYE-N</td><td>Dye laser</td></tr><tr><td>Precision Linear Stage</td><td>Physik Instrumente</td><td>PLS 85&amp;nbsp;</td><td>XY raster scanning stage</td></tr><tr><td>Translation stage</td><td>Physik Instrumente</td><td>VT 80&amp;nbsp;</td><td>Confocal determine</td></tr><tr><td>Mounted Silicon photodiode</td><td>Thorlabs</td><td>SM05PD1A</td><td>Triggering/Pulse variation</td></tr><tr><td>Motorized continuous Rotational stage&amp;nbsp;</td><td>Thorlabs</td><td>CR1/M-Z7</td><td>Diverting laser beam</td></tr><tr><td>Mounted Continuously Variable ND Filter</td><td>Thorlabs</td><td>NDC-50C-4M</td><td>Intensity variable</td></tr><tr><td>Fiber Patch Cable</td><td>Thorlabs</td><td>M29L01</td><td>Multimode fiber</td></tr><tr><td>Microscope objective</td><td>Newport</td><td>M-10X</td><td>Objective&amp;nbsp;</td></tr><tr><td>XY translating mount</td><td>Thorlabs</td><td>CXY1</td><td>Translating mount</td></tr><tr><td>Plano convex lens</td><td>Thorlabs</td><td>LA1951</td><td>Collimating lens</td></tr><tr><td>Conical lens&amp;nbsp;</td><td>Altechna</td><td>APX-2-B254</td><td>Ring shape beam</td></tr><tr><td>Translation stage</td><td>Thorlabs</td><td>CT1</td><td>Translating stage</td></tr><tr><td>Optical condenser</td><td>Home made</td><td></td><td></td></tr><tr><td>Ultrasonic transducer</td><td>Olympus-NDT</td><td>V214-BB-RM</td><td>50MHz transducer</td></tr><tr><td>Plano concave lens</td><td>Thorlabs</td><td>LC4573</td><td>Acoustic lens</td></tr><tr><td>Pulser/Receiver</td><td>Olympus-NDT</td><td>5073PR</td><td>Pulse echo amplifier&amp;nbsp;</td></tr><tr><td>Mounted standard iris</td><td>Thorlabs</td><td>ID12/M</td><td>Beam shaping</td></tr><tr><td>Plano convex lens</td><td>Thorlabs</td><td>LA4327</td><td>Condenser lens</td></tr><tr><td>Mounted precision pinhole</td><td>Thorlabs</td><td>P50S</td><td>Spatial filtering</td></tr><tr><td>Single mode fiber patch cable</td><td>Thorlabs</td><td>P1-460B-FC-1</td><td>Single mode fiber</td></tr><tr><td>Fiber coupler</td><td>Newport</td><td>F-91-C1</td><td>Single mode coupling</td></tr><tr><td>Achromatic doublet lens</td><td>Edmund Optics</td><td>32-317</td><td>Achromatic doublet</td></tr><tr><td>Protected silver elliptical mirror</td><td>Thorlabs</td><td>PFE10-P01</td><td>Mirror</td></tr><tr><td>Right angle kinematic mirror mount</td><td>Thorlabs</td><td>KCB1</td><td>Mirror mount</td></tr><tr><td>Z-Axis Translation Mount</td><td>Thorlabs</td><td>SM1Z</td><td>z translator</td></tr><tr><td>Lens tube</td><td>Thorlabs</td><td>SM05L10</td><td></td></tr><tr><td>UV Fused Silica Right-Angle Prism</td><td>Thorlabs</td><td>PS615</td><td>Right angle prism</td></tr><tr><td>Rhomboid prism</td><td>Edmund Optics</td><td>47-214</td><td>Shear wave</td></tr><tr><td>Dimethylpolysiloxane</td><td>Sigma Aldrich</td><td>DMPS1M</td><td>Silicon oil</td></tr><tr><td>Amplifier</td><td>Mini Circuits</td><td>ZFL-500LN</td><td>Amplifier</td></tr><tr><td>16 bit high speed digitizer</td><td>Spectrum</td><td>M4i.4420</td><td>Data acquisition card</td></tr><tr><td>Oscilloscope</td><td>Agilent Technologies</td><td>DS06014A</td><td></td></tr><tr><td>Mice&amp;nbsp;</td><td>InVivos Pte.Ltd</td><td>ICR</td><td>Animal model</td></tr><tr><td>Ultrasound gel&amp;nbsp;</td><td>Progress/parker acquasonic gel</td><td>PA-GEL-CLEA-5000</td><td>Acoustic coupling</td></tr><tr><td>Water tank</td><td>Home made</td><td></td><td></td></tr><tr><td>Translation stage</td><td>Homemade</td><td></td><td>Switching AR-OR</td></tr><tr><td>Gold nanoparticles</td><td>Sigma Aldrich</td><td>742031</td><td>Lateral resolution</td></tr><tr><td>Sterile ocular ointment</td><td>Alcon</td><td>Duratears</td><td>Animal imaging</td></tr><tr><td>1951 USAF resolution test target</td><td>Edmund Optics</td><td>38257</td><td>Confocal alignment</td></tr><tr><td>Data acquisition software</td><td>National Instrument</td><td>Labview</td><td>Home made software using Labview</td></tr><tr><td>Image Processing software</td><td>Mathworks</td><td>Matlab</td><td>Home made program using Matlab</td></tr></tbody></table>

switchable acoustic and optical resolution photoacoustic microscopy for in vivo small-animal blood vasculature imaging

La microscopia Photoacoustic (PAM) è una modalità di imaging invivo in rapida crescita che unisce sia l&#39;ottica che l&#39;ultrasuono, fornendo una penetrazione oltre il percorso libero medio ottico (~ 1 mm nella pelle) ad alta risoluzione. Combinando il contrasto di assorbimento ottico con l&#39;alta risoluzione spaziale dell&#39;ecografia in un&#39;unica modalità, questa tecnica può penetrare nei tessuti profondi. I sistemi di microscopia Photoacoustic possono avere una risoluzione acustica bassa e una sonda profondamente o un&#39;alta risoluzione ottica e una sonda poco profonda. È difficile ottenere un&#39;elevata risoluzione spaziale e una grande penetrazione di profondità con un singolo sistema. Questo lavoro presenta un sistema AR-OR-PAM capace sia di immagini ad alta risoluzione che a profondità basse e di imaging a tessuto profondo a bassa risoluzione dello stesso campione in vivo . Una risoluzione laterale di 4 μm con profondità di imaging da 1,4 mm con messa a fuoco ottica e una risoluzione laterale di 45 μm con profondità di immagine di 7,8 mm con focus acustico sono riuscitiDimostrato utilizzando il sistema combinato. Qui viene eseguita un&#39;immagine vascolare in piccole animali in vivo per dimostrare la sua capacità biologica di imaging.

Lo schema del sistema AR-OR-PAM è mostrato in Figura 1 . In questa configurazione, tutti i componenti sono stati integrati e assemblati in una configurazione di gabbia ottica. L&#39;utilizzo di un sistema di gabbia rende la testa di scansione AR-OR-PAM compatta e facilmente assemblata, allineata e integrata su una singola fase di scansione. La scansione continua bidimensionale raster della testa ...

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

Qui viene dimostrato un sistema di microscopia fotoacustica (AR-OR-PAM) di risoluzione acustica (AR) e di risoluzione ottica (AR) in grado di ottenere immagini ad alta risoluzione a profondità poca e immagini a tessuto profondo a bassa risoluzione sullo stesso campione in vivo .

Microscopio fotoacustico acustico e ottico<em&gt; In Vivo</em&gt; Piccolo animale Blood Imaging di Vasculature

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

switchable-acoustic-optical-resolution-photoacoustic-microscopy-for

Research

JoVE Journal

Bioengineering

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

11.8K Views.  Nanyang Technological University.  Qui viene dimostrato un sistema di microscopia fotoacustica (AR-OR-PAM) di risoluzione acustica (AR) e di risoluzione ottica (AR) in grado di ottenere immagini ad alta risoluzione a profondità poca e immagini a tessuto profondo a bassa risoluzione sullo stesso campione in vivo . 

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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.

Tridimensionale con risoluzione ottica Microscopia fotoacustico

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

Ricerca

Bioingegneria

Integrated Photoacoustic Ophthalmoscopy and Spectral-domain Optical Coherence Tomography

Both the clinical diagnosis and fundamental investigation of major ocular diseases greatly benefit from various non-invasive ophthalmic imaging technologies. Existing retinal imaging modalities, such as fundus photography1, confocal scanning laser ophthalmoscopy (cSLO)2, and optical coherence tomography (OCT)3, have significant contributions in monitoring disease onsets and progressions, and developing new therapeutic strategies. However, they predominantly rely on the back-reflected photons from the retina. As a consequence, the optical absorption properties of the retina, which are usually strongly associated with retinal pathophysiology status, are inaccessible by the traditional imaging technologies.
Photoacoustic ophthalmoscopy (PAOM) is an emerging retinal imaging modality that permits the detection of the optical absorption contrasts in the eye with a high sensitivity4-7 . In PAOM nanosecond laser pulses are delivered through the pupil and scanned across the posterior eye to induce photoacoustic (PA) signals, which are detected by an unfocused ultrasonic transducer attached to the eyelid. Because of the strong optical absorption of hemoglobin and melanin, PAOM is capable of non-invasively imaging the retinal and choroidal vasculatures, and the retinal pigment epithelium (RPE) melanin at high contrasts 6,7. More importantly, based on the well-developed spectroscopic photoacoustic imaging5,8 , PAOM has the potential to map the hemoglobin oxygen saturation in retinal vessels, which can be critical in studying the physiology and pathology of several blinding diseases 9 such as diabetic retinopathy and neovascular age-related macular degeneration.
Moreover, being the only existing optical-absorption-based ophthalmic imaging modality, PAOM can be integrated with well-established clinical ophthalmic imaging techniques to achieve more comprehensive anatomic and functional evaluations of the eye based on multiple optical contrasts6,10 . In this work, we integrate PAOM and spectral-domain OCT (SD-OCT) for simultaneously in vivo retinal imaging of rat, where both optical absorption and scattering properties of the retina are revealed. The system configuration, system alignment and imaging acquisition are presented.

Photoacoustic ophthalmology (PAOM), an optical-absorption-based imaging modality, provides the complementary evaluation of the retina to the currently available ophthalmic imaging technologies. We report the using of PAOM integrated with spectral-domain optical coherence tomography (SD-OCT) for simultaneous multimodal retinal imaging in rats.

Integrato oftalmoscopia fotoacustico e Spectral-dominio Optical Coherence Tomography

Both the clinical diagnosis and fundamental investigation of major ocular diseases greatly benefit from various non-invasive ophthalmic imaging ...

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.

Universale Mano libera tridimensionale optoacustica Imaging Probe per Deep Tissue angiografia umana e funzionali studi preclinici in tempo reale

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

Novel Photoacoustic Microscopy and Optical Coherence Tomography Dual-modality Chorioretinal Imaging in Living Rabbit Eyes

Photoacoustic ocular imaging is an emerging ophthalmic imaging technology that can noninvasively visualize ocular tissue by converting light energy into sound waves and is currently under intensive investigation. However, most reported work to date is focused on the imaging of the posterior segment of the eyes of small animals, such as rats and mice, which poses challenges for clinical human translation due to small eyeball sizes. This manuscript describes a novel photoacoustic microscopy (PAM) and optical coherence tomography (OCT) dual-modality system for posterior segment imaging of the eyes of larger animals, such as rabbits. The system configuration, system alignment, animal preparation, and dual-modality experimental protocols for in vivo, noninvasive, label-free chorioretinal imaging in rabbits are detailed. The effectiveness of the method is demonstrated through representative experimental results, including retinal and choroidal vasculature obtained by the PAM and OCT. This manuscript provides a practical guide to reproducing the imaging results in rabbits and advancing photoacoustic ocular imaging in larger animals.

This manuscript describes the novel setup and operating procedure of a photoacoustic microscopy and optical coherence tomography dual-modality system for noninvasive, label-free chorioretinal imaging of larger animals, such as rabbits.

Romanzo fotoacustico microscopia e tomografia a coerenza ottica doppia modalità coroidoretinica Imaging in vita gli occhi dei conigli

Photoacoustic ocular imaging is an emerging ophthalmic imaging technology that can noninvasively visualize ocular tissue by converting light energy into ...

Ingegneria

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.

Non invasiva parenchimale, vascolare e metabolica ad alta frequenza ad ultrasuoni e fotoacustico Rat profonda Brain Imaging

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

Neuroscienze

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 compatto di Tomografia Photoacoustico ad alte prestazioni per<em&gt; In Vivo</em&gt; Imaging cerebrale di piccole dimensioni

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

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

Translation of photoacoustic imaging into the clinic is a major challenge. Handheld real-time clinical photoacoustic imaging systems are very rare. Here, we report a combined photoacoustic and clinical ultrasound imaging system by integrating an ultrasound probe with light delivery for small animal imaging. We demonstrate this by showing sentinel lymph node imaging in small animals along with minimally invasive real-time needle guidance. A clinical ultrasound platform with access to raw channel data allows the integration of photoacoustic imaging leading to a handheld real-time clinical photoacoustic imaging system. Methylene blue was used for sentinel lymph node imaging at 675 nm wavelength. Additionally, needle guidance with dual modal ultrasound and photoacoustic imaging was shown using the imaging system. Depth imaging of up to 1.5 cm was demonstrated with a 10 Hz laser at a photoacoustic imaging frame rate of 5 frames per second.

A clinical handheld photoacoustic imaging system will be demonstrated for real-time non-invasive small animal imaging.

Mano clinico fotoacustico sistema di Imaging per Imaging animale piccolo Non-invasivo in tempo reale

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

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.

Tomografia fotoacustica basata su diodo laser pulsata per il monitoraggio del lavaggio e del lavaggio del colorante nella Vasculatura corticale del ratto

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.

Doppia scansione Raster Photoacoustic Small-Animal Imager per la visualizzazione vascolare

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

Multispectral Optoacoustic Tomography for Functional Imaging in Vascular Research

Microcirculatory impairment has been recognized in various disease processes, underlying this growing theme within vascular research. In recent years, the development of live imaging systems has set the (analytical) pace in both basic and clinical research, with the objective of creating new instruments capable of providing real-time, quantifiable endpoints with clinical interest and application. Near-infrared spectroscopy (NIRS), positron emission tomography (PET), computed tomography (CT), and magnetic resonance imaging (MRI) are available, among other techniques, but cost, image resolution, and reduced contrast are recognized as common challenges. Optoacoustic tomography (OT) offers a new perspective on vascular functional imaging, combining state-of-the-art optical absorption and spatial resolution capacities (from micrometer optical to millimeter acoustic resolution) with tissue depth. In this study, we tested the applicability of multispectral optoacoustic tomography (MSOT) for functional imaging. The system uses a tunable optical parametric oscillator (OPO) pumped by an Nd: YAG laser, providing excitation pulses sensed by a 3D probe at wavelengths from 680 nm to 980 nm. Images obtained from the human forearm were reconstructed through a specific algorithm (supplied within the manufacturer&#39;s software) based on the response of specific chromophores. Maximal Oxygenated Hemoglobin (Max HbO2) and Deoxygenated Hemoglobin (Max Hb), Total Hemoglobin (HbT), and mean Oxygen Saturation (mSO2) to vascular density (&#181;Vu), inter-unit average distances (&#950;Ad), and capillary blood volume (mm3) may be measured using this system. The applicability potential found with this OT system is relevant. Ongoing software developments will surely improve the utility of this imaging system.

The present protocol describes the acquisition of multispectral optoacoustic images of in vivo human skin vasculature. These include the quantification of hemoglobin and melanin, regarded as chromophores of interest for functional analysis.

Tomografia optoacustica multispettrale per l'imaging funzionale nella ricerca vascolare

Microcirculatory impairment has been recognized in various disease processes, underlying this growing theme within vascular research. In recent years, the ...

Microscopio fotoacustico acustico e ottico

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