Name: hand-held clinical photoacoustic imaging system for real-time non-invasive small animal imaging
Uploaded: 2017-10-16T15:00:00.000+00:00
Duration: 9 min 43 s
Description: Watch this Scientific Journal Video about Hand-held Clinical Photoacoustic Imaging System for Real-time Non-invasive Small Animal Imaging at JoVE.com

Gli autori si desidera ringraziare il sostegno finanziario dal Tier 1 assegno di ricerca finanziato dal Ministero dell'istruzione in Singapore (RG48/16: M4011617) e Tier 2 assegno di ricerca finanziato dal Ministero della pubblica istruzione a Singapore (ARC2/15: M4020238). Gli autori desidera ringraziare il Dr. Paolo Austria Dienzo per il suo aiuto con animale movimentazione.

tutti gli esperimenti sugli animali sono stati eseguiti secondo le linee guida approvate dal Comitato istituzionale di cura degli animali e l'uso di Nanyang Technological University, Singapore (numero di protocollo animale ARF-SBS / NIE-A0263).
 1. palmare in tempo reale clinica PA e noi Imaging System <ol><li>lo schema elettrico del palmare clinica PAI sistema 33 è mostrato in Figura 1a. Si compone di un laser ottico oscillatore parametrico (OPO) pompato da un laser di pompa di ND: YAG pulsato del nanosecondo raddoppiato frequenza, un fascio di fibre ottiche biforcato ( Figura 1b), un 3D su misura stampato palmare sonda portafiltro ( Figura 1 c) 33, sistema modale dual clinico di Stati Uniti e PA e una matrice lineare clinicamente compatibile UST (Vedi tabella materiali).</li>
	<li>Eseguire il software fornito dal produttore della clinica statunitense sistema facendo clic sull'icona per il software dal desktop.</li>
	<li>Da touch screen, selezionare il &#39; ricerca &#39; pulsante per azionare il sistema US in modalità ricerca. Clicca sul combinato in Stati Uniti e PA script dall'elenco degli script di imaging e fare clic sul pulsante di esecuzione per l'imaging in modalità combinata.</li>
	<li>Sincronizzare il sistema US clinico con il laser utilizzando il grilletto laser fuori o un fotodiodo. 
	Nota: Collegare la sincronizzazione fissa fuori dal laser per la sincronizzazione di sistema US in. Assicurarsi di fornire positivo segnale di Transistor-transistor logic (TTL) come il segnale di sincronizzazione. Un segnale di fotodiodo è utilizzabile anche per scopo di sincronizzazione. La sincronizzazione di sistema US in è collegata al fotodiodo rilevatore utilizzando un modulo di polarizzazione del fotodiodo. Ogni volta che il laser è ON, il fotodiodo dà un segnale per attivare e sincronizzare sia il laser e il sistema degli Stati Uniti. Eseguire questo passaggio ogni volta.</li>
	<li>Per accendere il laser, passare dalla rete elettrica e ruotare la chiave verso sinistra sul controller laser. Avviare il laser dopo aver verificato la ripetizione tariffa è di 10 Hz (F10 verrà visualizzato sul display) e il ritardo di Q-switch è basso quanto 170 µs a garantire laser a bassa energia. Per impostare il ritardo, premete il tasto select finchè vedete il ritardo valore e aumentarlo a 170. 
	Nota: Il laser dura circa 20 min a warm up</li>
	<li>Aprire l'interfaccia del software su un computer e in goto menu immettere la lunghezza d'onda come 675 nm e premere il &#39; inizio &#39; pulsante per impostare la lunghezza d'onda a 675 nm. 
	Nota: Il laser può essere sintonizzato da 670 a 2.500 nm, tuttavia, è instabile a 670 nm.</li>
	<li>Premere il pulsante dell'otturatore e accendere il laser utilizzando l'opzione per allineare il fascio laser a fibra ingresso.</li>
	<li>Utilizzando una lente piano-convessa del diametro di 1 pollice (2,5 cm) di lunghezza focale 15mm, messa a fuoco il fascio laser per il fascio di fibre ottiche, tale che tutta la luce cade sul lato ingresso fibra. 
	Nota: La fibra ottica ha 1.600 piccole fibre in bundle insieme. Si è biforcato in mezzo con due estremità di uscita rettangolare che hanno ogni 800 fibre ottiche. Le 800 fibre sono imballate in un'area di 0.1 x 4 cm, per abbinare le dimensioni dell'UST. Il diametro del nucleo di ogni fibra ottica è 185 µm, con un'apertura numerica di 0,22.</li>
	<li>Spegnere il laser dopo l'allineamento.</li>
	<li>Da the 4 titolari di sonda con diversi angoli di illuminazione (0°, 5°, 10° e 15°) scegliere il titolare sonda appropriata sulla base dell'applicazione (profondità di imaging, la dimensione dell'oggetto, la forma dell'oggetto e la posizione dell'oggetto). 
	Nota: I titolari della sonda sono stati progettati e 3D stampato in laboratorio. Dispone di tre slot, due per le fibre ottiche biforcate e quello centrale per l'UST. La dimensione del titolare sonda era basata sulle dimensioni della fibra ottica e l'UST. Simulazioni Monte Carlo sono stati fatti per studiare l'illuminazione necessaria per imaging sln in maggiore profondità. SNR è stata superiore a bassa profondità per un'illuminazione di 15 ° 33.</li>
	<li>Fit biforcato a fibre ottiche nel supporto sonda 3D stampato ad un angolo di illuminazione a luce di 15 ˚.</li>
	<li>Inserire l'UST in centro nello slot del titolare. 
	Nota: D Figura 1 Mostra la fotografia del titolare sonda con la fibra ottica e UST. Il linear array UST ha 128 elementi di matrice. La frequenza centrale di UST è 8,5 MHz e la larghezza di banda frazionario è 95%. La lunghezza di UST è 3,85 cm. Tuttavia, il sistema ha solo 64 acquisizione dati parallelo hardware e richiede che due impulsi per raccogliere dati da tutti i 128 elementi laser. Di conseguenza, la frequenza fotogrammi effettiva del sistema è la metà del tasso di ripetizione di impulso del laser, che è di 5 fotogrammi al secondo 34.</li>
	<li>Regolare la distanza tra l'UST e la fine della fibra a 1 cm allentando le viti sul lato e stringerlo dopo aver regolato la distanza esatta. 
	Nota: I parametri sono ottimizzati per SLN imaging con simulazione ed esperimenti fantasma 33. L'UST può essere fissato con le due viti sul supporto della sonda. Questo dà la possibilità di variare la distanza tra la fibra ottica e l'UST.</li>
	<li>Accendere il laser e assicurarsi di ottenere un fascio laser rettangolare posto davanti all'UST.</li>
	<li>Interruttore spegne il laser. Aumentare l'energia del laser (aumentando il ritardo) al valore desiderato per lo scopo imaging. 
	Nota: Consultare il manuale per il ritardo massimo che può essere impostato per il laser di YAG. Il valore di ritardo desiderato per questo sistema per imaging SLN era impostato su 210.</li>
</ol> 2. Caratterizzazione di risoluzione <ol><li>prendere la lastra di tessuto disponibile in commercio pollo e tagliarlo in una lastra di 2 6 x 6 cm. Utilizzando un coltello tagliatelo a fette spesse 0,5 cm.</li>
	<li>Inserire un oggetto punto, come un ago di 23 G di diametro 0,6 mm, sulla cima di petto di pollo tessuto.</li>
	<li>Accendere il laser. 
	Attenzione: Indossare occhiali protettivi quando si lavora con il laser per il resto del protocollo. Un'eccezione è stata fatta durante il processo di allineamento, poiché l'energia del laser è stato debole.</li>
	<li>Immagini di prendere PA dell'ago a diverse profondità impilando più pollo seno fettine di tessuto di spessore 0,5 cm uno-fino a 3 cm. applica U.S. gel tra strati di tessuto di petto di pollo per migliorare noi accoppiamento.</li>
	<li>Salvare e memorizzare le immagini di fascio-formata come file. mat.</li>
	<li>Spegnere il laser.</li>
	<li>Elaborare i dati con il codice in-House usando immagine elaborazione software 17. 
	Nota: Per determinare la risoluzione assiale e laterale, trovare la funzione di punto di diffusione dai segnali normalizzati PA lungo le rispettive direzioni e farli stare a una distribuzione gaussiana funzione 17. Ottenere la piena larghezza a metà altezza. Per ottenere la funzione di diffusione del punto, è necessario un punto di immagine. Tuttavia, c'è un altro modo di ottenere una funzione di diffusione del punto quando un punto obiettivo di imaging è difficile (come nel nostro caso, per un target molto piccolo punto il segnale è piuttosto piccolo e quindi usiamo un obiettivo leggermente più grande). Se la destinazione è grande, anziché direttamente sempre il punto diffusione funzione, si può ottenere una funzione di bordo diffuso. Quindi prendendo la derivata prima della funzione bordo diffuso, si può ottenere la funzione di diffusione del punto. Di conseguenza, non è assolutamente necessario utilizzare una punto di destinazione per calcolare la risoluzione 22.</li>
</ol> 3. Preparazione degli animali per l'Imaging di SLN < classe p = "jove_contenda "> Nota: il sistema di imaging clinico palmare sopra descritto è stato dimostrato per l'imaging di piccoli animali SLN. Per gli esperimenti, sono stati acquistati a 8-week-old 6 ratti sani, femminile (NTac:Sprague Dawley, 220 ± 30 g). Ratti femminili vengono utilizzati perché l'insorgenza del cancro al seno in ratti maschii è meno frequente. Tuttavia, i ratti maschii possono essere utilizzati anche per gli studi. Inoltre, nella letteratura, ratti femminili sono utilizzati più ampiamente per l'imaging di SLN.
<ol><li>Amputate rat <ol><li>prima di formazione immagine, anestetizzare il topo con la soluzione di anestesia, che contiene un cocktail di ketamina (100 mg/mL), xilazina (20 mg/mL) e soluzione fisiologica iniettabile in proporzione 2:1:1. Aggiungere 0,2 mL del cocktail per 100 g di peso dell'animale a una siringa sterile chirurgico 1 mL con ago (27G, pollice del ½).</li>
		<li>Collottola del collo del ratto a mano e disinfettare il quadrante inferiore destro dell'addome con un tampone imbevuto di alcool. Iniettare la soluzione di anestesia nel corpo degli animali.</li>
		<li>Garantire che l'animale è anestetizzato controllando per riflesso il pizzico di toe.</li>
	</ol></li> <li>SLN per imaging, rimuova i capelli dalla regione di interesse delicatamente con crema depilatoria commercialmente disponibili. Utilizzare come necessaria per coprire completamente l'area. Rimuovere la crema con un batuffolo di cotone bagnato dopo 3-5 min di applicazione. Per evitare gli occhi da siccità e danni accidentali laser, applicare unguento di lacrime artificiali.</li>
	<li>Posto blu underpad sul tavolo e posizionare l'animale lateralmente su di esso. Somministrare un anestetico per inalazione attraverso un cono di naso (0,75% di isoflurane con ossigeno (1,2 L/min)) per mantenere l'animale in anestesia durante gli esperimenti. L'ossimetro di impulso per la zampa posteriore del ratto per monitorare la frequenza cardiaca e la saturazione dell'ossigeno periferico durante gli esperimenti di clip. 
	Nota: Assicurarsi che l'animale è caldo utilizzando un termoforo approvato per uso animale.</li>
</ol> 4. In Vivo SLN Imaging di ratti <ol><li>prima di formazione immagine, applicare 0,5-1 mL di gel di US sulla pelle con una siringa e diffonderla bene usando un applicatore. Mettete una fetta di tessuto di petto di pollo spesse 0,5 cm di dimensioni 6 x 6 cm sull'area di imaging e applicare ulteriori US gel sul tessuto pollo per migliorare l'accoppiamento. 
	Nota: LNs si trovano sotto la pelle (entro 2-3 mm) in ratti. In esseri umani, LNs sono ad una profondità di 1 cm. quindi, tessuto di pollo è collocato nell'area della immagini del ratto per imitare il scenario di gestione immagini umano. In alternativa, tessuto che imita fantasmi può essere usato al posto del tessuto pollo.</li>
	<li>Interruttore sul laser. Posizionare il palmare portasonda in cima al tessuto di pollo e la scansione esso (spostare il titolare da destra a sinistra) nella modalità combinata di Stati Uniti e PA. 
	Nota: L'area del fascio laser è di circa 3 cm 2 e fluenza è calcolato per essere circa 8 mJ/cm 2, che è inferiore al limite di sicurezza di American National Standards Institute (ANSI) (20 mJ/cm 2) 35 . La profondità di imaging è impostata a 2 cm nel sistema statunitense clinico. Occhiali di sicurezza devono essere indossati in ogni momento quando il laser è acceso.</li>
	<li>Impostare la profondità di imaging a 2 cm per l'imaging PA.</li>
	<li>Ottenere un'immagine di controllo della regione di interesse, sopra la gamba anteriore nella zona toracica, spostando la sonda palmare da un lato a altro prima dell'iniezione del mezzo di contrasto. 
	Nota: Tutti i dati viene salvati in fascio-formato dati digitare per l'ulteriore elaborazione.</li>
	<li>Iniettare 0,2 mL del mezzo di contrasto, (cioè, MB (10 mg/mL)) nella zampa dell'animale e massaggiare bene per 2 min facilitare il movimento di agente di contrasto ai linfonodi attraverso i vasi linfatici.</li>
	Sonda <li>scansione dopo 5 min con il palmare lungo il tessuto di pollo per individuare lo SLN con l'aiuto del segnale PA. 
	Nota: Tutti i frame vengono salvati nel tipo di fascio-formato dati.</li>
	<li>Fare clic sul &#39; freeze &#39; pulsante dai controlli il sistema degli Stati Uniti e fare clic sul &#39; esportare fotogrammi selezionati &#39; pulsante da monitor touch screen per esportare i dati registrati. 
	Nota: I dati possono essere memorizzati in diversi formati cioè, fascio formata, scansione convertita, canale e I.Q.</li>
	<li>Aggiungere più 2 strati di fette di tessuto di pollo spessore 0,5 cm in cima all'animale uno e individuare lo SLN per dimostrare la fattibilità di profondità imaging fino a 1,5 cm.</li>
	<li>Dopo formazione immagine, rimuovere tutte le sezioni di tessuto di pollo</li>
	<li>Spegnere il laser.</li>
</ol> 5. Spettroscopia di SLN PA <ol><li>mettete una fetta di tessuto di petto di pollo spesse 0,5 cm su ratto.</li>
	<li>Impostare la lunghezza d'onda del laser come 670 nm utilizzando il software.</li>
	<li>Interruttore sul laser. Scansione con la sonda lungo il tessuto di petto di pollo sulla zona per individuare lo SLN con l'aiuto del segnale PA.</li>
	<li>Tenere la sonda stabile dopo aver individuato lo SLN.</li>
	<li>Il laser tuning software fornito, immettere la lunghezza d'onda di 800 nm nel software laser, impostare la velocità come 10 nm/s e scegliere il &#39; inizio &#39; pulsante. 
	Nota: Questo può variare la lunghezza d'onda da 670 nm a 800 nm a una velocità di 10 nm/s. La gamma di lunghezza d'onda di variare dipende lo spettro di assorbimento del mezzo di contrasto utilizzato. MB ha un forte picco intorno 670 nm.</li>
	<li>Osservare il cambiamento nel segnale di PA con cambiamento di lunghezza d'onda.</li>
	<li>Spegnere il laser.</li>
	<li>Rimuovere la fetta di pollo tessuto.</li>
</ol> 6. In tempo reale dell'ago di rilevamento utilizzando PAI <ol><li>posto un 0,5 cm spessore petto di pollo fetta di tessuto sull'animale. Impostare la lunghezza d'onda a 675 nm.</li>
	<li>Interruttore sul laser. Muovere la sonda per individuare e identificare SLN sullo schermo con l'aiuto del segnale PA.</li>
	<li>Ago in tempo reale di monitoraggio <ol><li>iniettare un ago di 23 G, di dimensioni: 0,6 x 32 mm 2, parallela all'UST attraverso il tessuto di pollo nell'animale per raggiungere lo SLN, mentre guida in tempo reale sul monitor del sistema US clinico.</li>
	</ol></li> <li>Dopo gli esperimenti, spegnere il laser. Rimuovere il tessuto di pollo e pulsossimetro dall'animale e spostare l'animale al banco di lavoro. Pulire il gel per ultrasuoni sul ratto con salviette di cotone.</li>
	<li>Metti l'animale sul suo letto e monitorarlo finché non si riacquista coscienza.</li>
	<li>Tornare l'animale alla sua gabbia dopo che il suo comportamento è normale.</li>
</ol>

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Gli autori hanno nessun interessi finanziari rilevanti nel manoscritto e nessun altri potenziali conflitti di interesse a divulgare.

Attualmente il costo di screening, diagnosi e trattamento del cancro è molto elevato. Ci sono diverse modalità che vengono utilizzate per lo screening del cancro e diagnosi di formazione immagine. Tuttavia, un sacco di queste tecniche di imaging hanno limitazioni tra cui dimensione macchina ingombrante, diagnosi invasiva, tornando a pazienti, troppo costoso, requisito di radiazione ionizzante, o uso di agenti di contrasto radioattivo. Di conseguenza, un imaging efficiente, conveniente e in tempo reale e sistema di guida è tanto necessario. Formazione immagine unita di Stati Uniti e PA è una tecnica che può essere utilizzata per lo screening non invasivo, efficace, la diagnosi e la stadiazione del tumore. PA clinico di imaging può essere fatta più fattibile con gli agenti di contrasto approvato dalla FDA come MB. Come PA imaging è una procedura non invasiva, Elimina le complicazioni legate alla chirurgia SLNB.
Ci sono alcune sfide che richiedono attenzione prima clinica PAI diventa successo. In primo luogo, la dimensione del laser utilizzato per PAI deve essere reso più compatto. Sono grandi, pesanti e spesso richiedono una tabella ottica per ospitarli. Sono anche sensibili a variazioni molto piccole allineamento, quindi non portatile per uso clinico. Laser a diodi piccolo rendimento energetico molto basso rispetto ai laser OPO ingombranti e spesso non sono regolabili. Recentemente, laser portatili OPO sono stati resi disponibili. Questo notevolmente può risolvere il problema della portabilità. In secondo luogo, l'integrazione della luce consegna con la sonda statunitense con luce ad alta efficienza di accoppiamento è un compito impegnativo. Piccoli diodi laser sono stati integrati all'interno di UST stesso. Tuttavia, il potere è molto più basso e richiede modifiche su misura in UST che lo rende anche più costoso38. Efficace accoppiamento esterno di luce e UST deve essere fatto. In terzo luogo, la disponibilità di un commerciale clinica US sistema di imaging per PAI con accesso ai dati grezzi canale e compatibili UST per acquisizione dati. Recentemente, tali sistemi sono diventato disponibili commercialmente.
Altre sfide minori sono per aumentare la frequenza di fotogrammi imaging efficace. Questo è attualmente limitato con il tasso di ripetizione di impulso del laser. La maggior parte OPO laser hanno un tasso di ripetizione di impulso di fino a 200 Hz. pulsata diodi laser hanno un più alto tasso di ripetizione di impulso di qualche kHz. L'uso di questi laser contribuirà a migliorare la cornice imaging tasso significativamente34. Inoltre, la disponibilità di agenti di contrasto molto pochi approvato dalla FDA (come MB) è un altro limite per clinica PAI. Un sacco di ricerca avviene nella ricerca e test di agenti di contrasto differenti per PAI. Altri aspetti minori anche bisogno di essere presi in considerazione durante l'esecuzione palmare PA di imaging. Come stiamo usando una sonda palmare sull'animale, ci sarà qualche errore dovuto a movimenti delle mani mentre si maneggia il titolare. Massima cura deve essere presa per ridurre al minimo questo errore. Inoltre, pur mostrando in tempo reale dell'ago di rilevamento, l'ago esattamente nel piano di posizionamento al centro della UST è molto cruciale per ottenere il massimo segnale di PA dall'ago e seguirlo con successo. Superando tutte queste sfide, PAI può essere uno strumento efficace di imaging clinico per applicazioni diffuse (organelli delle cellule agli organi) compresa formazione immagine dei vasi sanguigni, sistema vascolare del cervello, tumori, SLN, vescica urinaria e cellule tumorali circolanti.

Per la rilevazione e la stadiazione del tumore, sono disponibili diverse tecniche di imaging. Alcune delle modalità di imaging ampiamente usate sono la formazione immagine a risonanza magnetica (MRI), tomografia computerizzata a raggi x (CT), raggi x, ultrasuoni (US), tomografia a emissione di positroni (PET), fluorescenza imaging, ecc.1,2, 3 , 4. ma, alcune di tecniche di imaging esistenti non sono invasivi, hanno radiazioni nocive, o sono lenti, costosi, ingombranti o ostile ai pazienti. Così, c'è una costante necessità di sviluppare nuove tecniche di imaging veloce e conveniente per diagnostica e terapia5.
Fotoacustico imaging (PAI) è una tecnica di imaging emergente, che combina ricco contrasto ottico con ultrasuoni ad alta risoluzione a una più profonda formazione immagine profondità5,6,7,8, 9. A PAI, un impulso breve laser viene utilizzato per l'irradiazione del tessuto. La luce viene assorbita dal tessuto che conduce a un piccolo aumento di temperatura. A causa dell'espansione termoelastiche, onde di pressione (sotto forma di onde acustiche) vengono generate all'interno del tessuto. Le onde acustiche generate (noto anche come onde fotoacustico (PA)) vengono acquisite con un trasduttore di ultrasuoni a banda larga (UST) all'esterno del contorno di tessuto. Questi segnali acquisiti di PA possono essere utilizzati per ricostruire immagini di PA, rivelando le informazioni strutturali e funzionali all'interno del tessuto. PAI è una vasta gamma di applicazioni, tra cui: vaso sanguigno imaging, imaging di linfonodo sentinella, imaging sistema vascolare cerebrale, tumore imaging, imaging molecolare, ecc.10,11,12, 13,14,15 PAI ha numerose applicazioni per i suoi vantaggi, vale a dire: profondità di penetrazione più profonda, buona risoluzione spaziale e contrasto alto e morbido del tessuto. Il contrasto a PAI può essere endogeno da sangue, melanina, ecc. Quando il contrasto endogeno non è abbastanza forte, agenti di contrasto esogeni come coloranti organici, nanoparticelle, punti quantici, ecc.16,17,18,19, 20 , 21 può essere utilizzato per migliorare il contrasto.
Anche se PAI ha numerosi vantaggi rispetto a altre tecniche di imaging, traduzione clinica è ancora una sfida molto grande. Le principali limitazioni sono ingombranti i laser utilizzato, la maggior parte di UST utilizzato per l'acquisizione dati non sono compatibile con sistemi clinici di Stati Uniti e la mancata disponibilità di commercialmente disponibile cliniche sistemi di imaging a US che danno accesso al canale crudo dati. Solo recentemente, macchine US clinici commerciali con accesso ai dati grezzi sono diventati disponibili22. In questo lavoro, ci proponiamo di dimostrare la fattibilità di PAI con un set-up palmare utilizza una piattaforma clinica. Ci proponiamo di dimostrare questo mostrando imaging non-invasivo della sentinella linfonodi (sln) in un modello animale piccolo.
I tumori al seno invasivi sono una delle principali cause di morte per cancro tra le donne. Diagnosi e stadiazione del cancro al seno precoce è fondamentale per decidere le strategie di trattamento, che svolgono un ruolo importante nella prognosi del paziente. Per il seno cancro gestione temporanea biopsie di linfonodo sentinella (SLNB) sono di solito utilizzati23,24. SLN è il primario di linfonodo, dove la possibilità di trovare le cellule tumorali è il più alto dovuto la metastasi. SLNBs coinvolgere iniettando un colorante o un tracciante radioattivo, seguita da taglio aperto la zona con una piccola incisione e quindi individuando lo SLN visivamente in caso di coloranti o con l'aiuto di un contatore Geiger, in caso di un tracciante radioattivo. Dopo l'identificazione, SLN pochi vengono rimossi per gli studi istopatologici24,25. SLNB positivo indica che il tumore ha metastatizzato ai linfonodi vicini e forse ad altri organi. SLNB negativo indica che la probabilità della metastasi è trascurabile26. SLNB ha numerose complicazioni connesse con esso come intorpidimento del braccio, linfedema, ecc27 per eliminare le complicazioni SLNB associati, è necessaria una tecnica di imaging non invasivo.
Per la mappatura di SLN in piccoli animali e gli esseri umani, PA di imaging è stato esplorato estesamente con l'aiuto di contrasto diversi agenti15,28,29,30,31 , 32. Tuttavia, i sistemi utilizzati attualmente non possono essere utilizzati in uno scenario clinico, come sottolineato in precedenza. Un altro problema da affrontare è la procedura chirurgica coinvolti in SLNB28. Adattare le procedure minimamente invasive per la biopsia di aspirazione fine dell'ago (FNAB) era necessario per ridurre il tempo di recupero e gli effetti collaterali dei pazienti. In questo lavoro, è stato utilizzato un sistema di Stati Uniti clinico per formazione immagine unita di Stati Uniti e PA è stata usata. Per facilità d'uso nell'impostazione clinica, una misura palmare porta per fibra ottica alloggiamento e UST è stato progettato. Blu di metilene (MB) è stato utilizzato per l'identificazione e la mappatura sln. Inoltre, per eliminare le complicazioni connesse con la chirurgia SLNB, dell'ago in tempo reale non invasivo di monitoraggio è anche dimostrato.

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

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

Traduzione di fotoacustico imaging in clinica è una sfida importante. Sistemi di imaging palmare fotoacustico clinica in tempo reale sono molto rari. Qui, segnaliamo un combinato fotoacustico e imaging sistema integrando una sonda ecografica con luce consegna per piccoli animali imaging clinico a ultrasuoni. Dimostriamo questa da risultati di imaging di linfonodo sentinella nei piccoli animali insieme con guida mininvasiva dell'ago in tempo reale. Una piattaforma di ecografia clinica con accesso ai dati grezzi canale consente l'integrazione di fotoacustico imaging che porta ad un palmare fotoacustico clinica in tempo reale sistema di imaging. Blu di metilene è stato utilizzato per l'imaging di linfonodo sentinella a 675 Nm. Inoltre, orientamento dell'ago con doppio ultrasuono modale e fotoacustico imaging è stata indicata utilizzando il sistema di imaging. Formazione immagine di profondità fino a 1,5 cm è stata dimostrata con un laser di 10 Hz a un fotoacustico imaging 5 fotogrammi al secondo.

<img alt="Figure 1" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/56649/56649fig1.jpg"> 
Figura 1: Descrizione del sistema. (a) rappresentazione schematica del sistema PAI con doppio sistema di US clinica modale. OPO - oscillatore parametrico ottico, di - fascio di fibre ottiche, FH - supporto di fibra, USM - clinica macchina degli Stati Uniti. Il titolare di fibra integra l'UST e due uscita fibra ottica bundle. La macchina di anestesia fornitura isoflurano e ossigeno viene utilizzata per mantenere l'animale in anestesia durante gli esperimenti. (b) fotografia di biforcato a fibre ottiche. Io / P indica la fine di ingresso della fibra e l'O/P indica le due estremità della fibra di output. (c) fotografia del titolare della fibra con tre slot, due per la fibra ottica e uno per l'UST. (d) fotografia di UST e le estremità di fissato nel supporto della fibra. (e) risoluzione assiale caratterizzata a diverse profondità calcolata da tutta la larghezza a metà altezza. <a href="//ecsource.jove.com/files/ftp_upload/56649/56649fig1large.jpg" target="_blank">Clicca qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.</a>
Per caratterizzare la risoluzione assiale e laterale del sistema di imaging, è stato utilizzato un ago di diametro 0,6 mm. Il segnale di PA lungo la direzione assiale e laterale era tracciato e montato a una funzione di distribuzione gaussiana. La larghezza piena a metà altezza è stato calcolato a varie profondità di 1 cm, 1.5 cm, 2cm, 2,5 cm e 3 cm. La trama per risoluzione assiale è mostrata in Figura 1e. La risoluzione assiale è stata calcolata per essere 207 ± 45 µm. La risoluzione laterale è limitata dal passo elemento del UST. Teoricamente, la risoluzione laterale è 300 µm, che è la dimensione dell'elemento di UST. La risoluzione laterale calcolata dall'immagine acquisita PA dell'ago era 351 µm.
MB è un Food e Drug Administration (FDA) ha approvato tintura per l'imaging di SLN ed è ampiamente usato clinicamente per SLNB. Di conseguenza, è stato utilizzato MB per l'imaging non invasivo di SLN con PAI estesamente. Una lunghezza d'onda ottima di 675 nm è stato determinato sulla base delle spettro ottico e limitazioni del laser accordabilità36. La figura 2a Mostra la fotografia della regione rasata del ratto per l'imaging di SLN. La linea tratteggiata rossa mostra il piano di imaging approssimativo per combinato USA e PA di imaging. Tutte le immagini combinate PA e Stati Uniti indicate sono screenshot prelevati dal monitor di sistema US clinico. Figura 2b Mostra l'immagine combinata di Stati Uniti e PA prima dell'iniezione di MB. Si può notare che non ci è segnale di PA nell'immagine. Dagli Stati Uniti, immagini dei linfonodi possono essere identificati, ma solo da un occhio allenato come il contrasto è molto povero. Inoltre, con semplici immagini di Stati Uniti, lo SLN non può essere differenziato da altri linfonodi. Figura 2 c Mostra l'immagine combinata di Stati Uniti e PA dopo iniezione di MB. Da questa immagine, lo SLN può essere identificato molto facilmente a causa del forte segnale PA da MB allo SLN.
<img alt="Figure 2" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/56649/56649fig2.jpg"> 
Figura 2: identificazione di SLN. (a) fotografia della regione imaging rasata di ratto per SLN di imaging, la linea rossa tratteggiata mostra l'aereo approssimativo di US B-scan, nonché PAI; (b) combinati Stati Uniti e PA immagine prima dell'iniezione di MB, (c) combinato USA e PA immagine dopo l'iniezione di MB. La barra della scala sull'asse X e Y rappresenta la stessa lunghezza. <a href="//ecsource.jove.com/files/ftp_upload/56649/56649fig2large.jpg" target="_blank">Clicca qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.</a>
Spettroscopia di PA in tempo reale può essere fatto con il PA clinico sistema di imaging variando la lunghezza d'onda del laser durante la formazione immagine. MB ha un picco di assorbimento taglienti intorno 670 nm. Così, variando la lunghezza d'onda da 670 nm a 800 nm, il segnale di PA dallo SLN scomparirà lentamente. Figura 3a -c Mostra lo SLN a 670 nm, 700 nm e 800 nm, rispettivamente.
<img alt="Figure 3" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/56649/56649fig3.jpg"> 
Figura 3: spettroscopia di Real-Time PA. (a) SLN a 670 nm, SLN (b) a 700 nm, SLN (c) a 800 nm. La barra della scala su X e asse Y rappresenta la stessa lunghezza. <a href="//ecsource.jove.com/files/ftp_upload/56649/56649fig3large.jpg" target="_blank">Clicca qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.</a>
Sln si trovano di solito tra 1-2 cm di profondità dalla superficie della pelle negli esseri umani. Nei piccoli animali, SLN può essere trovato appena sotto la pelle. Pertanto, per simulare uno scenario di imaging SLN umano, tessuto del seno di pollo era posta sulla sommità di superficie della pelle del ratto. Inoltre, per dimostrare la profondità di imaging, lo spessore del tessuto del seno di pollo è aumentato a passi di 0,5 cm fino a 1,5 cm. Up a imaging profondo 1,5 cm è stato osservato con la configurazione attuale. La formazione immagine profondità potrebbe essere ulteriormente migliorata con più alta energia del laser.
<img alt="Figure 4" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/56649/56649fig4.jpg"> 
Figura 4: orientamento dell'ago in tempo reale. (a) immagine di US risultati dell'ago guida contrassegnata dalla freccia gialla, (b) screen shot del combinato noi e PA immagine risultati dell'ago guida per lo SLN riempito con MB. La barra della scala su X e asse Y rappresenta la stessa lunghezza. <a href="//ecsource.jove.com/files/ftp_upload/56649/56649fig4large.jpg" target="_blank">Clicca qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.</a>
Identificazione non invasiva, insieme a FNAB di SLN, consentirà di ridurre le complicazioni connesse con la chirurgia SLNB. L'ecografia è la tecnica più comunemente usata per l'orientamento dell'ago fino a ora37. Ma, il contrasto degli Stati Uniti è molto povero di visualizzare la guida dell'ago nel tessuto. Non invasiva, Guida in tempo reale dell'ago per biopsia di SLN con PAI è mostrato qui. Figura 4a Mostra l'immagine di guida dell'ago da formazione immagine US solo nello SLN. È evidente che il contrasto fornito dagli Stati Uniti non è buono e ha bisogno di un occhio allenato per tenere traccia e guida correttamente l'ago. Figura 4b Mostra l'immagine combinata di Stati Uniti e PA dell'ago guida in vivo. Con PA di imaging, il contrasto ottenuto dall'ago è molto alto e può essere facilmente monitorato e registrato in vivo. Film S1 Mostra il video di PA di imaging per ago in vivo di rilevamento. Una volta che l'ago raggiunge lo SLN, una piccola porzione del tessuto SLN può essere stipulata per ulteriore esame istologico.
Film S1:<a href="http://ecsour href=""></a href="http://ecsour>CE.Jove.com/files/ftp_upload/56649/mb_needle.mp4">Please clicca qui per scaricare questo file.

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

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

Una clinica fotoacustico palmare sistema di imaging sarà dimostrato 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, ...

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

Nanyang Technological University

Research

JoVE Journal

Bioengineering

11.4K Views.  Nanyang Technological University. Una clinica fotoacustico palmare sistema di imaging sarà dimostrato per imaging animale piccolo non-invasivo in tempo reale.

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

Three-dimensional Optical-resolution Photoacoustic Microscopy

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

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

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 ...

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Bioingegneria

Photoacoustic Cystography

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

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

Cistografia fotoacustico

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

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

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

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

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 ...

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

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

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

Utilizzando impedenza Cell-substrato e imaging cellulare dal vivo per misurare i cambiamenti in tempo reale in Cellular Adesione e De-adesione indotta da Matrix Modifica

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

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

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

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

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

Monitoraggio in tempo reale di alta intensità ultrasuoni focalizzati (HIFU) Ablazione<em&gt; In Vitro</em&gt; Canine Livers Uso Harmonic Imaging Movimento per 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 ...

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

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

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

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

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

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 ...

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 ...

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 ...

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

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