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

著者は、シンガポールの教育省によって資金を供給層 1 研究助成金から助成を受けたいと思います (RG48/16: M4011617) とシンガポールの教育省によって資金を供給層 2 研究グラント (ARC2/15: M4020238)。著者は動物取扱と彼の助けのための博士 Rhonnie オーストリア Dienzo を認めると思います。

すべての動物実験は、ナンヤン工科大学、シンガポールの機関動物ケアおよび使用委員会によって承認されたガイドラインおよび規則に従って行われた (動物プロトコル番号 ARF SBS/NIE-A0263).
 1。 ハンドヘルド リアルタイム臨床 PA、米国イメージング システム <ol><li>ハンドヘルド臨床パイ システム 33 の模式図は、 図 1 a に表示されます。頻度倍増ナノ秒パルス Nd:YAG ポンプ レーザー、分岐の光ファイバー束 ( 図 1 b) 励起光パラメトリック発振 (OPO) レーザーで構成されています、カスタムメイド 3 D 印刷ハンドヘルド ・ プローブ ホルダー ( 図 1 c) 33、臨床デュアル モーダル米国および PA システム、および臨床的に互換性のある線形配列 UST (材料の表を参照してください).</li>
	<li>デスクトップからソフトウェアのアイコンをクリックして臨床の米国システムの製造元によって提供されるソフトウェアを実行します</li>。
	<li>タッチ スクリーンから選択、&#39; 研究 &#39; 研究モードで米国のシステムを操作するボタン。米国および PA イメージング スクリプトの一覧からスクリプトに組み合わせをクリックして、結合モードでイメージングの実行ボタンをクリックします</li>。
	<li>レーザー レーザー トリガー出力を使用してまたはフォト ダイオードを用いた臨床の米国システムと同期します 。
	注: で米国システム同期にレーザーからうち固定同期を接続します。同期信号として肯定的なトランジスタ-トランジスタ ロジック (TTL) 信号を提供することを確認します。フォト ダイオードの信号は、同期目的のため使用できます。米国システムの同期は、フォト ダイオードのバイアス モジュールを使用してフォト ダイオード検出器に接続されます。レーザーは、ON するたびに、フォト ダイオードはレーザーと米国のシステムの両方の同期をトリガーする信号を与えます。毎回この手順を実行します</li>。
	<li>、レーザーをオンに AC 電源に切り替えるし、レーザー コント ローラーの左にキーを回します。繰り返しを確認した後、レーザーを起動率は 10 Hz (f10 キーはディスプレイに表示されます) と Q スイッチの遅延は 170 μ s と低く低レーザー エネルギーを確保するため。遅延を設定すると、select キーを押しますまで遅延値し、170 に増加を参照してください 。
	注: レーザーは暖かい中に約 20 分を取る</li>
	コンピューター上のソフトウェア インターフェイスを開き、goto のメニュー入力波長 675 nm とプレス <li>、&#39; 開始 &#39; 675 で波長を設定するボタン nm 。
	注: レーザー チューニングできる 670 から 2,500 nm の, しかし、それは 670 で安定して nm</li>。
	<li>シャッター ボタンを押すし、入力光ファイバーにレーザ光を合わせてスイッチを使用して、レーザーを入れます</li>。
	<li>すべての光ファイバーの入力端に落ちるようなフォーカス レーザー光ファイバー束を 15 mm の焦点距離の 1 インチ (2.5 cm) 直径の平凸レンズを使用しています 。
	メモ: 光ファイバーは 1,600 の小さな繊維を一緒にバンドルされています。それは光ファイバーを 800 のある 2 つの長方形の出力端との中間に分岐しました。800 の繊維は、UST の寸法と一致するように 0.1 x 4 cm の領域にパックされます。各光ファイバーのコア径は 0.22 の開口で、185 μ m.</li>
	<li>アライメント後にレーザーがオフを切り替えるです</li>。
	<li>からの 4 プローブ ホルダー (0 °、5 °、10 °、15 °) 照明の様々 な角度での応用 (イメージング、オブジェクトのサイズ、オブジェクトの形状やオブジェクトの場所の深さ) に基づく適切なプローブ ホルダーを選択します 。
	注: プローブ ホルダーを設計され、3 D ラボでプリントされました。3 つのスロット、2 分岐ファイバーと、UST の中央のものがあります。プローブ ホルダーの寸法は、光ファイバーと、UST の寸法に基づいていた。モンテカルロ ・ シミュレーションは、高い深さで SLNs をイメージングに必要な光の照射を勉強する行われました。15 ° 33 の照明のどん底で sn 比が高かった</li>。
	<li>15 ̊ の光照射角度で 3 D プリント プローブ ホルダーに分岐された光ファイバーを適合します</li>。
	<li>ホルダーの中央のスロットに、UST を挿入します 。
	注: 図 1 d は、光ファイバーと UST プローブ ホルダーの写真を示しています。線形配列の UST 128 配列要素があります。UST の中心周波数は 8.5 MHz と比帯域幅は 95%。UST の長さは、3.85 cm です。ただし、システムだけ 64 並列データ集録ハードウェアには、2 つのレーザーのすべての 128 要素からデータを収集する必要があります。したがって、システムの効果的なフレーム レートは 5 コマ秒 34 であるレーザーの半分のパルス繰り返し周波数</li>。
	<li>側のネジを緩めることにより、UST、繊維の端を 1 cm 間の距離を調整し、正確な距離を調整した後、それを引き締める 。
	注: パラメーターは、SLN のシミュレーションとファントム実験 33 イメージングに最適です。プローブ ホルダーに 2 本のネジで、UST を保護できます。これは光ファイバーと、UST の間の距離を変更するための柔軟性を与える</li>。
	<li>スイッチ ON、UST の前でスポット レーザーと長方形のレーザー光を得ることを確認します</li>。
	<li>レーザーがオフをスイッチ。画像の目的のため目的の値に (遅延の増加) によってレーザーのエネルギーを増加します 。
	注: は、Nd:YAG レーザーに対して設定できる最大の遅延についてはマニュアルを参照してください。SLN イメージングのためのこのシステムに必要な遅延値が 210 に設定します</li>。
</ol> 2。解像度特性 <ol><li>市販鶏組織スラブを取るし、6 x 6 cm 2 スラブにカットします。0.5 cm 厚切りに切って、ナイフを使用しています</li>。
	<li>径 0.6 mm、鶏の胸肉組織の上に 23 G 針のような点オブジェクトを配置します</li>。
	<li>スイッチ ON レーザーします 。
	注意: プロトコルの残りの部分のためのレーザーを使用する場合は、安全ゴーグルを着用ください。例外はレーザー エネルギーが弱いので、配置プロセス中にしました</li>。
	<li>複数の鶏を積み重ねることによって異なる深さで針を取る PA 画像胸の適用米国ゲル 3 cm 私たちの結合を改善するために鶏の胸肉組織層の間にを厚さ 0.5 cm 1 つずつの組織スライス。</li>。
	<li>を保存し、ビーム形成イメージ .mat ファイルとして保存します</li>。
	<li>レーザーがオフを切り替えるです</li>。
	<li>は、画像処理ソフトウェア 17 を使用して社内コードでデータを処理します 。
	注: 軸方向および横方向の解像度を決定するには、それぞれの方向に沿って正規化された PA 信号から点広がり関数を見つけるし、ガウス分布関数 17 にそれらに合います。半値幅を取得します。点広がり関数を得るためには、ポイントをイメージすることが必要です。ただし、ポイント対象を撮像が困難である (と私たちのケースで非常に小さなポイント対象の信号がかなり小さく、したがって我々 はわずかにより大きいターゲットを使用)、点広がり関数を取得する別の方法があります。ターゲットが大型の場合直接ではなく、ポイントを得て広がり関数、広がるエッジ関数が取得できます。拡散エッジ関数の最初の誘導体で、点広がり関数を得ることができる 1 つ。したがって、絶対に点ターゲットを使用して、解像度 22 を計算する必要はありません</li>。
</ol> 3。SLN のイメージングのための動物の準備 メモ: 小動物 SLN のイメージングのため上記ハンドヘルドの臨床用画像システムを示した。実験 6-8 週齢の健康、女性のラット (NTac:Sprague ドーリー、220 ± 30 g) が調達されました。雌ラットは、ラットの乳がんの発生はそれほど頻繁にために使用されます。ただし、雄ラットは研究も使用できます。また、文学、雌ラットを使用、SLN イメージングのためにより広く。
<ol><li>ラット anesthetization <ol><li>イメージング前、に麻酔ラット麻酔の解決策は、ケタミン (100 mg/mL)、キシラジン (20 mg/mL) と 2 の割合で注射用生理食塩水のカクテルが含まれています: 1:1。滅菌手術用 1 mL シリンジに針 (27 G、1/2 インチ) で動物の重量の 100 g あたりのカクテルの 0.2 mL を追加します</li>。
		<li>の手によるラットの首の首筋、アルコール綿棒と腹部の右下の象限を駆除。動物の体に麻酔薬投与を挿入します</li>。
		<li>つま先ピンチに反射をチェックして動物を麻酔することを確認します</li>。
	</ol></li> <li>の SLN イメージング、市販の脱毛クリームで軽く興味の地域から髪を削除します。領域を完全にカバーするために必要な限りを使用します。アプリケーションの 3-5 分後濡れた綿棒でクリームを削除します。乾燥や偶発的なレーザー損傷から目を防ぐためには、人工涙軟膏を適用します</li>。
	<li>場所青は、underpad テーブルの上と横に動物を配置します。実験中に麻酔下の動物を維持するために鼻の円錐形 (酸素 (1.2 L/分) と一緒にイソフルランの 0.75%) を通して吸入麻酔を管理します。クリップの心拍数と実験を通じて末梢の酸素飽和度をモニターするラットの後肢にパルスオキシメータ 。
	注: 動物は動物の使用のために承認加熱パッドを使用して温かみのあることを確認します</li>。
</ol> 4。生体内でラットの SLN イメージング <ol><li>イメージング前、に米国のゲルの 0.5 を 1 mL を注射器を使用して肌に適用し、アプリケータを使用してそれを広めます。イメージングの領域にサイズ 6 cm × 6 cm の 0.5 cm 厚の鶏の胸肉の組織スライスを配置および結合を改善するために鶏の組織のより多くの米国ゲルを適用します 。
	注: LNs はラット (2 ~ 3 mm) 以内の皮膚の下にあります。ヒトでは、LNs は、深さの 1 cm します。 したがって、鶏組織は人間イメージング シナリオを模倣するラットのイメージングの領域に配置されます。また、生体近似ファントムは鶏組織の代わりに使用できます</li>。
	<li>レーザーのスイッチ。ハンドヘルド ・ プローブ ホルダー鶏組織およびスキャンの上に結合された米国および PA モードで it (右から左へ移動、ホルダー). 
	メモ: レーザ光の面積は約 3 cm 2 とフルエンスは約 8 mJ/cm 2、アメリカ規格協会 (ANSI) の安全基準 (20 mJ/cm 2) よりも低い計算、 35.イメージングの深さは、臨床の米国システムで 2 cm に設定されます。すべての回とレーザーが点灯に安全ゴーグルを着用するべきです</li>。
	<li>イメージング PA の 2 cm 画像の深度を設定します</li>。
	<li>は造影剤の注入の前に左右に、ハンドヘルド ・ プローブを移動することによって胸部領域で前脚上の関心領域のコントロールのイメージを取得します 。
	注: 梁形式のデータで、データが保存されるすべてはさらなる処理のため入力します</li>。
	<li>コントラスト エージェントの (すなわち MB (10 mg/mL)) 動物の前足で 0.2 mL を注入し、リンパ管を通してリンパ節にコントラスト エージェントの移動を容易にするために 2 分のためによくマッサージします</li>。
	PA 信号の助けを借りて、SLN を検索する鶏組織に沿って、ハンドヘルドと 5 分後 <li>スキャン プローブします 。
	注: すべてのフレームは、ビーム形成データ型に保存されます</li>。
	クリックして <li>、&#39; 凍結 &#39; 米国のシステムとクリックのコントロールからボタン、&#39; 選択したフレームをエクスポート &#39; 記録されたデータをエクスポートするのにはタッチ画面のモニターからのボタン 。
	注: データは異なる形式で保存することができますすなわち、ビーム形成、変換スキャン、チャネル、および i. q.</li>
	<li>動物 1 つずつ上に 0.5 cm 厚鶏組織スライスの 2 レイヤーを追加し、深さ 1.5 cm のイメージングの可能性を実証する SLN</li>。
	<li>イメージング後、すべての鶏組織スライスの削除</li>
	<li>レーザーがオフを切り替えるです</li>。
</ol> 5。PA SLN 分光 <ol><li>ラットに 0.5 cm 厚の鶏の胸肉の組織スライスを配置します</li>。
	<li>設定レーザーの波長 670 nm のソフトウェアを使用して</li>。
	<li>レーザーのスイッチ。面積が PA 信号の助けを借りて、SLN の鶏の胸肉組織に沿ってプローブ スキャンします</li>。
	<li>SLN を識別した後、プローブを安定した保持します</li>。
	<li>レーザーは提供されるソフトウェアをチューニング、入力波長 800 nm レーザー ソフトウェアの 10 nm/秒、速度を設定し、クリックして、&#39; 開始 &#39; ボタン 。
	注: これは異なります 670 から波長 800 nm nm 10 nm/秒の速度で。変化させる波長範囲は、使用する造影剤の吸収スペクトルに依存します。MB は鋭いピークの約 670 nm</li>。
	<li>波長変動の PA 信号の変化を観察します</li>。
	<li>レーザーがオフを切り替えるです</li>。
	<li>鶏の組織スライスを削除します</li>。
</ol> 6。リアルタイム追跡針の使用してパイ 動物に <ol><li>場所 0.5 cm 厚の鶏の胸肉組織スライス。675 に波長を設定 nm</li>。
	<li>レーザーのスイッチ。検索し、PA 信号の助けを借りて画面で SLN を識別にプローブを移動します</li>。
	<li>追跡リアルタイム針 <ol><li>寸法 0.6 x 32 mm 2 動物にそれを指導しながら、SLN に到達する鶏組織を UST に平行の 23 G 針を注入臨床の米国システム モニター上でリアルタイムします</li>。
	</ol></li> <li>の実験の後、レーザーをオフにします。鶏組織を削除して動物からパルスオキシメータ、動物を作業台に移動します。おしりふき綿ラット超音波ゲルをきれいします</li>。
	<li>の寝具に動物を配置し、それが意識を取り戻すまで、それを監視します</li>。
	<li>の動作は通常後そのケージに動物を返す</li>。
</ol>

<ol>
	<li>Yun, S. H., Kwok, S. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Light+in+diagnosis,+therapy+and+surgery.">Light in diagnosis, therapy and surgery.</a> Nat. Biomed. Eng. 1, 0008 (2017).</li><li>Tseng, 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=Clinical+accuracy+of+preoperative+breast+MRI+for+breast+cancer.">Clinical accuracy of preoperative breast MRI for breast cancer.</a> J. Surg. Oncol. , (2017).</li><li>Baran, P., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Optimization+of+propagation-based+x-ray+phase-contrast+tomography+for+breast+cancer+imaging.">Optimization of propagation-based x-ray phase-contrast tomography for breast cancer imaging.</a> Phys. Med. Biol. 62 (6), 2315 (2017).</li><li>Huzarski, T., 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=Screening+with+magnetic+resonance+imaging,+mammography+and+ultrasound+in+women+at+average+and+intermediate+risk+of+breast+cancer.">Screening with magnetic resonance imaging, mammography and ultrasound in women at average and intermediate risk of breast cancer.</a> Hered. Cancer Clin. Pract. 15 (1), 4 (2017).</li><li>Upputuri, P. K., Pramanik, M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Recent+advances+toward+preclinical+and+clinical+translation+of+photoacoustic+tomography:+a+review.">Recent advances toward preclinical and clinical translation of photoacoustic tomography: a review.</a> J. Biomed. Opt. 22 (4), 041006 (2017).</li><li>Wang, L. V., Yao, J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=A+practical+guide+to+photoacoustic+tomography+in+the+life+sciences.">A practical guide to photoacoustic tomography in the life sciences.</a> Nat. Methods. 13 (8), 627-638 (2016).</li><li>Wang, L. V., Gao, L. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Photoacoustic+microscopy+and+computed+tomography:+from+bench+to+bedside.">Photoacoustic microscopy and computed tomography: from bench to bedside.</a> Annu Rev Biomed Eng. 16, 155-185 (2014).</li><li>Beard, P. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Biomedical+photoacoustic+imaging.">Biomedical photoacoustic imaging.</a> Interface Focus. 1 (4), 602-631 (2011).</li><li>Yao, J., 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=Photoacoustic+tomography:+fundamentals,+advances+and+prospects.">Photoacoustic tomography: fundamentals, advances and prospects.</a> Contrast Media Mol Imaging. 6 (5), 332-345 (2011).</li><li>Hai, P., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Label-free+high-throughput+detection+and+quantification+of+circulating+melanoma+tumor+cell+clusters+by+linear-array-based+photoacoustic+tomography.">Label-free high-throughput detection and quantification of circulating melanoma tumor cell clusters by linear-array-based photoacoustic tomography.</a> J. Biomed. Opt. 22 (4), 041004 (2017).</li><li>Upputuri, P. K., Kalva, S. K., 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=Pulsed+laser+diode+photoacoustic+tomography+(PLD-PAT)+system+for+fast+in+vivo+imaging+of+small+animal+brain.">Pulsed laser diode photoacoustic tomography (PLD-PAT) system for fast in vivo imaging of small animal brain.</a> Proc Spie. , (2017).</li><li>Fakhrejahani, E., 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=Clinical+report+on+the+first+prototype+of+a+photoacoustic+tomography+system+with+dual+illumination+for+breast+cancer+imaging.">Clinical report on the first prototype of a photoacoustic tomography system with dual illumination for breast cancer imaging.</a> PLoS One. 10 (10), e0139113 (2015).</li><li>Wang, L. V., Hu, S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Photoacoustic+Tomography:+In+Vivo+Imaging+from+Organelles+to+Organs.">Photoacoustic Tomography: In Vivo Imaging from Organelles to Organs.</a> Science. 335 (6075), 1458-1462 (2012).</li><li>Pan, D., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Molecular+photoacoustic+imaging+of+angiogenesis+with+integrin-targeted+gold+nanobeacons.">Molecular photoacoustic imaging of angiogenesis with integrin-targeted gold nanobeacons.</a> FASEB J. 25 (3), 875-882 (2011).</li><li>Erpelding, T. N., 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=Sentinel+Lymph+Nodes+in+the+Rat+:+Noninvasive+Photoacoustic+and+US+imaging+with+a+clinical+US+system.">Sentinel Lymph Nodes in the Rat : Noninvasive Photoacoustic and US imaging with a clinical US system.</a> Radiology. 256 (1), 102-110 (2010).</li><li>Gawale, Y., 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=Carbazole-Linked+Near-Infrared+Aza-BODIPY+Dyes+as+Triplet+Sensitizers+and+Photoacoustic+Contrast+Agents+for+Deep-Tissue+Imaging.">Carbazole-Linked Near-Infrared Aza-BODIPY Dyes as Triplet Sensitizers and Photoacoustic Contrast Agents for Deep-Tissue Imaging.</a> Chem. Eur. J. 23 (27), 6570-6578 (2017).</li><li>Sivasubramanian, K., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Near+Infrared+light-responsive+liposomal+contrast+agent+for+photoacoustic+imaging+and+drug+release+applications.">Near Infrared light-responsive liposomal contrast agent for photoacoustic imaging and drug release applications.</a> J. Biomed. Opt. 22 (4), 041007 (2017).</li><li>Huang, S., Upputuri, P. K., Liu, H., Pramanik, M., Wang, M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=A+dual-functional+benzobisthiadiazole+derivative+as+an+effective+theranostic+agent+for+near-infrared+photoacoustic+imaging+and+photothermal+therapy.">A dual-functional benzobisthiadiazole derivative as an effective theranostic agent for near-infrared photoacoustic imaging and photothermal therapy.</a> J. Mater. Chem. B. 4 (9), 1696-1703 (2016).</li><li>Huang, S., Kannadorai, R. K., Chen, Y., Liu, Q., Wang, M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=A+narrow-bandgap+benzobisthiadiazole+derivative+with+high+near-infrared+photothermal+conversion+efficiency+and+robust+photostability+for+cancer+therapy.">A narrow-bandgap benzobisthiadiazole derivative with high near-infrared photothermal conversion efficiency and robust photostability for cancer therapy.</a> Chem. Comm. 51 (20), 4223-4226 (2015).</li><li>Wu, D., Huang, L., Jiang, M. S., Jiang, H. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Contrast+Agents+for+Photoacoustic+and+Thermoacoustic+Imaging:+A+Review.">Contrast Agents for Photoacoustic and Thermoacoustic Imaging: A Review.</a> Int. J. Mol. Sci. 15 (12), 23616-23639 (2014).</li><li>Pramanik, M., Swierczewska, M., Green, D., Sitharaman, B., 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=Single-walled+carbon+nanotubes+as+a+multimodal-thermoacoustic+and+photoacoustic-contrast+agent.">Single-walled carbon nanotubes as a multimodal-thermoacoustic and photoacoustic-contrast agent.</a> J. Biomed. Opt. 14 (3), 034018 (2009).</li><li>Kim, 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=Programmable+Real-time+Clinical+Photoacoustic+and+Ultrasound+Imaging+System.">Programmable Real-time Clinical Photoacoustic and Ultrasound Imaging System.</a> Sci. Rep. 6, 35137 (2016).</li><li>McMasters, K. M., 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=Sentinel+lymph+node+biopsy+for+breast+cancer:+a+suitable+alternative+to+routine+axillary+dissection+in+multi-institutional+practice+when+optimal+technique+is+used.">Sentinel lymph node biopsy for breast cancer: a suitable alternative to routine axillary dissection in multi-institutional practice when optimal technique is used.</a> J. Clin. Oncol. 18 (13), 2560-2566 (2000).</li><li>Krag, D., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=The+sentinel+node+in+breast+cancer+-+a+multicenter+validation+study.">The sentinel node in breast cancer - a multicenter validation study.</a> N. Engl. J. Med. 339 (14), 941-946 (1998).</li><li>Borgstein, P. J., Meijer, S., Pijpers, R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Intradermal+blue+dye+to+identify+sentinel+lymphnode+in+breast+cancer.">Intradermal blue dye to identify sentinel lymphnode in breast cancer.</a> The Lancet. 349 (9066), 1668-1669 (1997).</li><li>Ung, O. A., South, N., Breast, W., Hospital, W. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Australasian+Experience+and+Trials+in+Sentinel+Lymph+Node+Biopsy:+The+RACS+SNAC+Trial.">Australasian Experience and Trials in Sentinel Lymph Node Biopsy: The RACS SNAC Trial.</a> Asian J. Surg. 27 (4), 284-290 (2004).</li><li>Purushotham, A. D., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Morbidity+after+sentinel+lymph+node+biopsy+in+primary+breast+cancer:+results+from+a+randomized+controlled+trial.">Morbidity after sentinel lymph node biopsy in primary breast cancer: results from a randomized controlled trial.</a> J. Clin. Oncol. 23 (19), 4312-4321 (2005).</li><li>Kim, C., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Handheld+array-based+photoacoustic+probe+for+guiding+needle+biopsy+of+sentinel+lymph+nodes.">Handheld array-based photoacoustic probe for guiding needle biopsy of sentinel lymph nodes.</a> J. Biomed. Opt. 15 (4), 046010 (2010).</li><li>Garcia-Uribe, A., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Dual-Modality+Photoacoustic+and+Ultrasound+Imaging+System+for+Noninvasive+Sentinel+Lymph+Node+Detection+in+Patients+with+Breast+Cancer.">Dual-Modality Photoacoustic and Ultrasound Imaging System for Noninvasive Sentinel Lymph Node Detection in Patients with Breast Cancer.</a> Sci. Rep. 5, 15748 (2015).</li><li>Kim, C., Song, K. H., Gao, F., 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=Sentinel+Lymph+Nodes+and+Lymphatic+Vessels:+Noninvasive+Dual-Modality+in+Vivo+Mapping+by+Using+Indocyanine+Green+in+Rats-Volumetric+Spectroscopic+Photoacoustic+Imaging+and+Planar+Fluorescence+Imaging.">Sentinel Lymph Nodes and Lymphatic Vessels: Noninvasive Dual-Modality in Vivo Mapping by Using Indocyanine Green in Rats-Volumetric Spectroscopic Photoacoustic Imaging and Planar Fluorescence Imaging.</a> Radiology. 255 (2), 442-450 (2010).</li><li>Pan, D., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Near+infrared+photoacoustic+detection+of+sentinel+lymph+nodes+with+gold+nanobeacons.">Near infrared photoacoustic detection of sentinel lymph nodes with gold nanobeacons.</a> Biomaterials. 31 (14), 4088-4093 (2010).</li><li>Song, K. H., Kim, C., Cobley, C. M., Xia, Y., Wang, L. V. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Near-infrared+gold+nanocages+as+a+new+class+of+tracers+for+photoacoustic+sentinel+lymph+node+mapping+on+a+rat+model.">Near-infrared gold nanocages as a new class of tracers for photoacoustic sentinel lymph node mapping on a rat model.</a> Nano Lett. 9 (1), 183-188 (2009).</li><li>Sivasubramanian, K., Periyasamy, V., Wen, K. K., Pramanik, M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Optimizing+light+delivery+through+fiber+bundle+in+photoacoustic+imaging+with+clinical+ultrasound+system:+Monte+Carlo+simulation+and+experimental+validation.">Optimizing light delivery through fiber bundle in photoacoustic imaging with clinical ultrasound system: Monte Carlo simulation and experimental validation.</a> J. Biomed. Opt. 22 (4), 041008 (2017).</li><li>Sivasubramanian, K., Pramanik, M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=High+frame+rate+photoacoustic+imaging+at+7000+frames+per+second+using+clinical+ultrasound+system.">High frame rate photoacoustic imaging at 7000 frames per second using clinical ultrasound system.</a> Biomed. Opt. Express. 7 (2), 312-323 (2016).</li><li>Laser Institute of America. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=American+National+Standard+for+Safe+Use+of+Lasers.">American National Standard for Safe Use of Lasers.</a> ANSI Standard Z136.1-2007. , (2007).</li><li>Chapman, G. A., Johnson, D., Bodenham, A. R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Visualisation+of+needle+position+using+ultrasonography.">Visualisation of needle position using ultrasonography.</a> Anaesthesia. 61 (2), 148-158 (2006).</li><li>Daoudi, K., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Handheld+probe+integrating+laser+diode+and+ultrasound+transducer+array+for+ultrasound/photoacoustic+dual+modality+imaging.">Handheld probe integrating laser diode and ultrasound transducer array for ultrasound/photoacoustic dual modality imaging.</a> Opt. Express. 22 (21), 26365-26374 (2014).</li></ol>

著者がある原稿に関連する金銭的な利益とない他潜在的な利益相反を開示します。

現在、スクリーニング、診断、がんの治療の費用は非常に高いです。別に画像診断のスクリーニングと診断のために使用されているがあります。しかし、多くのこれらのイメージング手法かさばる機械の大きさ、侵襲的な診断、電離放射線の患者は、あまりにも高価な要件または放射性造影剤の使用に不親切などの制限があります。したがって、効率的なコスト効果の高い、リアルタイム イ...

癌のステージングを検出し、別のイメージング技術が利用できます。広く使用されている撮像モダリティのいくつかの磁気共鳴画像 (MRI)、x 線コンピューター断層撮影 (CT)、x 線、超音波、ポジトロン断層法 (PET)、蛍光イメージングなど1,2,3,4。 しかし、いくつかの既存のイメージング技術は、侵襲的な、有害な放射線をか、遅い、高価な、かさばる、または患者に非友好的な。したがって、高速で、コスト効果の高い診断と治療5イメージング技術の開発、新しい一定の必要があります。
光音響イメージング (PAI) は新たな撮像技術、深いイメージング深さ5,6,7,8超音波高解像度と豊かな光のコントラストを併せ持つ 9。パイ、組織照射用短パルス レーザーが使用されます。光は温度上昇につながる組織によって吸収を取得します。熱弾性膨張圧力波 (音波の形) では、組織内で生成されます。広帯域超音波トランスデューサーに身に生成される音波 (音響 (PA) 波として知られている) 組織境界の外側 (UST)。これらの取得した PA 信号を使用して、PA 画像、明らかに組織の内部構造と機能情報を再構成できます。パイは、幅広いアプリケーションを含む: 血管イメージング、センチネル リンパ節のイメージング、脳血管、腫瘍イメージング、分子イメージングなど10、11,12、 13,14,15パイは、すなわち、その利点のため多数のアプリケーション: 深い溶込み深さ、空間分解能、および高軟部組織コントラスト。パーイのコントラストは血、メラニンなどから内因性することができます。有機染料、ナノ粒子、量子ドット、、 1916,17,18,など外因性の造影剤のような内因性のコントラストが十分に強い、20,21は、コントラストを改善するために使用できます。
パイには、他の映像技術基準数多くの利点がありますが、臨床の翻訳はまだ非常に大きな課題です。主な制限は、使用されているレーザーの扱いにくい性質、データ集録に使用される米国債のほとんどが臨床のアメリカ システム、および raw チャネル アクセスを与える市販の臨床米国イメージング システムの空室状況と互換性がないです。データ。ごく最近、生データへのアクセスを持つ商業臨床米国マシン利用可能な22となっています。今回、臨床米国プラットフォームを使用してハンドヘルド セットアップとパイの可能性を実証を目指しています。小動物モデルでセンチネルの非侵襲的イメージング (SLNs) のリンパ節を示すことによってこれを実証を目指しています。
浸潤性乳がんは、女性の間で癌死の主要な原因の 1 つです。診断と早期乳がんをステージング患者の予後に重要な役割を果たす治療戦略を決定するため重要です。乳房癌のステージングのセンチネル リンパ節生検 (SLNB) は、通常23,24を使用します。SLN は、がん細胞の発見の可能性は転移による最高主リンパ節です。SLNBs は、染料または続いて小さな切開でエリアをオープン カットと視覚的に色素や放射性トレーサーの場合のガイガー カウンターの助けを借りて、SLN を検索、放射性トレーサーを注入することを含みます。識別後、病理組織学的研究24,25数 SLN が削除されます。正 SLNB は、近くのリンパ節に、多分他の臓器に腫瘍が転移したことを示します。負 SLNB は、転移の確率はごくわずか26であることを示します。SLNB はしびれ、リンパ浮腫など27 SLNB 関連付けられている合併症を除去するためにそれに関連付けられている多数の合併症、非侵襲的イメージング技術が必要です。
小動物と人間で SLN のマッピング、画像 PA 検討されている広く異なるコントラスト剤15,28,29,30,31の助けを借りて,32します。 ただし、現在使用されているシステムでは使用できません臨床シナリオ以前指摘。対処するもう一つの懸念は、SLNB28に関わる手術です。細針吸引生検のための低侵襲の手順を適応 (FNAB) は、回復時間と患者の副作用を減らすために必要だった。今回、臨床の米国システムが使用された結合された米国および PA の画像が使用されました。臨床設定で使いやすいように、カスタムしたハンドヘルド住宅光ファイバーと UST のホルダーが設計されました。追跡非侵襲性のリアルタイム針が示されても、メチレン ブルー (MB) は、SLNB 手術に関連する合併症を除去するために識別とマッピング SLNs。 さらに、使用されました。

<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

診療所に光音響分光法の翻訳は、大きな課題です。ハンドヘルドのリアルタイム臨床光音響イメージング システムは非常にまれです。ここでは、結合された音響およびライト納期小動物イメージング用超音波プローブを統合することによって臨床超音波システムを報告する.私たちは低侵襲リアルタイム針ガイダンスと共に小動物におけるセンチネル リンパ節画像を表示によってこれを示します。Raw チャネルのデータへのアクセスを持つ臨床超音波プラットフォームには、光音響イメージング ハンドヘルド リアルタイムの臨床の光音響イメージング システムにつながるの統合ができます。メチレン ブルーは、675 nm の波長でセンチネル リンパ節のイメージングに使用されました。また、イメージング システムを使用してデュアル モーダル超音波と光音響イメージング針ガイダンスが示されました。10 Hz レーザー光音響イメージング 5 フレーム/秒のフレーム レートで深さ 1.5 cm の画像を示した。

<img alt="Figure 1" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/56649/56649fig1.jpg"> 
図 1: システム説明。デュアルの臨床米国システム モーダル パイ系の概略(、) 。OPO - の - 光ファイバー束の光パラメトリック発振器、FH - ファイバホルダー、USM - 臨床米国機。心線ホルダーは、UST と 2 出力光ファイバー束を統合します。イソフルランと酸素を供給麻酔マシンは?...

Watch this Scientific Journal Video about Hand-held Clinical Photoacoustic Imaging System for Real-time Non-invasive Small Animal Imaging at JoVE.com

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

手持ちの臨床音響小動物の非侵襲的な実時間イメージングによる画像計測

小動物の非侵襲的な実時間イメージングの臨床ハンドヘルド光音響イメージング システムが表示されます。

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

Research

JoVE Journal

Bioengineering

11.4K ビュー.  Nanyang Technological University. 小動物の非侵襲的な実時間イメージングの臨床ハンドヘルド光音響イメージング システムが表示されます。

ビデオ: 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.

三次元光学分解能光音響顕微鏡

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

生物工学

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.

光音響膀胱造影

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.

ディープティシュ人間血管造影および機能前臨床研究のためのユニバーサルハンドヘルド三次元光音響イメージングプローブリアルタイムで

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.

マトリックス修飾により誘導される細胞接着及び脱接着におけるリアルタイムの変化を測定するために、細胞 - 基質インピーダンスと生細胞イメージングを使用して、

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.

高強度のリアルタイムモニタリングの超音波（HIFU）アブレーションを重視しました<em&gt;インビトロ</em集束超音波のための調和運動イメージングの使用&gt;犬の肝臓（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.

非侵襲的実質細胞、血管および代謝高周波超音波および光音響ラット脳深部イメージング

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

神経科学

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.

切り替え可能な音響光学分解能光音響顕微鏡<em&gt;インビボ</em&gt;小動物の血管系イメージング

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.

高性能小型光音響トモグラフィーシステム<em&gt;インビボ</em&gt;小動物脳イメージング

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.

ラット皮質脈管構造での洗浄・インおよび染料の洗浄を監視するためのパルスレーザーダイオードベースのデスクトップ光音響断層撮影

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.

血管可視化のための二重ラスター走査光音響小動物イメージャー

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

手持ちの臨床音響小動物の非侵襲的な実時間イメージングによる画像計測

要約

さらに動画を探す

この動画の章