Yazarlar, Singapur&#39;da Eğitim Bakanlığınca finanse edilen 2. Aşamalı bir hibe tarafından sağlanan maddi desteği ARC2 / 15: M4020238 olarak kabul etmek istiyorlar. Yazarlar ayrıca, makine mağazası yardımı için Bay Chow Wai Hoong Bobby&#39;ye teşekkür etmek istiyorlardı.

Tüm hayvan deneyleri, Nanyang Technological University, Singapur&#39;da (Hayvan Protokol Numarası ARF-SBS / NIE-A0263) Kurumsal Hayvan Bakımı ve Kullanım Komitesinin onaylanmış düzenlemelerine ve kılavuzlarına göre gerçekleştirildi. 1. AR-OR-PAM Sistemi ( Şekil 1 ) <ol><li> Sistem konfigürasyonu: AR-PAM <ol><li> Diyot pompalı, katı hal Nd-YAG lazer (532 nm) ve optik ışın kaynağı olarak 559-576 nm ayarlanabilirlik aralığı olan bir boya lazerinden oluşan nanosaniye ayarlanabilir bir lazer sistemi kullanın. Harici bir denetleyici ve lazer yazılımını kullanarak lazer tekrarlama hızı 1 kHz kullanarak lazer dalga boyunu 570 nm&#39;ye ayarlayın. </li><li> Değişken bir nötr yoğunluk filtresi (NDF1; OD = 0-4.0) vasıtasıyla lazer gücünün% 5&#39;ini bir fotodiyot&#39;a yönlendirmek için, bir kiriş örnekleyiciyi lazerin önüne 45 ° açı yerleştirin. </li><li> Lazer ışını kiriş örnekleyiciden sonra 90 ° &#39;deDik açılı bir prizma (RAP1). </li><li> Kirişin değişken bir nötr yoğunluk filtresinden (NDF2; OD = 0-4.0) geçmesini sağlamak için bir başka dik açılı prizma (RAP2) kullanın ve bir fiber bağlayıcı (FC) -a üzerinden yönlendiren bir çok modlu fiberin (MMF) üzerine Amaçların kombinasyonu (numerical aperture (NA): 0.25) ve XY çevirmeni. </li><li> Elyaf, bir XY çeviriciyi kullanarak tarama aşamasına sabitleyin. Kirişi elyafın dışına doğru izlemek için elyaf çıkış ucundan 25 mm uzakta bir düz dışbükey lens (L1) yerleştirin. </li><li> Bir halka şeklinde kiriş oluşturmak için, paralelleştirilmiş ışını 130 ° &#39;lik bir tepe açısıyla konik bir mercekten geçirin. Koni açıları 70 ° ve 110 ° olan ev yapımı bir optik yoğunlaştırıcı (OC) ve ortada bir delik bulunan halka şeklindeki ışını konuya zayıf odaklayın. </li><li> Ev yapımı kondenserin ortasına bir akustik mercekle (AL) 50 MHz&#39;lik bir ultrason dönüştürücüyü (UST) yerleştirin. </li></ol></li><li> Sistem yapılandırması: OR-PAM <ol><li> KullanınDiyot pompalı, katı hal Nd-YAG lazerden (532 nm) ve optik ışın kaynağı olarak 559 - 576 nm arasında ayarlanabilirlik aralığı olan bir boya lazerinden oluşan nanosaniye ayarlanabilir lazer sistemi. Lazer dalga boyunu 570 nm&#39;de harici bir denetleyici ve lazer yazılımını kullanarak 5 kHz&#39;de tekrarlama oranı kullanarak ayarlayın. </li><li> Lazer ışını yeniden şekillendirmek için iris üzerine yönlendirmek için bilgisayar kontrollü rotasyon aşamasını (RAP1&#39;i tutarak) 90 ° döndürün. </li><li> Işın üzerinde değişken nötr yoğunluk filtresi (OD: 0-4.0) yerleştiren lazer ışını azaltın ve kirişin yoğunlaştırıcı mercekle (CL) odaklanmasını sağlayın. Mekansal filtreleme için CL&#39;den 75 mm uzaktaki bir iğne deliğinden (PH) geçirin. </li><li> Işık demetini SMF&#39;ye odaklamak için 0,1 NA&#39;lık bir objektiften oluşan bir tek modlu fiber birleştirici (FC) kullanarak mekansal olarak filtrelenmiş ışını tek modlu bir fiber (SMF) üzerine başlatın. </li><li> Maksimum bağlanma verimliliği elde etmek için fiber bağlayıcıyı ayarlayın. </li><li> Elyafını tBir kayma plakası (SP) kullanarak sahne taraması yapar. Lazer ışını paralelleştirmek için SM elyafından 50 mm uzakta bir renksiz mercek (L2) yerleştirin. </li><li> Bir başka benzer renksiz merceğin (L3) arka deliğini doldurmak için kinematik kontrol edilebilir eliptik ayna (M) kullanarak paralelleştirilmiş ışını 90 ° döndür. Odaklama yapmak için kullanılan renksiz mercek bir mercek borusu (LT) kullanarak bir çeviri makarasına (TM2) yerleştirin. </li><li> Odaklanma kirişini, dik açılı bir prizmadan (RA) ve bir rhomboid prizma (RP) oluşan ev tipi bir optoakustik kiriş kombinezonundan geçirin ve arasında bir silikon yağı (SO) tabakası bulunuz. NOT: Silikon yağ tabakası, optik olarak şeffaf ve akustik olarak yansıtıcı film olarak işlev görür. </li><li> Saptırma prizmasının alt kısmında akustik odaklamayı (odak uzaklığı: ~ 46 μm) sağlamak için bir akustik lens (AL) takın. </li><li> Ultrasonik transdüseri, rhomboid prizmanın üzerine 50 MHz merkez frekansla yerleştirin; Etkin birleştirme için bir epoksi katmanı kullanın. </li></ol></li></ol&gt; 2. Sistem Anahtarlama ve Hizalama <ol><li> Ev yapımı değiştirilebilir plakayı, bilgisayara bağlı 3 eksenli bir denetleyiciyle kontrol edilen 3 eksenli bir motorlu kademeye sabitleyin (sıkıca vidalayın). </li><li> AR ve OR kafes sistemini, AR ve OR tarama kafaları arasında kolay geçiş yapabilmek için kafes montaj dirseklerini kullanarak ev yapımı plakaya tutturun. Tarama kafasını görüntüleme alanının üstünde kaydırın. </li><li> Akustik kuplaj için AR-OR-PAM tarayıcı kafasının alt kısmını su dolu akrilik bir tanka (13 cm x 30 cm x 3 cm) daldırmak için Z-aşamasını kullanın. </li><li> Deponun alt plakasında 7 cm çapında bir görüntüleme penceresi açın ve optik ve akustik yayın için bir polietilen membran ile kapatın. </li><li> Odaklanacak ultrason dönüştürücüsünü hizalamak için bir darbe-yankı amplifikatörü ve bir osiloskop kullanın. <ol><li> İletim / alım modunda, puls yankı amplifikatöründeki kazanımı 24 dB&#39;e ayarlayın. </li><li> Eşzamanlama sinyalini fr kullanınPul-eko amplifikatörünü tetikleyici olarak kullanın ve bir osiloskop kullanarak bir cam slayttan (su deposunun tabanından sokulmuş olarak) geri yansıyan sinyali algılayın. NOT: Slaytta siyah bant sıkışmış olmalıdır. </li><li> Darbe-yankı sinyalinin genliğini en yüksek düzeye çıkarmak için Z-eksenini hareket ettirin (osiloskopta görüntülenir). NOT: Cam plaka odaklandığı zaman, yankı maksimum amplitüdüne sahip olacaktır. </li></ol></li><li> Lazeri açın ve UST&#39;yi her biri 24 dB sabit kazançlı BNC kablolar kullanarak iki yükselticiye bağlayın. NOT: Amplifikatörlerin çıkışları veri toplama kartına (DAQ) bağlıdır. </li><li> Lazerin önüne yerleştirilen fotodiyodun (PD) sinyalini, veri toplama sisteminin tetikleyicisi olarak kullanın. </li><li> AR-PAM&#39;da, test nesnesinden üretilen foto-akustik sinyalin amplifikasyonunu en üst düzeye çıkarmak için konik lens (kon.L) ile optik yoğunlaştırıcı (OC) arasındaki mesafeyi değiştirin (bir cam slaytta sıkışmış siyah bant).Optimum akustik (PA) sinyal amplitüdünü belirleyerek optik ve akustik odaklamaların konfokal olmasına dikkat edin. <ol><li> Maksimum PA sinyallerinin gecikmesine dikkat edin; Daha sonra veri toplama yazılımındaki odağı kontrol etmek için kullanın. </li></ol></li><li> Tarama kafasının vidasını gevşetin ve elle tarama kafasını AR-PAM&#39;dan OR-PAM&#39;a çevirin. Daha sonra vidaları sıkıştırın. </li><li> OR-PAM&#39;de, osiloskopda gösterilen PA sinyal amplitüdünü en üst düzeye çıkarmak için odaklama akromatik ikili (lens tüpünün (LT) içinde) ile optoakustik birleştirici arasındaki mesafeyi değiştirin. <ol><li> Maksimum PA sinyallerinin gecikmesine dikkat edin. NOT: Konfokal düzenlemeyi belirlemek için finetuning gereklidir. </li></ol></li></ol> 3. Deneysel Adımlar <ol><li> Yanal çözünürlük ve görüntüleme derinliği niceliklemesi <ol><li> AR&#39;nın yanal çözünürlüğünü belirlemek için çap olarak 100 nm altın nanopartikül kullanın.D OR sistemi. </li><li> 0.1 mL nanopartikül çözeltisini eşit miktarda su ile seyreltin. 0.1 mL seyreltilmiş solüsyonu bir kapak kaymasına dağıtın ve tankın altındaki polietilen membran ile temas halinde yerleştirin. </li><li> Taramadan önce AR-PAM ve OR-PAM&#39;ın veri toplama yazılımında odaklandığından emin olun (bkz. Malzeme Tablosu) (2.8 ve 2.10 adımlar). NOT: Adım 2.9 ve 2.10&#39;dan gelen maksimum PA sinyallerinin mikrosaniye gecikmesini, örnekleme hızı (250 MS / s) ile çarpılarak bilerek, görüntü veri edinme yazılımında odaklanır. Veri edinimi sırasında ihmal edilmesi gereken gecikme, yalnızca post-processing için gerekli veri noktalarını kaydedecek şekilde yazılımda belirlenebilir. </li><li> AR-PAM için tarama parametrelerini ayarlayın ve raster taramayı başlatmak için &quot;tarama&quot; düğmesine basın. <ol><li> &quot;4&quot; mm / s tarama hızında veri toplama yazılımındaki AR-PAM tarama parametrelerini &quot;hız&quot;; Sekmesinde, &quot;pulse tekrarlama oranı&quot; sekmesinde &quot;1&quot; kHz, &quot;Y-tarama aralığı&quot; sekmesinde &quot;0.5&quot; mm ve &quot;X-tarama aralığı&quot; sekmesinde &quot;0.5&quot; mm&#39;dir. &quot;Dx&quot; sekmesinde adım boyutunu x yönünde &quot;4&quot; μm olarak ayarlayın. NOT: Y yönündeki basamak boyutu, sahne tarama hızı hızından ve pals tekrarlama hızından (bu durumda, 4.000 μm / 1.000 Hz = 4 μm) belirlenir. </li></ol></li><li> OR-PAM için tarama parametrelerini ayarlayın ve raster taramayı başlatmak için &quot;tarama&quot; düğmesine basın. <ol><li> Veri toplama yazılımında, &quot;hız&quot; sekmesinde &quot;2.5&quot; mm / s tarama hızı, &quot;darbe tekrarlama oranı&quot; sekmesinde &quot;5&quot; kHz, &quot;Y-tarama aralığı&quot; nda &quot;0.5&quot; mm olan tarama parametrelerini ayarlayın Ve &quot;X Tarama aralığı&quot; sekmesinde &quot;0.5&quot; mm&#39;dir. &quot;Dx&quot; sekmesinde adım boyutunu x yönünde &quot;0.5&quot; μm olarak ayarlayın. NOT:Tepe boyutu y-yönünde otomatik olarak sahne tarama hızı hızından ve darbe tekrarlama hızından (bu durumda, 2,500 μm / 5,000 Hz = 0,5 μm) belirlenir. </li></ol></li><li> Tarama işlemi sırasında verilerin sürekli yakalanıp bilgisayarda depolandığından emin olun NOT: Veriler sadece Y-kademesinin bir hareket yönünde yakalanacaktır. </li><li> Görüntü işleme yazılımını kullanarak maksimum genlik projeksiyonu (MAP) görüntülerini almak için bilgisayarda depolanan çoklu B-tarama verilerini kullanın (Bkz . Malzeme Tablosu ). </li><li> Gauss eğrisi benzeri bir nokta yayılım fonksiyonu elde etmek için manuel olarak nanoparçacık görüntüsünün merkez bölgesi boyunca bir çizgi çizerek yanal çözünürlüğü belirlemek için taramadan tek bir nanopartikül görüntüsü (birden fazla görüntünün dışında) kullanın. Bkz. Şekil 2 . </li><li> Bir Gau kullanarak tek bir nanoparçacık görüntüsünden elde edilen nokta yayılım fonksiyonunu uydurunGörüntü işleme yazılımını kullanarak yarı genişlikte tam genişliği (FWHM) ölçün ( Tabloya bakın). Bunu yanal çözünürlük olarak kullanın. Bkz. Şekil 2 . </li><li> Derinlik görüntüleme için hedef nesne olarak dilimlenmiş bir tavuk dokusuna eğimli bir siyah bant parçası yerleştirin. Kasedi bantla birlikte su haznesine yerleştirin. NOT: Siyah bant, şeridi dokuya yapıştırmaya yardımcı olan keskin bir uca sahip metal bir plakaya yapıştırılmıştır. </li><li> AR-PAM için tarama parametrelerini veri toplama yazılımına yerleştirin ve ardından maksimum tarama derinliğini belirlemek için tek bir B-tarama görüntüsü çekmek için &quot;tarama&quot; düğmesine basın. <ol><li> &quot;Tarama hızı&quot; sekmesinde &quot;hız&quot; sekmesinde &quot;15&quot; mm / s tarama hızı, &quot;darbe tekrarlama oranı&quot; sekmesinde &quot;1&quot; kHz, &quot;Y-tarama aralığı&quot; sekmesinde &quot;5&quot; cm ve &quot;0.1&quot; &quot;Mm&quot; X-scan range &quot;sekmesinde. T ayarla&quot;Dx&quot; sekmesinde x-yönünde &quot;0.1&quot; mm&#39;de adım büyüklüğü. </li></ol></li><li> OR-PAM için tarama parametrelerini ayarlayın ve maksimum görüntüleme bölümünü belirlemek için tek bir B-tarama görüntüsü çekmek için &quot;tarama&quot; düğmesine basın. <ol><li> Veri toplama yazılımında tarama parametrelerini &quot;hız&quot; sekmesinde &quot;15&quot; mm / s tarama hızı, &quot;darbe tekrarlama oranı&quot; sekmesinde &quot;5&quot; kHz, &quot;Y-tarama aralığı&quot; nda &quot;2&quot; cm olarak ayarlayın Sekmesini ve &quot;X-tarama aralığı&quot; sekmesinde &quot;0.1&quot; mm&#39;dir. Adım boyutunu x yönünde &quot;dx&quot; sekmesinde &quot;0.1&quot; mm olarak ayarlayın. NOT: X-tarama aralığı ve dx aynı olduğundan, yalnızca bir B-taraması yakalanacaktır. Zamanla çözümlenen PA sinyallerinin yumuşak dokudaki (1,540 m / s) ses hızı ile çarpımı, bir A-çizgi görüntüsü verecektir. Bir B-taraması üretmek için Y-aşamasının kesintisiz hareketi sırasında birden fazla A-satırı yakalanır. </li></ol></li></ol></li><li> In vivo &lt;/ Em&gt; Fare kulak kan vaskülatürünün görüntülenmesi <ol><li> 25 g vücut ağırlığı ve 4 haftalık yaşlı dişi fareyi kullanın. </li><li> Hayvanlar intraperitoneal olarak enjekte edilen ketamin (120 mg / kg) ve xylazine (16 mg / kg) içeren bir kokteyl (0.1 mL / 10 g dozaj) kullanarak anestezi uygulayın. </li><li> Saç kremini kullanarak hayvan kulağından saçları alın. Alanı temiz olarak silin. Dağınık lazer ışınının gözlerin üzerine düşmesini önlemek için hayvanın gözünü steril bir merhem ile kapatın. </li><li> Hayvanı, aynı zamanda, kulağı konumlandırmak için minyatür bir plaka bulunan bir sahneye yerleştirin. </li><li> Görüntüleme süresince inhale izofluran ile (1 L / dakika oksijenle% 0.75) anestezi uygulayın. </li><li> Fare bacağına veya kuyruğuna bir nabız oksimetresi sıkıştırın ve fizyolojik durumu izleyin. Ultrason jel kullanarak görüntüleme bölgesinin polietilen membran ile temas etmesine izin verin. </li><li> AR-PAM için tarama parametrelerini ayarlayın ve tarama taramasını başlatmak için &quot;tarama&quot; düğmesine basıning. <ol><li> &quot;Hız&quot; sekmesinde &quot;15&quot; mm / s tarama hızında veri toplama yazılımında AR-PAM için tarama parametrelerini ayarlayın, &quot;darbe tekrarlama oranı&quot; sekmesinde &quot;1&quot; kHz, &quot;darbe tekrarlama oranı&quot; sekmesinde &quot;10 mm&quot; Y-tarama aralığı &quot;sekmesini ve&quot; X-tarama aralığı &quot;sekmesinde&quot; 6 &quot;mm&#39;yi seçin. &quot;Dx&quot; sekmesinde adım boyutunu x yönünde &quot;30&quot; μm olarak ayarlayın. NOT: y yönündeki adım boyutu, sahnedeki tarama hızı hızından ve darbe tekrarlama hızından (bu durumda, 15.000 μm / 1,000 Hz = 15 μm) belirlenir. </li></ol></li><li> AR-PAM taramasını tamamladıktan sonra, görüntüleme kafası konumunu AR-PAM&#39;dan OR-PAM&#39;a (bölüm 2&#39;de açıklandığı gibi) değiştirin. </li><li> OR-PAM için tarama parametrelerini ayarlayın ve raster taramayı başlatmak için &quot;tarama&quot; düğmesine basın. <ol><li> &quot;15&quot; mm / s tarama hızında veri toplama yazılımındaki OR-PAM tarama parametrelerini &quot;velocit&quot;Y-tarama aralığı&quot; sekmesinde &quot;10&quot; mm ve &quot;X-tarama aralığı&quot; sekmesinde &quot;6&quot; mm&#39;dir. Adım boyutunu ayarlayın. X-doğrultusunda &quot;dx&quot; sekmesinde &quot;6&quot; μm&#39;dir. NOT: y yönündeki adım boyutu, sahnedeki tarama hızı hızından ve darbe tekrarlama hızından (bu durumda, 15.000 μm / 5.000 Hz = 2 μm) belirlenir. </li></ol></li><li> Görüntü işleme yazılımı kullanarak MAP görüntülerini almak için bilgisayarda depolanan çoklu B-tarama verilerini kullanın. </li><li> Tüm görüntüleme döneminde hayvana dikkat edin. </li></ol></li></ol>

<ol>
	<li>Hu, S., 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+imaging+and+characterization+of+the+microvasculature.">Photoacoustic imaging and characterization of the microvasculature.</a> J Biomed Opt. 15, 011101-01-011101-15 (2010).</li><li>Ntziachristos, V. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Going+deeper+than+microscopy:+the+optical+imaging+frontier+in+biology.">Going deeper than microscopy: the optical imaging frontier in biology.</a> Nat Methods. 7 (8), 603-614 (2010).</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, 627-638 (2016).</li><li>Zhou, Y., 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=Tutorial+on+photoacoustic+tomography.">Tutorial on photoacoustic tomography.</a> J Biomed Opt. 21 (6), 061007 (2016).</li><li>Upputuri, P. K., Sivasubramanian, K., Mark, C. S. 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+Developments+in+Vascular+Imaging+Techniques+in+Tissue+Engineering+and+Regenerative+Medicine.">Recent Developments in Vascular Imaging Techniques in Tissue Engineering and Regenerative Medicine.</a> BioMed Res Intl. 2015, (2015).</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+Brain+Imaging:+from+Microscopic+to+Macroscopic+Scales.">Photoacoustic Brain Imaging: from Microscopic to Macroscopic Scales.</a> Neurophotonics. 1 (1), 011003-1-011003-13 (2014).</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>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>Pan, D. <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>Cai, X., Kim, C., Pramanik, M., 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+of+foreign+bodies+in+soft+biological+tissue.">Photoacoustic tomography of foreign bodies in soft biological tissue.</a> J Biomed Opt. 16 (4), 046017 (2011).</li><li>Pan, D. <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>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=Multiscale+photoacoustic+microscopy+and+computed+tomography.">Multiscale photoacoustic microscopy and computed tomography.</a> Nat. Photon. 3 (9), 503-509 (2009).</li><li>Zhang, E. Z., Laufer, J. G., Pedley, R. B., Beard, P. C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=In+vivo+high-resolution+3D+photoacoustic+imaging+of+superficial+vascular+anatomy.">In vivo high-resolution 3D photoacoustic imaging of superficial vascular anatomy.</a> Phys. Med. Biol. 54 (4), 1035-1046 (2009).</li><li>Park, S., Lee, C., Kim, J., Kim, C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Acoustic+resolution+photoacoustic+microscopy.">Acoustic resolution photoacoustic microscopy.</a> Biomed.l Eng. Lett. 4 (3), 213-222 (2014).</li><li>Zhang, H. F., Maslov, K., Stoica, G., 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=Functional+photoacoustic+microscopy+for+high-resolution+and+noninvasive+in+vivo+imaging.">Functional photoacoustic microscopy for high-resolution and noninvasive in vivo imaging.</a> Nat. Biotechnol. 24 (7), 848-851 (2006).</li><li>Maslov, K., Stoica, G., 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=In+vivo+dark-field+reflection-mode+photoacoustic+microscopy.">In vivo dark-field reflection-mode photoacoustic microscopy.</a> Opt Lett. 30 (6), 625-627 (2005).</li><li>Strohm, E. M., Moore, M. J., Kolios, M. C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Single+Cell+Photoacoustic+Microscopy:+A+Review.">Single Cell Photoacoustic Microscopy: A Review.</a> IEEE J Sel Top Quantum Electron. 22 (3), 6801215 (2016).</li><li>Kim, J. Y., Lee, C., Park, K., Lim, G., Kim, C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Fast+optical-resolution+photoacoustic+microscopy+using+a+2-axis+water-proofing+MEMS+scanner.">Fast optical-resolution photoacoustic microscopy using a 2-axis water-proofing MEMS scanner.</a> Sci Rep. 5, 07932 (2015).</li><li>Matthews, T. P., Zhang, C., Yao, D. K., Maslov, K., Wang, L. V. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Label-free+photoacoustic+microscopy+of+peripheral+nerves.">Label-free photoacoustic microscopy of peripheral nerves.</a> J Biomed Opt. 19 (1), 016004 (2014).</li><li>Hai, P., Yao, J., Maslov, K. I., Zhou, 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+optical-resolution+photoacoustic+microscopy.">Near-infrared optical-resolution photoacoustic microscopy.</a> Opt Lett. 39 (17), 5192-5195 (2014).</li><li>Danielli, A. <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+photoacoustic+nanoscopy.">Label-free photoacoustic nanoscopy.</a> J Biomed Opt. 19 (8), 086006 (2014).</li><li>Zhang, C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Reflection-mode+submicron-resolution+in+vivo+photoacoustic+microscopy.">Reflection-mode submicron-resolution in vivo photoacoustic microscopy.</a> J Biomed Opt. 17 (2), 020501 (2012).</li><li>Hu, S., Maslov, K., Wang, L. V. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Second-generation+optical-resolution+photoacoustic+microscopy+with+improved+sensitivity+and+speed.">Second-generation optical-resolution photoacoustic microscopy with improved sensitivity and speed.</a> Opt Lett. 36 (7), 1134-1136 (2011).</li><li>Maslov, K., Zhang, H. F., Hu, S., 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=Optical-resolution+photoacoustic+microscopy+for+in+vivo+imaging+of+single+capillaries.">Optical-resolution photoacoustic microscopy for in vivo imaging of single capillaries.</a> Opt Lett. 33 (9), 929-931 (2008).</li><li>Upputuri, P. K., Krishnan, M., Pramanik, M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Microsphere+enabled+sub-diffraction+limited+optical+resolution+photoacoustic+microscopy:+a+simulation+study.">Microsphere enabled sub-diffraction limited optical resolution photoacoustic microscopy: a simulation study.</a> J Biomed Opt. 22, 045001 (2017).</li><li>Upputuri, P. K., Wen, Z. B., Wu, Z., Pramanik, M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Super-resolution+photoacoustic+microscopy+using+photonic+nanojets:+a+simulation+study.">Super-resolution photoacoustic microscopy using photonic nanojets: a simulation study.</a> J Biomed Opt. 19 (11), 116003 (2014).</li><li>Allen, T. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Novel+fibre+lasers+as+excitation+sources+for+photoacoustic+tomography+and+microscopy+et+al.">Novel fibre lasers as excitation sources for photoacoustic tomography and microscopy et al.</a> Proc SPIE. , 97080W (2016).</li><li>Xing, W., Wang, L., Maslov, K., Wang, L. V. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Integrated+optical-and+acoustic-resolution+photoacoustic+microscopy+based+on+an+optical+fiber+bundle.">Integrated optical-and acoustic-resolution photoacoustic microscopy based on an optical fiber bundle.</a> Opt Lett. 38 (1), 52-54 (2013).</li><li>Estrada, H., Turner, J., Kneipp, M., Razansky, D. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Real-time+optoacoustic+brain+microscopy+with+hybrid+optical+and+acoustic+resolution.">Real-time optoacoustic brain microscopy with hybrid optical and acoustic resolution.</a> Laser Phys Lett. 11 (4), 045601 (2014).</li><li>Jeon, S., Kim, J., Kim, C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=In+vivo+switchable+optica-+and+acoustic+-+resolution+photoacoustic+microscopy.">In vivo switchable optica- and acoustic - resolution photoacoustic microscopy.</a> Proc SPIE. , 970845 (2016).</li><li>Song, W. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Fully+integrated+reflection-mode+photoacoustic,+two-photon,+and+second+harmonic+generation+microscopy+in+vivo.">Fully integrated reflection-mode photoacoustic, two-photon, and second harmonic generation microscopy in vivo.</a> Sci Rep. 6, 32240 (2016).</li><li>Park, J., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Delay-multiply-and-sum-based+synthetic+aperture+focusing+in+Photoacoustic+microscopy.">Delay-multiply-and-sum-based synthetic aperture focusing in Photoacoustic microscopy.</a> J Biomed Opt. 21 (3), 036010-10 (2016).</li><li>. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=ANSI+Standard+Z136.1-2000.">ANSI Standard Z136.1-2000.</a> American National Standard for Safe Use of Lasers. , (2000).</li><li>Moothanchery, M., Pramanik, M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Performance+Characterization+of+a+Switchable+Acoustic+Resolution+and+Optical+Resolution+Photoacoustic+Microscopy+System.">Performance Characterization of a Switchable Acoustic Resolution and Optical Resolution Photoacoustic Microscopy System.</a> Sensors. 17 (2), 357 (2017).</li></ol>

Tüm hayvan deneyleri, Nanyang Technological University, Singapur&#39;daki Kurumsal Hayvan Bakım ve Kullanım Komitesinin (Hayvan Protokol Numarası ARF-SBS / NIE-A0263) onaylanmış yönergelerine ve düzenlemelerine göre gerçekleştirildi. Yazarların el yazmasıyla ilgili herhangi bir mali çıkarları yoktur ve açığa çıkacak diğer olası çıkar çatışmaları yoktur.

Sonuç olarak, daha düşük görüntüleme derinliklerinde hem yüksek çözünürlüklü görüntüleme hem de daha yüksek görüntüleme derinliklerinde daha düşük çözünürlüklü görüntü elde edebilen değiştirilebilir bir AR ve OR PAM sistemi geliştirilmiştir. Değiştirilebilir sistemin yanal çözünürlüğü ve görüntü derinliği belirlendi. Bu değiştirilebilir PAM sisteminin avantajları şunları içerir: (1) sıkı optik odaklamayı kullanan yüksek çözünürlüklü görüntüleme; (2) ak...

Optik koherens tomografi, konfokal mikroskopi ve çok ışıklı mikroskopi gibi yüksek çözünürlüklü optik görüntüleme yöntemleri çok sayıda avantaja sahiptir. Ancak görüntü derinliği arttıkça mekansal çözünürlük önemli ölçüde azalır. Yumuşak dokularda 1 , 2 hafif nakil dağınık doğası nedeniyle. Optik uyarılma ve ultrason algılama entegrasyonu, derin dokulardaki yüksek çözünürlüklü optik görüntülemenin üstesinden gelmek için bir çözüm sağlar. Fotoakustik mikroskopi (PAM), diğer optik görüntüleme yöntemlerinden daha derin görüntüleme sağlayabilen böyle bir yöntemdir. İn vivo yapısal, fonksiyonel, moleküler ve hücre görüntülemeye başarıyla uygulanmıştır. 3 , 4 , 5 , 6 , 7 , 8 </sup&gt; , 9 , 10 , 11 , 12 , 13 çalışmaları, güçlü optik absorpsiyon kontrastını ultrasonografiden elde edilen yüksek uzaysal çözünürlük ile birleştirerek gerçekleştirmektedir. PAM&#39;de kısa bir lazer darbe doku / numuneyi ışınlar. Işıkların kromoforlarla ( örn., Melanin, hemoglobin, su vb. ) Emilmesi sıcaklık artışıyla sonuçlanır ve bu da akustik dalgalar (fotoakustik dalgalar) şeklinde basınç dalgalarının üretilmesine neden olur. Oluşturulan fotoakustik dalgalar, doku sınırının dışındaki bir geniş bant ultrasonik dönüştürücü ile tespit edilebilir. Zayıf optik ve dar akustik odaklanmayı kullanarak, derin doku görüntüleme, akustik çözünürlüklü fotoakustik mikroskopi (AR-PAM) 14 , 15 , 16&#39;da başarılabilir. AR&#39;de-PAM, 45 μm yanal çözünürlük ve 3 mm&#39;ye kadar bir görüntüleme derinliği gösterilmiştir 15 . Akustik olarak tekli kılcal damarları (~ 5 μm) çözmek için,&gt; 400 MHz merkezi frekanslarda çalışan ultrasonik transdüserler gereklidir. Bu yüksek frekanslarda penetrasyon derinliği 100 μm&#39;den düşüktür. Sıkı akustik odaklanmanın yol açtığı sorun dar optik odaklama kullanılarak çözülebilir. Optik çözünürlüklü fotoakustik mikroskopi (OR-PAM), tekli kılcal damarları veya hatta tek bir hücreyi 17 çözebilmektedir ve 18 , 19 , 20 , 21 , 22 , 23 , 24 nolu yanal çözünürlük 0.5 μm&#39;dir. Fotonik nanojet kullanımı, kırınımla sınırlı resolutio ötesinde bir çözünürlük elde etmeye yardımcı olabilirN 25 , 26 . OR-PAM&#39;da, nüfuz derinliği ışık odaklama nedeniyle sınırlıdır ve biyolojik dokunun 23&#39;ünde ~ 1.2 mm&#39;ye kadar görüntü görüntüleyebilir. Bu nedenle, AR-PAM görüntü derinleştirebilir, ancak daha düşük özünürlükte ve OR-PAM çok yüksek çözünürlükte, ancak görüntüleme derinliği sınırlı görüntüleyebilir. AR ve OR-PAM sisteminin görüntüleme hızı çoğunlukla lazer kaynağının 27 atım tekrarlama oranına bağlıdır. AR-PAM ve OR-PAM&#39;ı birleştirmek hem yüksek çözünürlüklü hem de daha derin görüntüleme gerektiren uygulamalar için büyük fayda sağlayacaktır. Bu sistemleri bir araya getirmek için az çaba gösterildi. Genellikle, iki farklı görüntüleme tarayıcı görüntüleme için kullanılır, bu da, numunenin her iki sistem arasında hareket ettirilmesini ve dolayısıyla canlı görüntülemenin gerçekleştirilmesini zorlaştırır. Bununla birlikte hem AR hem de OR PAM ile hibrid görüntüleme, ölçeklenebilir çözünürlüklerle görüntülemeyi mümkün kılar.Derinlikler. Tek bir yaklaşımda hem AR hem de OR PAM için ışık iletmek için bir optik fiber demeti kullanılır. Bu yaklaşımda, iki ayrı lazer (AR için 570 nm&#39;de yüksek enerjili lazer ve OR için 532 nm&#39;de düşük enerjili, yüksek tekrarlama oranı lazer) kullanılmakta ve sistem uygunsuz ve pahalı hale getirilmektedir 28 . OR-PAM lazer dalga boyu sabittir ve bu kombine sistem kullanılarak oksijen doygunluğu gibi birçok çalışma mümkün değildir. AR ve OR PAM arasındaki karşılaştırmalı çalışmalar da AR ve OR arasındaki lazer dalga boylarındaki fark nedeniyle mümkün değildir. Dahası, AR-PAM parlak alan aydınlatması kullanır; Bu nedenle cilt yüzeyinden gelen güçlü fotoakustik sinyaller görüntü kalitesini sınırlar. Bu nedenle, sistem birçok biyolojik görüntüleme uygulaması için kullanılamaz. AR ve OR PAM gerçekleştirmek için başka bir yaklaşımda, optik ve ultrason odak kaydırılır, bu da ışık odak ve ultrason odak hatasız hale getirir. Böylece, görüntü kalitesi optimal değildir <suP class = &quot;xref&quot;&gt; 29. Bu tekniği kullanarak, AR-PAM ve OR-PAM sırasıyla yalnızca 139 um ve 21 um çözünürlük elde edebilir ve bu sayede kötü çözünürlüklü bir sistem haline gelir. Optik elyafın ve kolimatör optiklerinin değiştirilmesini içeren başka bir yaklaşımın, AR ve OR PAM arasında geçiş yapması, hizalama işlemini zorlaştırdığı bildirilmiştir ( 30) . Bütün bu vakalarda, AR-PAM karanlık alan aydınlatması kullanmadı. Koyu alan aydınlatmasının kullanılması cilt yüzeyinden güçlü fotoakustik sinyaller üretilmesini azaltabilir. Bu nedenle, derin fotoakustik sinyallerinin algılama hassasiyeti parlak alan aydınlatmasına kıyasla daha yüksek olacağından, halka şeklinde aydınlatma kullanılarak derin doku görüntüleme yapılabilir. Bu çalışma, her iki siste de aynı lazer ve tarayıcıyı kullanarak aynı numuneyi hem yüksek çözünürlüklü hem de düşük çözünürlüklü derin doku görüntüleme özelliğine sahip değiştirilebilir bir AR ve OR PAM (AR-OR-PAM) görüntüleme sistemi bildirmektedirems. AR-OR-PAM sisteminin performansı, fantom deneyler kullanılarak mekansal çözünürlüğü ve görüntüleme derinliğini belirleyerek karakterize edildi. Biyolojik görüntüleme kabiliyetini göstermek için bir fare kulakta canlı vasküler görüntüleme gerçekleştirildi.

<table border="0" cellpadding="0" cellspacing="0" width="939">
	<tbody>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:303px;">Q-switched Nd:YAG laser</td>
			<td style="width:232px;">Edgewave</td>
			<td style="width:177px;">BX80-2-L</td>
			<td style="width:227px;">Pump laser&#160;</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;">Credo-High Repetition Rate Dye Laser</td>
			<td>Spectra physics</td>
			<td style="width:177px;">CREDO-DYE-N</td>
			<td>Dye laser</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;">Precision Linear Stage</td>
			<td>Physik Instrumente</td>
			<td>PLS 85&#160;</td>
			<td>XY raster scanning stage</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;">Translation stage</td>
			<td>Physik Instrumente</td>
			<td>VT 80&#160;</td>
			<td>Confocal determine</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;">Mounted Silicon photodiode</td>
			<td>Thorlabs</td>
			<td>SM05PD1A</td>
			<td>Triggering/Pulse variation</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;">Motorized continuous Rotational stage&#160;</td>
			<td>Thorlabs</td>
			<td>CR1/M-Z7</td>
			<td>Diverting laser beam</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;">Mounted Continuously Variable ND Filter</td>
			<td>Thorlabs</td>
			<td>NDC-50C-4M</td>
			<td>Intensity variable</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;">Fiber Patch Cable</td>
			<td>Thorlabs</td>
			<td>M29L01</td>
			<td>Multimode fiber</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:303px;">Microscope objective</td>
			<td>Newport</td>
			<td>M-10X</td>
			<td>Objective&#160;</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;">XY translating mount</td>
			<td>Thorlabs</td>
			<td>CXY1</td>
			<td>Translating mount</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:303px;">Plano convex lens</td>
			<td>Thorlabs</td>
			<td>LA1951</td>
			<td>Collimating lens</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;">Conical lens&#160;</td>
			<td>Altechna</td>
			<td>APX-2-B254</td>
			<td>Ring shape beam</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:303px;">Translation stage</td>
			<td>Thorlabs</td>
			<td>CT1</td>
			<td>Translating stage</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:303px;">Optical condenser</td>
			<td style="width:232px;">Home made</td>
			<td style="width:177px;"></td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;">Ultrasonic transducer</td>
			<td>Olympus-NDT</td>
			<td>V214-BB-RM</td>
			<td>50MHz transducer</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:303px;">Plano concave lens</td>
			<td>Thorlabs</td>
			<td>LC4573</td>
			<td>Acoustic lens</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;">Pulser/Receiver</td>
			<td>Olympus-NDT</td>
			<td>5073PR</td>
			<td>Pulse echo amplifier&#160;</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:303px;">Mounted standard iris</td>
			<td>Thorlabs</td>
			<td>ID12/M</td>
			<td>Beam shaping</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:303px;">Plano convex lens</td>
			<td>Thorlabs</td>
			<td>LA4327</td>
			<td>Condenser lens</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:303px;">Mounted precision pinhole</td>
			<td>Thorlabs</td>
			<td>P50S</td>
			<td>Spatial filtering</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:303px;">Single mode fiber patch cable</td>
			<td>Thorlabs</td>
			<td>P1-460B-FC-1</td>
			<td>Single mode fiber</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:303px;">Fiber coupler</td>
			<td>Newport</td>
			<td>F-91-C1</td>
			<td>Single mode coupling</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:303px;">Achromatic doublet lens</td>
			<td style="width:232px;">Edmund Optics</td>
			<td>32-317</td>
			<td>Achromatic doublet</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:303px;">Protected silver elliptical mirror</td>
			<td>Thorlabs</td>
			<td>PFE10-P01</td>
			<td>Mirror</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:303px;">Right angle kinematic mirror mount</td>
			<td>Thorlabs</td>
			<td>KCB1</td>
			<td>Mirror mount</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;">Z-Axis Translation Mount</td>
			<td>Thorlabs</td>
			<td>SM1Z</td>
			<td>z translator</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:303px;">Lens tube</td>
			<td>Thorlabs</td>
			<td>SM05L10</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:303px;">UV Fused Silica Right-Angle Prism</td>
			<td>Thorlabs</td>
			<td>PS615</td>
			<td>Right angle prism</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:303px;">Rhomboid prism</td>
			<td style="width:232px;">Edmund Optics</td>
			<td>47-214</td>
			<td>Shear wave</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;">Dimethylpolysiloxane</td>
			<td>Sigma Aldrich</td>
			<td>DMPS1M</td>
			<td>Silicon oil</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:303px;">Amplifier</td>
			<td>Mini Circuits</td>
			<td>ZFL-500LN</td>
			<td>Amplifier</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:303px;">16 bit high speed digitizer</td>
			<td>Spectrum</td>
			<td>M4i.4420</td>
			<td>Data acquisition card</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:303px;">Oscilloscope</td>
			<td style="width:232px;">Agilent Technologies</td>
			<td style="width:177px;">DS06014A</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:303px;">Mice&#160;</td>
			<td style="width:232px;">InVivos Pte.Ltd</td>
			<td style="width:177px;">ICR</td>
			<td>Animal model</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:303px;">Ultrasound gel&#160;</td>
			<td>Progress/parker acquasonic gel</td>
			<td>PA-GEL-CLEA-5000</td>
			<td>Acoustic coupling</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:303px;">Water tank</td>
			<td style="width:232px;">Home made</td>
			<td style="width:177px;"></td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:303px;">Translation stage</td>
			<td style="width:232px;">Homemade</td>
			<td style="width:177px;"></td>
			<td>Switching AR-OR</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:303px;">Gold nanoparticles</td>
			<td>Sigma Aldrich</td>
			<td align="right">742031</td>
			<td>Lateral resolution</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:303px;">Sterile ocular ointment</td>
			<td style="width:232px;">Alcon</td>
			<td style="width:177px;">Duratears</td>
			<td>Animal imaging</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:303px;">1951 USAF resolution test target</td>
			<td style="width:232px;">Edmund Optics</td>
			<td align="right" style="width:177px;">38257</td>
			<td>Confocal alignment</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:303px;">Data acquisition software</td>
			<td style="width:232px;">National Instrument</td>
			<td style="width:177px;">Labview</td>
			<td>Home made software using Labview</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:303px;">Image Processing software</td>
			<td style="width:232px;">Mathworks</td>
			<td style="width:177px;">Matlab</td>
			<td>Home made program using Matlab</td>
		</tr>
	</tbody>
</table>

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

Fotoakustik mikroskopi (PAM), yüksek çözünürlüklü optik ortalama serbest yolun (cildinde ~ 1 mm) ötesine penetrasyon sağlayan hem optik hem de ultrasonu bir araya getiren hızla büyüyen bir invivo görüntüleme yöntemidir. Optik absorpsiyon kontrastını, tek bir yöntemle ultrasonun yüksek uzaysal özünürlüğüyle birleştirerek, bu teknik derin dokulara nüfuz edebilir. Fotoakutik mikroskopi sistemleri, düşük akustik çözünürlüğe sahip olabilir ve derinlikli olarak problanabilir veya yüksek bir optik çözünürlüğü ve probu sığ derim. Tek bir sistemle yüksek mekansal çözünürlük ve geniş derinlik penetrasyonu elde etmek zor. Bu çalışma sığ derinliklerde hem yüksek çözünürlüklü hem de in vivo aynı numunenin düşük çözünürlüklü derin doku görüntüleme kapasitesine sahip bir AR-OR-PAM sistemi sunmaktadır. Optik odaklamayı kullanan 1,4 mm görüntü derinliğinde 4 μm&#39;lik yanal çözünürlük ve akustik odaklamayı kullanarak 7.8 mm&#39;lik görüntü derinliği ile 45 μm&#39;lik bir yanal çözünürlük başarılıydıKombine sistemini kullanarak göstermiştir. Burada, biyolojik görüntüleme kabiliyetini göstermek için in vivo küçük hayvan kan damar sistemi görüntüleme yapılır.

AR-OR-PAM sisteminin şeması Şekil 1&#39;de gösterilmektedir. Bu kurulumda tüm bileşenler bir optik kafes kurulumunda bütünleştirildi ve monte edildi. Bir kafes sisteminin kullanılması, AR-OR-PAM tarama kafasını kompakt yapar ve kolayca monte edilir, hizalanır ve tek bir tarama aşamasına entegre olur. Görüntü yakalama işlemi sırasında görüntü kafasının iki boyutlu sürekl...

Watch this Scientific Journal Video about Switchable Acoustic and Optical Resolution Photoacoustic Microscopy for In Vivo Small-animal Blood Vasculature Imaging at JoVE.com

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

Burada sığ derinlikte hem yüksek çözünürlüklü hem de in vivo aynı numunede düşük çözünürlüklü derin doku görüntülemeye muktedir anahtarlanabilir akustik çözünürlük (AR) ve optik çözünürlük (OR) fotoakustik mikroskopi (AR-OR-PAM) sistemi gösterilmiştir.

Için değiştirilebilir Akustik ve Optik Çözünürlük Fotoakustik Mikroskopi<emIn vivo</em&gt; Küçük Hayvan Kan Vaskülatür Görüntüleme

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

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

Research

JoVE Journal

Bioengineering

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

11.8K Görüntüleme.  Nanyang Technological University.  Burada sığ derinlikte hem yüksek çözünürlüklü hem de in vivo aynı numunede düşük çözünürlüklü derin doku görüntülemeye muktedir anahtarlanabilir akustik çözünürlük (AR) ve optik çözünürlük (OR) fotoakustik mikroskopi (AR-OR-PAM) sistemi gösterilmiştir. 

Video: Switchable Acoustic and Optical Resolution Photoacoustic Microscopy for In Vivo Small-animal Blood Vasculature 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.

Üç boyutlu optik çözünürlük foto akustik Mikroskopi

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

Biyomühendislik

Viral Nanoparticles for In vivo Tumor Imaging

The use of nanomaterials has the potential to revolutionize materials science and medicine. Currently, a number of different nanoparticles are being investigated for applications in imaging and therapy. Viral nanoparticles (VNPs) derived from plants can be regarded as self-assembled bionanomaterials with defined sizes and shapes. Plant viruses under investigation in the Steinmetz lab include icosahedral particles formed by Cowpea mosaic virus (CPMV) and Brome mosaic virus (BMV), both of which are 30 nm in diameter. We are also developing rod-shaped and filamentous structures derived from the following plant viruses: Tobacco mosaic virus (TMV), which forms rigid rods with dimensions of 300 nm by 18 nm, and Potato virus X (PVX), which form filamentous particles 515 nm in length and 13 nm in width (the reader is referred to refs. 1 and 2 for further information on VNPs).
From a materials scientist's point of view, VNPs are attractive building blocks for several reasons: the particles are monodisperse, can be produced with ease on large scale in planta, are exceptionally stable, and biocompatible. Also, VNPs are "programmable" units, which can be specifically engineered using genetic modification or chemical bioconjugation methods 3. The structure of VNPs is known to atomic resolution, and modifications can be carried out with spatial precision at the atomic level4, a level of control that cannot be achieved using synthetic nanomaterials with current state-of-the-art technologies.
In this paper, we describe the propagation of CPMV, PVX, TMV, and BMV in Vigna ungiuculata and Nicotiana benthamiana plants. Extraction and purification protocols for each VNP are given. Methods for characterization of purified and chemically-labeled VNPs are described. In this study, we focus on chemical labeling of VNPs with fluorophores (e.g. Alexa Fluor 647) and polyethylene glycol (PEG). The dyes facilitate tracking and detection of the VNPs 5-10, and PEG reduces immunogenicity of the proteinaceous nanoparticles while enhancing their pharmacokinetics 8,11. We demonstrate tumor homing of PEGylated VNPs using a mouse xenograft tumor model. A combination of fluorescence imaging of tissues ex vivo using Maestro Imaging System, fluorescence quantification in homogenized tissues, and confocal microscopy is used to study biodistribution. VNPs are cleared via the reticuloendothelial system (RES); tumor homing is achieved passively via the enhanced permeability and retention (EPR) effect12. The VNP nanotechnology is a powerful plug-and-play technology to image and treat sites of disease in vivo. We are further developing VNPs to carry drug cargos and clinically-relevant imaging moieties, as well as tissue-specific ligands to target molecular receptors overexpressed in cancer and cardiovascular disease.

Viral Nanoparticles for In vivo Tumor Imaging

Plant viral nanoparticles (VNPs) are promising platforms for applications in biomedicine. Here, we describe the procedures for plant VNP propagation, purification, characterization, and bioconjugation. Finally, we show the application of VNPs for tumor homing and imaging using a mouse xenograft model and fluorescence imaging.

Viral Nanopartiküller<em&gt; In vivo</em&gt; Tümör Görüntüleme

The use of nanomaterials has the potential to revolutionize materials science and medicine. Currently, a number of different nanoparticles are being ...

Integrated Photoacoustic Ophthalmoscopy and Spectral-domain Optical Coherence Tomography

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

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

Entegre Photoacoustic Oftalmoskopi ve Spektral-domain optik koherens tomografi

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

High-resolution Spatiotemporal Analysis of Receptor Dynamics by Single-molecule Fluorescence Microscopy

Single-molecule microscopy is emerging as a powerful approach to analyze the behavior of signaling molecules, in particular concerning those aspect (e.g., kinetics, coexistence of different states and populations, transient interactions), which are typically hidden in ensemble measurements, such as those obtained with standard biochemical or microscopy methods. Thus, dynamic events, such as receptor-receptor interactions, can be followed in real time in a living cell with high spatiotemporal resolution. This protocol describes a method based on labeling with small and bright organic fluorophores and total internal reflection fluorescence (TIRF) microscopy to directly visualize single receptors on the surface of living cells. This approach allows one to precisely localize receptors, measure the size of receptor complexes, and capture dynamic events such as transient receptor-receptor interactions. The protocol provides a detailed description of how to perform a single-molecule experiment, including sample preparation, image acquisition and image analysis. As an example, the application of this method to analyze two G-protein-coupled receptors, i.e., &#946;2-adrenergic and &#947;-aminobutyric acid type B (GABAB) receptor, is reported. The protocol can be adapted to other membrane proteins and different cell models, transfection methods and labeling strategies.

This protocol describes how to use total internal reflection fluorescence microscopy to visualize and track single receptors on the surface of living cells and thereby analyze receptor lateral mobility, size of receptor complexes as well as to visualize transient receptor-receptor interactions. This protocol can be extended to other membrane proteins.

Tek molekül Floresan Mikroskopi Reseptör Dinamiği Yüksek çözünürlüklü Spatiotemporal Analizi

Single-molecule microscopy is emerging as a powerful approach to analyze the behavior of signaling molecules, in particular concerning those aspect (e.g., ...

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

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

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

Mika hazırlanması Yüksek Çözünürlüklü Optik Mikroskopi Görüntüleme için lipit tabakalarının Desteklenen

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

Fluorescence-quenching of a Liposomal-encapsulated Near-infrared Fluorophore as a Tool for In Vivo Optical Imaging

Optical imaging offers a wide range of diagnostic modalities and has attracted a lot of interest as a tool for biomedical imaging. Despite the enormous number of imaging techniques currently available and the progress in instrumentation, there is still a need for highly sensitive probes that are suitable for in vivo imaging. One typical problem of available preclinical fluorescent probes is their rapid clearance in vivo, which reduces their imaging sensitivity. To circumvent rapid clearance, increase number of dye molecules at the target site, and thereby reduce background autofluorescence, encapsulation of the near-infrared fluorescent dye, DY-676-COOH in liposomes and verification of its potential for in vivo imaging of inflammation was done. DY-676 is known for its ability to self-quench at high concentrations. We first determined the concentration suitable for self-quenching, and then encapsulated this quenching concentration into the aqueous interior of PEGylated liposomes. To substantiate the quenching and activation potential of the liposomes we use a harsh freezing method which leads to damage of liposomal membranes without affecting the encapsulated dye. The liposomes characterized by a high level of fluorescence quenching were termed Lip-Q. We show by experiments with different cell lines that uptake of Lip-Q is predominantly by phagocytosis which in turn enabled the characterization of its potential as a tool for in vivo imaging of inflammation in mice models. Furthermore, we use a zymosan-induced edema model in mice to substantiate the potential of Lip-Q in optical imaging of inflammation in vivo. Considering possible uptake due to inflammation-induced enhanced permeability and retention (EPR) effect, an always-on liposome formulation with low, non-quenched concentration of DY-676-COOH (termed Lip-dQ) and the free DY-676-COOH were compared with Lip-Q in animal trials.

Fluorescence-quenching of a Liposomal-encapsulated Near-infrared Fluorophore as a Tool for In Vivo Optical Imaging

The use of fluorophores for in vivo imaging can be greatly limited by opsonization, rapid clearance, low detection sensitivity and cytotoxic effects on the host. Encapsulation of fluorophores in liposomes by film hydration and extrusion leads to fluorescence quenching and protection which enables in vivo imaging with high detection sensitivity.

Aracı Olarak bir lipozomal-kapsüllü Yakın-Kızılötesi floroforun Floresan-söndürme<em&gt; İn Vivo</em&gt; Optik Görüntüleme

Optical imaging offers a wide range of diagnostic modalities and has attracted a lot of interest as a tool for biomedical imaging. Despite the enormous ...

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.

Için yüksek performanslı bir Kompakt Fotoakustik Tomografi Sistemi<emIn vivo</em&gt; Küçük Hayvanlı Beyin Görüntüleme

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

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

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

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

Görüntüleme sistemi gerçek zamanlı Non-invaziv küçük hayvan görüntüleme için el klinik Photoacoustic

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

Rigid Embedding of Fixed and Stained, Whole, Millimeter-Scale Specimens for Section-free 3D Histology by Micro-Computed Tomography

For over a hundred years, the histological study of tissues has been the gold standard for medical diagnosis because histology allows all cell types in every tissue to be identified and characterized. Our laboratory is actively working to make technological advances in X-ray micro-computed tomography (micro-CT) that will bring the diagnostic power of histology to the study of full tissue volumes at cellular resolution (i.e., an X-ray Histo-tomography modality). Toward this end, we have made targeted improvements to the sample preparation pipeline. One key optimization, and the focus of the present work, is a straightforward method for rigid embedding of fixed and stained millimeter-scale samples. Many of the published methods for sample immobilization and correlative micro-CT imaging rely on placing the samples in paraffin wax, agarose, or liquids such as alcohol. Our approach extends this work with custom procedures and the design of a 3-dimensional printable apparatus to embed the samples in an acrylic resin directly into polyimide tubing, which is relatively transparent to X-rays. Herein, sample preparation procedures are described for the samples from 0.5 to 10 mm in diameter, which would be suitable for whole zebrafish larvae and juveniles, or other animals and tissue samples of similar dimensions. As proof of concept, we have embedded the specimens from Danio, Drosophila, Daphnia, and a mouse embryo; representative images from 3-dimensional scans for three of these samples are shown. Importantly, our methodology leads to multiple benefits including rigid immobilization, long-term preservation of laboriously-created resources, and the ability to re-interrogate samples.

We developed protocols and designed a custom apparatus to enable embedding of millimeter-scale specimens. We present sample preparation procedures with an emphasis on embedding in acrylic resin and polyimide tubing to achieve rigid immobilization and long-term storage of specimens for the interrogation of tissue architecture and cell morphology by micro-CT.

Katı, sabit ve lekeli, genel olarak, milimetre ölçekli örnekler için bölüm ücretsiz 3D Histoloji mikro bilgisayarlı tomografi tarafından katıştırma

For over a hundred years, the histological study of tissues has been the gold standard for medical diagnosis because histology allows all cell types in ...

Visualizing Adhesion Formation in Cells by Means of Advanced Spinning Disk-Total Internal Reflection Fluorescence Microscopy

In living cells, processes such as adhesion formation involve extensive structural changes in the plasma membrane and the cell interior. In order to visualize these highly dynamic events, two complementary light microscopy techniques that allow fast imaging of live samples were combined: spinning disk microscopy (SD) for fast and high-resolution volume recording and total internal reflection fluorescence (TIRF) microscopy for precise localization and visualization of the plasma membrane. A comprehensive and complete imaging protocol will be shown for guiding through sample preparation, microscope calibration, image formation and acquisition, resulting in multi-color SD-TIRF live imaging series with high spatio-temporal resolution. All necessary image post-processing steps to generate multi-dimensional live imaging datasets, i.e. registration and combination of the individual channels, are provided in a self-written macro for the open source software ImageJ. The imaging of fluorescent proteins during initiation and maturation of adhesion complexes, as well as the formation of the actin cytoskeletal network, was used as a proof of principle for this novel approach. The combination of high resolution 3D microscopy and TIRF provided a detailed description of these complex processes within the cellular environment and, at the same time, precise localization of the membrane-associated molecules detected with a high signal-to-background ratio.

An advanced microscope that permit fast and high-resolution imaging of both, the isolated plasma membrane and the surrounding intracellular volume, will be presented. The integration of spinning disk and total internal reflection fluorescence microscopy in one setup allows live imaging experiments at high acquisition rates up to 3.5 s per image stack.

Hücreleri tarafından seçilmiş adezyon oluşumunda görselleştirme gelişmiş Disk-toplam iç yansıma floresans mikroskobu iplik

In living cells, processes such as adhesion formation involve extensive structural changes in the plasma membrane and the cell interior. In order to ...

Için değiştirilebilir Akustik ve Optik Çözünürlük Fotoakustik Mikroskopi

Özet

Daha Fazla Video Keşfet

Bu videodaki bölümler