Introduction
Optoacoustic (fotoacústica) imagem atrai crescente interesse das comunidades de pesquisas biológicas e médicas, como manifestado pelo número cada vez maior de publicações que abrangem grande variedade de novas aplicações que exploram as vantagens únicas oferecidas pela tecnologia 1-5. Em particular, a capacidade de imagem agentes espectralmente distintos de absorção de fotos com resolução espaço-temporal alta em profundidades muito além do limite de difusão de luz abre capacidades inéditas de imagem funcional e molecular 6-10.
Na verdade, a tradução da tecnologia optoacoustic na prática clínica vem com perspectivas promissoras no diagnóstico e monitoramento do tratamento de muitas doenças. Contudo, a propagação limitado de fotões no espalhamento opticamente absorventes e tecidos e as respostas fracas geralmente associados com o fenómeno optoacoustic limitar a profundidade do método aplicável. Como resultado, optoa de mãoCoustic sondas foram tentadas a partes da imagem acessíveis a partir do exterior do corpo, enquanto os sistemas de 11,12 endoscópicos são utilizados para fornecer imagens a partir de dentro do corpo, inserindo-os através de orifícios naturais 13. Algumas partes baixa absorção do corpo humano, tais como a mama feminina, também são acessíveis por scanners optoacoustic tomográficas 14,15. De particular interesse é a abordagem de mão, uma vez que permite grande versatilidade, de forma semelhante para ultra-sonografia. Aqui, a adaptação do ultra-som comum sondas lineares de matriz para a imagem latente optoacoustic continua sendo um desafio, principalmente devido a diferenças fundamentais em requisitos de imagens tomográficas entre ultra-som e optoacoustics. Embora altas taxas de quadros em ultra-sonografia padrão são ativadas por sequencial de transmissão-recepção esquemas que empregam freqüências de repetição de pulso de alta na faixa de kHz, imagem optoacoustic em tempo real tridimensional é obtida pela coleta simultânea de dados tomográfica volumétrica de um único interrogating pulso de laser. Assim, a alta qualidade de imagem optoacoustic implica aquisição de dados tridimensionais do maior ângulo sólido possível em torno do objeto fotografado.
Recentemente, lançamos a primeira sonda optoacoustic portátil para tridimensional (volumétrico) de imagem em tempo real, 16. O sistema baseia-se numa matriz bidimensional de elementos piezoeléctricos 256 dispostos em cima de uma superfície esférica (pontos azuis na Figura 1A), abrangendo um ângulo de 90 °. O tamanho dos elementos individuais de cerca de 3 mm x 3 mm 2, bem como a sua orientação e largura de banda de frequência (cerca de 2-6 MHz) garante compilação de sinal eficaz de um volume centímetro escala em torno do centro da esfera (cubo negro na figura 1A). Excitação óptica da região de formação de imagens é fornecida com um feixe de fibras inseridas através de uma cavidade cilíndrica central da matriz, de modo que qualquer comprimento de onda susceptible de ser transmitido através do feixe de fibra pode ser usado para geração de imagens. Uma imagem real do conjunto de transdutores, juntamente com o feixe de fibras ópticas está representado na Figura 1B. A excitação eficiente e detecção simultânea de sinais de imagem permite-tecidos profundos com excitação de um único tiro (um pulso de laser), de modo que imagens em tempo real em uma taxa de quadros determinado pela frequência de repetição do pulso do laser é ainda habilitado com um gráficos- processamento em unidade (GPU) aplicação do procedimento de reconstrução de 17. Um invólucro cilíndrico com uma membrana de polietileno transparente (Figura 1C) está ligado ao conjunto de transdutores para incluir um meio líquido acusticamente transmissão (água). A membrana é ainda acoplado ao tecido por meio de gel de acústica. Uma imagem da sonda optoacoustic como sendo utilizado no modo de operação manual é mostrado na Figura 1D.
O thr demonstraramee imagiologia tridimensional de mão optoacoustic combinado com a capacidade de imagiologia funcional em tempo real possuem vantagens importantes para diagnósticos clínicos e um número de aplicações potenciais são previstos para várias indicações, tais como a doença vascular periférica, do sistema linfático, do cancro da mama, lesões de pele, inflamação ou artrite 18. Além disso, a capacidade de imagiologia rápido permite a visualização de eventos biológicos dinâmicos com a sonda disposta numa posição estacionária. Combinado com rápido comprimento de onda-tuning oscilador paramétrico ótico (OPO), tecnologia laser, esta abordagem permite imagens em tempo real de biodistribuição de agentes de absorção de fotos. Desse modo, novas possibilidades podem surgir igualmente em aplicações pequenas de imagem animal, por exemplo., No estudo da hemodinâmica tecido, in vivo rastreamento celular, visualização de farmacocinética, a perfusão dos órgãos, alvo de imagem molecular de tumores e sistema cardiovascular, ou neuroimagem.
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Protocol
O procedimento detalhado para a operação com a sonda optoacoustic de mão volumétrica é descrito abaixo. Este procedimento é realizado de acordo com os regulamentos institucionais aprovados em relação experimentos em animais e humanos.
1. Sistema de Preparação
- Ligue o laser por um período de aquecimento de ~ 15 min antes da operação para estabilizar o feixe de luz de saída.
- Coloque a parte da água com a membrana que envolve o isolamento que está em contacto com a pele (Figura 1).
NOTA: A distância entre a membrana de isolamento (em contacto com a pele) e a região com o máximo de sensibilidade do transdutor (centro da sonda esférica) estabelece a profundidade da imagem efectiva. - Encha todo o volume de aproximadamente 100 ml de isolamento entre a membrana e a superfície do transdutor com água desionizada por meio de uma bomba.
- Certifique-se de que não há vazamento de água nem bolhas de ar são present. Alternativamente, evitar bolhas de ar, proporcionando recirculação de água.
- Realizar as experiências à TA e assegurar o meio de acoplamento (água) é mantida a esta temperatura.
2. Preparação de Imagem
- Preparação imagiologia humana.
- Remover os pêlos da parte a-ser-fotografada com uma loção de depilação, a fim de evitar uma indesejada no fundo das imagens (este passo é opcional).
- Aplicar gel de ultra-som para a pele em torno da região a ser trabalhada, a fim de proporcionar acoplamento acústico eficiente. Coloque a sonda optoacoustic na região de interesse. Certifique-se de que não há bolhas de ar estão presentes no gel de acoplamento de ultra-som.
- Preparação animal de imagem.
- Assegurar que os procedimentos de cuidados e experimentais com animais estão de acordo com as regras e regulamentos institucionais e governamentais.
- Remover o pêlo do animal, na região a ser trabalhada com uma loção de barbear. Proteger os olhos do animal compomada veterinário, o que evita o ressecamento e danos da exposição à intensa radiação laser pulsado.
- Anestesiar o animal usando injecção intraperitoneal (IP) de cetamina / xilazina (100 mg / kg de KG Cetamina + 5 mg / kg de KG Xilazina) antes da experiência ou utilizar a anestesia de isoflurano (2-3% (por volume) com 0,9 l / fluxo de gás min) durante a experiência. Confirmar anestesiados, verificando o reflexo do membro posterior do animal.
- Aplicar gel de ultra-som para a pele em torno da região a ser trabalhada, a fim de proporcionar acoplamento acústico eficiente e colocar a sonda optoacoustic na região de interesse. Certifique-se de que não há bolhas de ar estão presentes no gel de acoplamento de ultra-som.
3. Pré-view Modo de Operação
- Estabelecer o comprimento de onda (s) de imagem entre 690 nm e 900 nm e a taxa de repetição do pulso entre 10 e 50 Hz. Selecione os parâmetros para o sistema de aquisição de dados acústicos - 1 mohmsimpedância de entrada. Adquirir 2030 amostras para cada pulso de laser a uma taxa de amostragem de 40 megasamples por segundo e 12 bits resolução vertical. Desencadear a aquisição com saída Q-switch do laser.
- Certifique-se de que o operador e para o paciente utilizar óculos de protecção adaptado para o comprimento de onda (s) de excitação óptica. Definir a potência do laser, de modo que a fluência da luz na superfície do tecido é mantida abaixo de 20 mJ / cm 2 durante a experiência para os comprimentos de onda do infravermelho próximo, de modo a satisfazer os limites de exposição de segurança para as experiências 19 e humanos para prevenir a deformação térmica e os danos da pele em animais .
- Inicie o software de pré-visualização com a implementação de algoritmos de processamento de GPU para permitir a visualização de imagens tridimensionais em uma taxa de quadros que corresponde à taxa de repetição do pulso do laser.
- Mover a sonda e / ou o objecto a ser trabalhada, a fim de optimizar o desempenho de visualização e localizar as estruturas de interesse.
4. Aquisição de Dados
- A aquisição de dados para o modo de varredura (de mão).
- Se necessário, injectar um agente de contraste antes da aquisição para enriquecer o contraste na região de interesse.
NOTA: Em nossos experimentos, não ter realizado imagem humana com contraste. No entanto, vários agentes de contraste pode ser potencialmente utilizado para esta finalidade. Indocianina verde (ICG) é um exemplo de agente de contraste óptico clinicamente aprovados que podem ser utilizados para o realce de contraste na dose máxima recomendada de 2 mg / kg de peso corporal em adultos. - Iniciar o hardware de aquisição de dados com os parâmetros descritos na manutenção de 3,1 a execução do programa de pré-visualização. Mova suavemente a sonda ao redor da região fotografada para acompanhar as estruturas de interesse.
NOTA: Quando as imagens em múltiplos comprimentos de onda laser são adquiridos em simultâneo, a velocidade do movimento da sonda em modo de mão tem de ser diminuída significativamente (de preferência inferior a 2 mm / segpara uma taxa de repetição de impulsos de 50 Hz a laser), a fim de evitar artefactos relacionados com o movimento nas imagens espectralmente não misturados. - A aquisição de dados para o modo estacionário.
- Montar o objecto digitalizado (por exemplo., De origem animal) e a sonda de mão até o suporte de iniciar a aquisição e com os parâmetros descritos em 3.1, mantendo a execução do programa de pré-visualização.
- Manter a sonda optoacoustic e a parte de imagem, na mesma posição durante a experiência para visualizar os eventos biológicos dinâmicos da região de interesse.
- Injectar um agente de contraste para rastrear a sua distribuição dinâmica na região de interesse.
NOTA: Em nossos experimentos rato, Indocianina verde (ICG) foi utilizado para aumento de contraste. Como orientação geral, uma quantidade de 10 nmol ou 0,4 mg / kg de ICG tem de ser introduzido na circulação do rato, de modo a criar um contraste com detectável optoacoustics multi-espectrais in vivo.
NOTA: O agente de contraste deve seraprovado para uso humano e / ou animal pela respectiva entidade.
5. Finalizando o Experimento
- Pare o laser.
- Remova a sonda optoacoustic da região trabalhada. Para o estudo animal, interromper o fornecimento de anestesia.
- Posicione o animal sob um aquecedor de infravermelhos para mantê-lo aquecido e evitar o contato com outros animais, até que totalmente recuperado da anestesia. Não deixe o animal sozinho durante a recuperação da anestesia.
6. Off-line de Processamento de Dados
- Carregar o arquivo (s) contendo os sinais optoacoustic adquirida com a aplicação de software utilizado para processamento de dados.
- Usar um algoritmo de reconstrução para se obter um conjunto de matriz tridimensional correspondente a uma imagem volumétrica da absorção óptica para cada quadro e cada comprimento de onda.
NOTA: Para a reconstrução é preferível usar um algoritmo representando factores de distorção, como heterogenedades e atenuação no objecto fotografada, efeitos de largura de banda final e forma geométrica dos elementos de detecção de luz e variações de fluência, de modo a obter uma representação mais quantitativa da distribuição da energia absorvida. - Usar um algoritmo desmistura obter, a partir de cada trama multi-comprimento de onda, um novo conjunto de matrizes tridimensionais de matriz que representa a absorção óptica para cada substância absorvente presente na amostra.
- Se necessário, o processo ainda mais as matrizes de matrizes que representam a distribuição de absorção óptica para facilitar a visualização e leitura dos parâmetros biologicamente relevantes.
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Representative Results
Os resultados representativos, demonstrando as capacidades da sonda de mão volumétrico descrito optoacoustic, são exibidos nesta seção. Em todos os casos, a fluência da luz na superfície da pele foi mantida abaixo do limite de exposição de segurança de 20 mJ / cm 2 19.
O desempenho da sonda em tempo real de rastreamento vascularização periférica humana é mostrada na Figura 2. Durante o curso do experimento, a sonda foi lentamente digitalizado ao longo do lado de um voluntário humano saudável em um único comprimento de onda de 800 nm com o funcionamento do laser em 10 pulsos por segundo 17, de modo que a visualização em tempo real dos vasos sanguíneos para todos os cargos de digitalização seja alcançado. A projeção de intensidade máxima representante (MIP) das imagens obtidas em todas as três direções são mostrados na Figura 2. Visualização em tempo real durante a medição é ativado com um implementatio GPUn do algoritmo de retro-projeção filtrada 17.
A capacidade de imageamento multiespectral em tempo real é mostrada na Figura 3. Especificamente, as medições foram realizadas por digitalização da sonda ao longo do pulso de um voluntário saudável ter vasos sanguíneos com diferentes tamanhos e níveis de saturação de oxigênio, bem como uma pigmentação da pele rica em melanina 10. A 50 Hz taxa de repetição do pulso de laser com comprimento de onda de uma capacidade de ajuste em uma base por pulso foi utilizado neste caso. O laser foi ajustado para múltiplos comprimentos de onda entre 730 e 850 nm com 30 nm de passo (5) os comprimentos de onda, correspondendo a um decréscimo contínuo na absorção de melanina, um aumento monotónico na absorção de hemoglobina oxigenada e um pico característico na absorção de desoxigenada hemoglobina. Aquisição de todo um conjunto de dados multiespectrais leva apenas 100 milissegundos, devido à capacidade de fast-sintonia do laser. As imagens MIP ao longo da profundidadedirecção para 3 diferentes comprimentos de onda, correspondendo à mesma posição da sonda, são apresentadas na Figura 3A. A Figura 3B mostra a distribuição não misturados de hemoglobina oxigenada (HbO2), hemoglobina desoxigenada (HBr) e melanina em vermelho, azul e amarelo, respectivamente , enquanto era ainda assumido que a absorção foi unicamente devido a esses três componentes cromóforos. Desse modo, as estruturas vermelhas e azuis na Figura 3 representam, provavelmente, artérias e veias, respectivamente, enquanto que a mancha amarela corresponde a pigmentação da pele. Absorção de luz forte por melanina pode reduzir a profundidade da penetração aplicável para este método em pessoas com pele escura, embora mais testes é claramente necessária para tirar conclusões quantitativas.
A Figura 4 ilustra a capacidade de processos dinâmicos imagiologia in vivo. Aqui, a circulação no dedo médio foi obstructed por meio de um elástico e lançado durante a aquisição de dados 18. Uma sequência de imagens de comprimentos de onda individuais foi adquirida em 10 quadros por segundo, tal como determinado pela frequência de repetição de impulsos do laser. Quatro imagens MIP ao longo das direções laterais e profundidade espaçados por 1 segundo são exibidos, onde a segunda imagem corresponde ao instante após a circulação foi restabelecida. O comprimento de onda foi ajustado para 900 nm, de modo que a amplitude dos sinais optoacoustic é aumentada tanto com o volume de sangue e oxigenação do sangue.
Finalmente, a Figura 5 demonstra a capacidade do sistema para rastrear introduzido dinâmica de perfusão em uma região tridimensional de um rato usando ICG como um agente de contraste 9. Um oito semanas de idade nu feminino CD-1 do mouse foi utilizado para os experimentos in vivo. O procedimento experimental foi de acordo com as regras e regulamentos governamentais e institucionais da Baviera. A vasculatura cerebral foifotografada posicionando o mouse em uma posição e 2% de isoflurano supino com oxigênio puro foi usado para anestesia. Vet pomada foi usada para proteger os olhos do rato. 10 nmol de ICG diluído em 50 ml de solução salina foi injectado 5 segundos depois de começar a aquisição de dados optoacoustic. O comprimento de onda do laser foi ajustado para 730, 760, 800, 850 e 900 nm sobre uma base por impulsos a uma taxa de 50 vezes por segundo. Para cada conjunto de comprimentos de onda, a distribuição foi ICG não misturados assumindo que a absorção óptica é somente devido a este agente, bem como as formas oxigenada e desoxigenadas de hemoglobina. As imagens MIP ao longo da direcção de profundidade que corresponde à distribuição ICG não misturados durante 5 instantes diferentes são mostrados na Figura 5A (tempo após a injecção, também é indicado). O espectro de absorção de ICG no plasma é mostrado na Figura 5B. Este experimento em particular demonstra que a abordagem sugerida é capaz de simultané amente render verdadeiramente cinco dimensões (isto é, em tempo resolvido espectralmente enriquecido tridimensional) tomográfica dados, que é subsequentemente utilizado para reconstruir e espectralmente unmix a distribuição de vários cromóforos intrínsecas e agentes exógenos em tempo real.
Figura 1: Esquema da sonda optoacoustic tridimensional de mão (A) Distribuição dos elementos piezoeléctricos (pontos azuis) no que diz respeito à região de interesse (cubo preto) (B) Imagem real do conjunto de transdutores (TA.. ) e feixe de fibras (FB). (C) A água que envolve parte. (D) Imagem real da sonda optoacoustic como sendo utilizado no modo de operação manual. "target =" _ blank .jpg "> Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.
Figura 2: Acompanhamento da vasculatura humana periférica imagens de projeção intensidade máxima de absorção óptica ao longo das três direções cartesianas para quatro imagens consecutivas.. Aqui o laser era operado a 10 pulsos por segundo, com um comprimento de onda constante fixado em 800 nm. O esquema de cores em escala de cinza representa a intensidade de absorção óptica H no objeto em unidades arbitrárias. Por favor clique aqui para ver uma versão maior desta figura.
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Figura 3:. Imaging de mão de cromóforos endógenos específicos (A) imagens projeção de intensidade máxima de absorção óptica ao longo da direção de profundidade por três diferentes comprimentos de onda correspondentes a três pulsos consecutivos. Neste caso, o laser operado a 50 pulsos por segundo (a sonda não foi movido). (B) imagens Espectralmente não misturados mostrando a distribuição da hemoglobina e melanina oxigenado e desoxigenado. Por favor clique aqui para ver uma versão maior desta figura.
Figura 4:. Imagens em tempo real do fluxo de sangue imagens de projeção intensidade máxima de absorção óptica ao longo da profundidade edirecções laterais correspondentes a quatro instantes diferentes. A circulação no dedo médio foi bloqueado antes do experimento e liberada durante o experimento (em 0 seg). Por favor, clique aqui para ver uma versão maior desta figura.
Figura 5: imagem em tempo real da distribuição do agente de contraste óptico em murganhos (A) Distribuição do agente de contraste ICG (projecção de intensidade máxima ao longo da direcção de profundidade) para quatro instantes diferentes após a injecção do agente (a 0 seg).. (B) espectro Extinção de ICG no plasma. Por favor clique aqui para ver uma versão maior de tsua figura.
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Discussion
As vantagens únicas oferecidas por técnicas de imagem optoacoustic em pesquisa animal pequeno criaram uma forte motivação para traduzir a tecnologia na prática clínica, com uma série de diagnósticos e aplicações de monitoramento de tratamento previstos eg., Na mama e câncer de pele, inflamação ou doenças vasculatura periférica. No entanto, ao contrário de murganhos ou de animais mais pequenos, que pode ser rodeado por um número suficiente de fontes de iluminação e de detecção de elementos para criar uma geometria eficaz de aquisição de imagem tomográfica, as grandes dimensões do corpo humano e impedem a penetração limitada aplicação óptico de todo o organismo tomografia optoacoustic de forma semelhante a ressonância magnética ou tomografia computadorizada. A sonda de imagem optoacoustic de mão apresentado é ideal para imagens de humano como ele compartilha muitas das vantagens da ultra-sonografia, como o uso portátil, de alta resolução, a excitação não-ionizante e capacidade em tempo real. No entanto, o projeto de hardware otimizado e recoprocedimentos nstruction para imagens optoacoustic diferir significativamente daqueles comumente usados em scanners de ultra-som. Isto é devido a diferenças fundamentais entre as características operacionais ótimos das duas modalidades, tais como a frequência de repetição do pulso, amplitude das respostas ultra-sons detectados, os mecanismos de excitação sinal subjacentes e as abordagens de reconstrução de imagem resultante. Em particular, optoacoustics é inerentemente uma modalidade de imagiologia tridimensional como conjuntos de dados completos tomográficos volumétrica do objecto trabalhada pode, em princípio, ser gerado com um único pulso de laser interrogar, como também foi demonstrado no presente trabalho. Além disso, uma adaptação da sonda para fornecer simultaneamente imagens de ultra-som pode ser implementado e permanece como um passo futuro em nossa agenda de pesquisa.
Em comparação com outras modalidades de imagem clínicas bem estabelecidas, como a ressonância magnética (MRI) ou raios-x tomografia computadorizada (TC), optoatomografia coustic não é uma modalidade de imagem de corpo inteiro, mas pode proporcionar contraste significativamente mais rica e mais específico, baseado em interrogatório luz dos tecidos. Na verdade, endógena contraste absorção óptica não apenas entregar morfologia do tecido de alta resolução, mas também presta informação molecular e funcional potencialmente alvo de grande importância para a tomada de decisão clínica. A capacidade de imagem molecular é ainda fortemente apoiada pelo significativamente maior disponibilidade de agente de contraste aproxima dos métodos de imagem óptica em relação aos disponíveis para os outros métodos de imagem 20,21. Além disso, a alta resolução temporal da abordagem optoacoustic demonstrado aqui, ie., A alta taxa de quadros (em tempo real) de imagens tridimensionais, geralmente não está disponível com todas as outras modalidades atualmente em uso clínico ou laboratorial. Por fim, a aquisição simultânea de dados multi-comprimento de onda traz uma quinta dimensão adicional na volumet tempo realric visualização que permite executar verdadeiros observações espectroscópicas tridimensionais de cromóforo tecidos e biodistribuições bio-marcadores específicos.
As aplicações potenciais de uma sonda tridimensional optoacoustic de mão não estão limitados a imagem clínica, mas também pode representar uma ferramenta muito importante na pesquisa biológica com modelos animais. Com efeito, os animais maiores do que os ratinhos não são geralmente adequados para ser trabalhada em um sistema optoacoustic tomográfica e a abordagem de mão é provavelmente mais conveniente. Além disso, volumétrico (tridimensional) imagiologia de certas regiões em tempo real com contraste e resolução óptica de ultra-som representa uma vantagem única para o estudo da administração de fármaco, alterações hemodinâmicas ou farmacocinética.
Em conclusão, espera-se que a metodologia introduzida para imagens optoacoustic de mão solicitará tradução clínica da tecnologia e avançar significativamente pré-clínica e bpesquisa iological em muitas fronteiras também.
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Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| Optical parametric oscillator (OPO)-based laser | Innolas Laser GmbH, Krailling (Germany) | custom-made | The laser provides laser pulses with a duration around 10 nsec and an energy up to 80 mJ. The wavelength is tunable between 680-950 nm. |
| Spherical array of piezocomposite detectors | Imasonic SaS, Voray (France) | custom-made | The array consists of 256 piezoelectric sensors distributed on a spherical surface. Each element has dimensions 3 x 3 mm2, a central frequency of 4 MHz and a bandwidth of 100%. |
| Data acquisition system (DAQ) | Falkenstein Mikrosysteme GmbH, Taufkirchen (Germany) | custom-made | The DAQ simultaneously acquires 256 signals at 40 megasamples per second and 2,030 samples. The input impedance is 1 MW. |
| Fiber bundle | CeramOptec GmbH, Bonn (Germany) | custom-made | The bundle consists of 480 individual fibers randomly distributed in the input and output. The numerical aperture of each individual fiber is 0.22. |
| Athymic nude mouse | Harlan Laboratories (The Netherlands) | Athymic nude - Foxn1nu | The mouse was 8 weeks old (adult) at the time of the experiment. The ethical protocol was approved by the Bavarian goverment (number 55.2.1.54-2632-102-11) |
| Bepanthen cream | Bayer AG (Germany) | Vet ointment to protect the eyes during anesthesia | |
| Data processing software | Matlab (Mathworks, Natick, MA, USA) | custom-made | The data processing software was devoped at our institute. It allows reconstruction at each wavelength and multi-wavelength unmixing, as well as further data processing. |
| Water-enclosing part | custom-made | This part contains the water that acts as an acoustic coupling medium between skin and transducer elements | |
| Indocyanine green (ICG) | PULSION Medical Systems SE | ICG-PULSION (active ingredient: indocyanine green dye) is a drug used in cardiac, circulatory and micro-circulatory diagnostics, liver function diagnostics and ophthalmic angiography diagnostics. |
References
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