Name: Universal à main en trois dimensions optoacoustique sonde dimagerie pour Deep Tissue angiographie humain et des études précliniques fonctionnels en temps réel (Vidéo) | JoVE Journal
Uploaded: 2014-11-04T13:00:00.000+00:00
Duration: 9 min 56 s
Description: Découvrez l'imagerie optoacoustique tridimensionnelle portable pour l'angiographie tissulaire profonde chez l'humain et en recherche préclinique. Cette méthode permet la visualisation en temps réel de la morphologie vasculaire et des paramètres hémodynamiques.

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La recherche qui a abouti à ces résultats a reçu un financement du Conseil européen de la recherche dans le cadre de la convention de subvention ERC-2010-StG-260991.

La procédure détaillée pour fonctionner avec la sonde acousto-optique à main volumétrique est décrit ci-dessous. Cette procédure est effectuée selon la réglementation en ce qui concerne l&#39;établissement approuvés expériences animales et humaines. 1. Préparation du système <ol><li> Mettre en marche le laser pendant une période d&#39;échauffement de ~ 15 min avant l&#39;opération de stabilisation du faisceau de lumière de sortie. </li><li> Placer la partie de l&#39;eau renfermant de la membrane d&#39;isolement qui est en contact avec la peau (Figure 1). REMARQUE: La distance entre la membrane d&#39;isolement (en contact avec la peau) et la région de sensibilité maximale du capteur (centre du palpeur sphérique) définit la profondeur d&#39;imagerie efficace. </li><li> Compléter le volume total d&#39;environ 100 ml entre la membrane isolante et la surface du transducteur avec de l&#39;eau désionisée à l&#39;aide d&#39;une pompe. </li><li> Assurez-vous qu&#39;aucun des bulles de fuite d&#39;eau ni air sont present. Sinon, éviter les bulles d&#39;air en fournissant recirculation de l&#39;eau. </li><li> Réaliser les essais à la température ambiante et assurer le milieu de couplage (eau) est maintenue à cette température. </li></ol> 2. Préparation d&#39;imagerie <ol><li> Préparation d&#39;imagerie humain. </li><li> Enlever les poils de la partie à être imagées avec une lotion d&#39;épilation afin d&#39;éviter un fond indésirable dans les images (cette étape est facultative). </li><li> Appliquer le gel à ultrasons à la peau autour de la région à imager afin de fournir un couplage acoustique efficace. Placer la sonde optoacoustique dans la région d&#39;intérêt. Veiller à ce que les bulles d&#39;air sont présents dans le gel de couplage ultrasonore. </li><li> préparation d&#39;imagerie animale. </li><li> Veiller à ce que les procédures de soins et expérimentales sur les animaux sont en accord avec les règles et les règlements institutionnels et gouvernementaux. </li><li> Retirer la fourrure de l&#39;animal dans la zone à imager avec une lotion de rasage. Protéger les yeux de l&#39;animal avecvétérinaire pommade, qui prévient le dessèchement et les dommages causés par l&#39;exposition à un rayonnement laser intense pulsée. </li><li> Anesthésier l&#39;animal à l&#39;aide d&#39;une injection intrapéritonéale (IP) de kétamine / xylazine (100 mg / kg kg de kétamine + 5 mg / kg KG xylazine) avant l&#39;expérience ou une anesthésie isoflurane (2-3% (en volume) avec 0,9 l / min débit de gaz) pendant l&#39;expérience. Confirmer anesthésie en vérifiant le réflexe de la patte postérieure de l&#39;animal. </li><li> Appliquer le gel à ultrasons à la peau autour de la région à imager afin de fournir un couplage acoustique efficace et placer la sonde optoacoustique dans la région d&#39;intérêt. Veiller à ce que les bulles d&#39;air sont présents dans le gel de couplage ultrasonore. </li></ol> 3. Pré-affichage en mode de fonctionnement <ol><li> Mettre en place la longueur d&#39;onde (s) de formation d&#39;image entre 690 nm et 900 nm et le taux de répétition des impulsions entre 10 et 50 Hz. Sélectionner les paramètres du système d&#39;acquisition de données acoustiques - 1 MQimpédance d&#39;entrée. Acquérir 2030 échantillons pour chaque impulsion de laser à un taux de 40 Mégaéchantillons par seconde et 12 bits résolution verticale échantillonnage. Déclencher l&#39;acquisition de la sortie Q-switch du laser. </li><li> Veiller à ce que l&#39;opérateur et le patient utilisent des lunettes de protection adaptées à la longueur d&#39;onde (s) d&#39;excitation optique. Régler la puissance du laser de sorte que l&#39;influence de la lumière à la surface de tissu est maintenue en dessous de 20 mJ / cm 2 lors de l&#39;expérience pour des longueurs d&#39;onde du proche infrarouge de manière à satisfaire des limites d&#39;exposition de sécurité pour les expériences de l&#39;homme 19 et pour éviter la fatigue thermique et de lésions de la peau chez les animaux . </li><li> Démarrer le logiciel de pré-vision avec une mise en oeuvre de GPU d&#39;algorithmes de traitement pour permettre la visualisation d&#39;images tridimensionnelles à une vitesse de défilement correspondant à la vitesse de répétition des impulsions du laser. </li><li> Déplacer la sonde et / ou l&#39;objet à imager afin d&#39;optimiser les performances de visualisation et de localiser les structures d&#39;intérêt. </li></ol> 4. Acquisition de données <ol><li> L&#39;acquisition des données pour le mode de balayage (à main). </li><li> Si besoin est, d&#39;injecter un produit de contraste avant l&#39;acquisition d&#39;enrichir le contraste dans la région d&#39;intérêt. NOTE: Dans nos expériences nous ont pas effectué imagerie humaine contraste amélioré. Cependant, divers agents de contraste peuvent être potentiellement utilisés dans ce but. Vert d&#39;indocyanine (ICG), est un exemple d&#39;agent de contraste optique cliniquement approuvé qui peut être utilisé pour l&#39;amélioration du contraste à dose maximale recommandée de 2 mg / kg de poids corporel chez l&#39;adulte. </li><li> Lancer le matériel d&#39;acquisition de données avec les paramètres décrits dans le maintien de la 3.1 l&#39;exécution du logiciel de prévisualisation. Déplacez doucement la sonde autour de la région imagée pour suivre les structures d&#39;intérêt. REMARQUE: lorsque les images à de multiples longueurs d&#39;onde laser sont acquis simultanément, la vitesse de déplacement de la sonde dans le mode portatif doit être diminué de façon significative (de préférence inférieure à 2 mm / spour un taux de répétition des impulsions laser de 50 Hz) afin d&#39;éviter les artefacts relative au mouvement dans les images spectrale non mélangés. </li><li> L&#39;acquisition des données en mode stationnaire. </li><li> Montez l&#39;objet imagé (ex., Animaux) et la sonde à main sur le support et lancer l&#39;acquisition avec les paramètres décrits à la section 3.1 de maintien de l&#39;exécution du logiciel pré-vue. </li><li> Maintenir la sonde optoacoustique et la partie de formation d&#39;image dans la même position pendant l&#39;expérience pour visualiser événements biologiques dynamiques de la région d&#39;intérêt. </li><li> Injecter un agent de contraste pour suivre sa distribution dynamique dans la région d&#39;intérêt. REMARQUE: Dans nos expériences, des souris, vert d&#39;indocyanine (ICG) a été utilisé pour l&#39;augmentation du contraste. En règle générale, une quantité de 10 nmoles ou 0,4 mg / kg d&#39;ICG doit être introduit dans la circulation sanguine de la souris afin de créer un contraste détectable avec optoacoustics multi-spectrales in vivo. REMARQUE: L&#39;agent de contraste doit êtreapprouvé pour un usage humain et / ou animal par l&#39;autorité respective. </li></ol> 5. Finaliser l&#39;expérience <ol><li> Arrêtez le laser. </li><li> Retirer la sonde acousto-optique de la région imagée. Pour l&#39;étude des animaux, arrêter l&#39;alimentation de l&#39;anesthésie. </li><li> Placez l&#39;animal sous un chauffage à infrarouge pour garder la chaleur et éviter le contact avec d&#39;autres animaux jusqu&#39;à ce que complètement récupéré de l&#39;anesthésie. Ne pas laisser l&#39;animal sans surveillance lors de la récupération de l&#39;anesthésie. </li></ol> 6. Off-line de traitement des données <ol><li> Chargez le fichier (s) contenant les signaux acousto-optique acquise dans l&#39;application de logiciels utilisés pour le traitement des données. </li><li> Utiliser un algorithme de reconstruction pour obtenir une matrice à trois dimensions correspondant à une image volumétrique de l&#39;absorption optique pour chaque trame et chaque longueur d&#39;onde. NOTE: Pour la reconstruction, il est préférable d&#39;utiliser un algorithme tenant compte de facteurs de distorsion, comme HeterogeneLITÉS et l&#39;atténuation de l&#39;objet imagé, les effets de bande passante finale et forme géométrique des éléments de détection et de légères variations de fluence, afin d&#39;obtenir une représentation plus quantitative de la distribution de l&#39;énergie absorbée. </li><li> Utiliser un algorithme de déconvolution pour obtenir, à partir de chaque trame multi-longueur d&#39;onde, une nouvelle série de tableaux de la matrice en trois dimensions représentant l&#39;absorption optique pour chaque substance absorbante présente dans l&#39;échantillon. </li><li> Si nécessaire, traiter en outre les matrices de la matrice représentant la distribution de l&#39;absorption optique pour faciliter la visualisation et la lecture des paramètres biologiques pertinents. </li></ol>

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</ol>

Les auteurs n’ont rien à divulguer.

Les avantages uniques offerts par les techniques d&#39;imagerie acousto-optique dans la recherche de petits animaux ont créé une forte motivation pour la traduction de la technologie dans la pratique clinique, avec un certain nombre de diagnostics et les applications de surveillance de traitement par exemple envisagés., Cancer du sein et de la peau, l&#39;inflammation ou les maladies du système vasculaire périphérique. Cependant, par opposition à des souris ou des animaux plus petits, qui peuvent être entourés ...

Acousto-optique (photo-acoustique) imagerie attire de plus en plus l&#39;intérêt des communautés de recherche biologique et médicale, qui se manifeste par le nombre sans cesse croissant de publications couvrant variété de nouvelles applications qui exploitent les avantages uniques offerts par la technologie 1-5. En particulier, la capacité à image distinctive spectrale agents de photo-absorption avec une résolution spatio-temporelle à des profondeurs bien au-delà de la limite de diffusion de la lumière ouvre capacités sans précédent pour l&#39;imagerie fonctionnelle et moléculaire 6-10. En effet, la traduction de la technologie acousto-optique dans la pratique clinique est livré avec des perspectives prometteuses dans le diagnostic et le suivi du traitement de nombreuses maladies. Cependant, la propagation limité de photons dans la dispersion optique et de tissus absorbants et les réponses faibles généralement associés au phénomène optoacoustique limiter la profondeur de la méthode applicable. En conséquence, optoa portatifCoustic sondes ont été tentées pour des parties d&#39;image accessibles depuis l&#39;extérieur du corps de 11,12 alors que les systèmes endoscopiques sont utilisés pour fournir des images de l&#39;intérieur du corps en les insérant par des orifices naturels 13. Certaines parties faible absorption de corps humain, tels que le sein féminin, sont également accessibles par les scanners tomographiques 14,15 acousto-optique. Un intérêt particulier est l&#39;approche à main car il permet un grand polyvalence, de façon similaire à l&#39;échographie. Ici, l&#39;adaptation des ultrasons commune linéaires sondes de tableau pour l&#39;imagerie acousto-optique reste difficile, principalement en raison de différences fondamentales dans les exigences d&#39;imagerie tomographique entre l&#39;échographie et optoacoustics. Bien que les taux de rafraîchissement élevé en échographie norme sont activés par séquentiel émission-réception systèmes utilisant des fréquences de répétition élevé d&#39;impulsions dans la gamme kHz, l&#39;imagerie acousto-optique en temps réel en trois dimensions est obtenue par collecte simultanée de données tomographiques volumétrique d&#39;un seul interrogating impulsion laser. Ainsi, l&#39;imagerie acousto-optique de haute qualité implique l&#39;acquisition de données en trois dimensions de la plus grande angle solide possible autour de l&#39;objet imagé. Récemment, nous avons lancé la première sonde acousto-optique pour portable en trois dimensions (volumétrique) l&#39;imagerie en temps réel 16. Le système est basé sur un réseau bidimensionnel de 256 éléments piézo-électriques disposés sur une surface sphérique (points bleus dans la Figure 1A) couvrant un angle de 90 °. La taille des éléments individuels de l&#39;ordre de 3 x 3 mm 2, ainsi que leur orientation et la bande passante de la fréquence (environ 2-6 MHz) garantissent collection de signal efficace d&#39;un volume centimétrique entourant le centre de la sphère (cube noir sur la figure 1A). Excitation optique de la région de formation d&#39;image est muni d&#39;un faisceau de fibres inséré à travers une cavité cylindrique centrale de la matrice, de sorte que la longueur d&#39;onde quelconque SUSCeptible d&#39;être transmise à travers le faisceau de fibres peut être utilisé pour l&#39;imagerie. Une image réelle de la matrice de transducteurs avec le faisceau de fibres optiques est représentée sur la figure 1B. L&#39;excitation efficace et la détection simultanée de signaux permet l&#39;imagerie des tissus profonds avec une seule photo excitation (une impulsion laser), de sorte que l&#39;imagerie en temps réel à une cadence déterminée par la fréquence de répétition des impulsions du laser est plus activé avec un Graphics- traitement-unité (GPU) la mise en œuvre de la procédure de reconstruction 17. Un boîtier cylindrique avec une membrane de polyéthylène transparent (figure 1C) est fixé à la matrice de transducteur pour enfermer un milieu liquide transmettant acoustique (de l&#39;eau). La membrane est en outre couplé au tissu au moyen d&#39;un gel acoustique. Une image de la sonde acousto-optique d&#39;être utilisé en mode de fonctionnement à main est illustré à la figure 1D. Le thr démontrédimensions imagerie acousto-optique à main ee combinée avec le temps réel la capacité de l&#39;imagerie fonctionnelle venir avec des avantages importants pour les diagnostics cliniques et un certain nombre d&#39;applications potentielles sont envisagées pour diverses indications, telles que la maladie vasculaire périphérique, du système lymphatique, le cancer du sein, des lésions cutanées, l&#39;inflammation ou de l&#39;arthrite 18. En outre, la capacité d&#39;imagerie rapide permet la visualisation d&#39;événements biologiques dynamiques avec la sonde disposé dans une position stationnaire. En combinaison avec l&#39;oscillateur paramétrique optique (OPO), la technologie laser rapide en longueur d&#39;onde d&#39;accord, cette approche permet une imagerie en temps réel de la biodistribution des agents photo-absorbant. Ainsi, de nouvelles possibilités peuvent également émerger dans de petites applications d&#39;imagerie animale, par exemple., Dans l&#39;étude de l&#39;hémodynamique des tissus, suivi in vivo dans des cellules, la visualisation de la pharmacocinétique, la perfusion des organes, ciblé imagerie moléculaire des tumeurs et le système cardiovasculaire, ou neuro-imagerie. <p class = &quot;jove_content&quot;&gt; Dans ce travail, nous présentons une description détaillée du protocole d&#39;imagerie expérimental pour fonctionner avec le réseau sphérique acousto-optique sonde et vitrine performances portatif dans plusieurs scénarios cliniques et petits typiques imagerie animale.

<table><tbody><tr><td>Laser à oscillateur paramétrique optique (OPO)</td><td>Innolas Laser GmbH, Krailling (Allemagne)</td><td>sur mesure</td><td>Le laser fournit des impulsions laser d’une durée d’environ 10 nsec et d’une énergie allant jusqu’à 80 mJ. La longueur d’onde est réglable entre 680 et 950 nm.</td></tr><tr><td>Réseau sphérique de détecteurs piézocomposites</td><td>Imasonic SaS, Voray (France)</td><td>sur-mesure</td><td>Le réseau se compose de 256 capteurs piézoélectriques répartis sur une surface sphérique. Chaque élément a des dimensions de 3 x 3 mm2, une fréquence centrale de 4 MHz et une bande passante de 100 %.&nbsp ;</td></tr><tr><td>Système d’acquisition de données (DAQ)</td><td>Falkenstein Mikrosysteme GmbH, Taufkirchen (Allemagne)</td>sur <td>mesure</td><td>L’DAQ acquiert simultanément 256 signaux à 40 mégaéchantillons par seconde et 2 030 échantillons. L’impédance d’entrée est de 1 MW.</td></tr><tr><td>Faisceau de fibres</td><td>CeramOptec GmbH, Bonn (Allemagne)</td><td>sur mesure</td><td>Le faisceau se compose de 480 fibres individuelles réparties de manière aléatoire dans l’entrée et la sortie. L’ouverture numérique de chaque fibre individuelle est de 0,22.</td></tr><tr><td>Souris nue athymique</td><td>Harlan Laboratories (Pays-Bas)</td><td>Nu athymique - Foxn1nu</td><td>La souris était âgée de 8 semaines (adulte) au moment de l’expérience. Le protocole éthique a été approuvé par le gouvernement bavarois (numéro 55.2.1.54-2632-102-11)</td></tr><tr><td>Crème Bepanthen</td><td>Bayer AG (Allemagne)</td><td></td><td>Pommade vétérinaire pour protéger les yeux pendant l’anesthésie</td></tr><tr><td>Logiciel</td> <td>de traitement des donnéesMatlab (Mathworks, Natick, MA, USA)</td><td>sur-mesure</td><td>Le logiciel de traitement des données a été développé à notre institute. Il permet la reconstruction à chaque longueur d’onde et le démélange de plusieurs longueurs d’onde, ainsi que le traitement ultérieur des données.</td></tr><tr><td>Cette</td><td></td><td></td><td>pièce contient l’eau qui agit comme un milieu de couplage acoustique entre la peau et les éléments du transducteur</td></tr><tr><td>Vert d’indocyanine (ICG)</td><td>PULSION Medical Systems SE</td><td></td><td>ICG-PULSION (principe actif : colorant vert d’indocyanine) est un médicament utilisé dans le diagnostic cardiaque, circulatoire et micro-circulatoire, le diagnostic de la fonction hépatique et le diagnostic de l’angiographie ophtalmique.</td></tr></tbody></table>

universal à main en trois dimensions optoacoustique sonde d&#39;imagerie pour deep tissue angiographie humain et des études précliniques fonctionnels en temps réel

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

La combinaison exclusive d’un contraste optique élevé et d’une excellente résolution spatiale rend l’optoacoustique (photoacoustique) idéale pour obtenir simultanément un contraste anatomique, fonctionnel et moléculaire dans des tissus optiquement opaques profonds. Bien que l’application de l’optoacoustique à la recherche sur les petits animaux ait récemment démontré un énorme potentiel, de vastes efforts ont également été déployés pour traduire cette technologie d’imagerie dans la pratique clinique. Nous présentons ici une nouvelle approche de tomographie optoacoustique capable de fournir des images volumétriques à haute résolution et enrichies spectralement de la morphologie et de la fonction des tissus en temps réel. Une description détaillée du protocole expérimental de fonctionnement avec le système d’imagerie en mode manuel et stationnaire est fournie et présentée pour différents scénarios potentiels impliquant des études fonctionnelles et moléculaires sur des modèles murins et humains. La possibilité de visualisation en temps réel en trois dimensions ainsi que la conception portable polyvalente de la sonde d’imagerie rendent l’approche nouvellement développée unique parmi le panthéon des modalités d’imagerie utilisées dans la recherche préclinique et la pratique clinique d’aujourd’hui.

Les résultats représentatifs, ce qui démontre les capacités de la sonde volumétrique décrit à main acousto-optique, sont présentés dans cette section. Dans tous les cas, l'influence de lumière sur la surface de la peau a été maintenue en dessous de la limite d'exposition de la sécurité de 20 mJ / cm 2 19. La performance de la sonde en temps réel le suivi vasculaire périphérique humain est présenté à la figure 2. Au cours de cette expérience, la sonde a été lenteme...

Nous fournissons ici une description détaillée du protocole expérimental pour l’imagerie avec un nouveau système optoacoustique portable (photoacoustique) pour l’imagerie fonctionnelle et moléculaire tridimensionnelle en temps réel. Les performances puissantes et la polyvalence démontrées peuvent définir de nouveaux domaines d’application de la technologie optoacoustique dans la recherche préclinique et la pratique clinique.

Universal à main en trois dimensions optoacoustique sonde d&#39;imagerie pour Deep Tissue angiographie humain et des études précliniques fonctionnels en temps réel

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

L’objectif général de l’expérience suivante est d’illustrer les capacités d’imagerie d’un système opto-acoustique portable nouvellement développé pour l’imagerie tridimensionnelle, fonctionnelle et moléculaire en temps réel. Ceci est réalisé à l’aide d’une sonde avec un réseau de matrices sphériques de pizo, des transducteurs électriques autour d’un faisceau de fibres qui guide les impulsions lumineuses lorsqu’elles sont maintenues contre les tissus. D’une durée de l’ordre de la nanoseconde, les impulsions lumineuses excitent des réponses ultrasonores qui sont capturées par la sonde.Ensuite, les données sont utilisées pour effectuer une reconstruction d’image en temps réel, ce qui permet des numérisations en mode portable. Les résultats montrent la faisabilité de l’imagerie des tissus profonds de la morphologie vasculaire, ainsi que des paramètres hémodynamiques et de perfusion importants avec un système portable. L’objectif particulier de tous les laboratoires est le développement de nouveaux outils d’imagerie biomédicale basés sur l’acoustique optique, l’optique diffuse, les ultrasons et les approches multimodales.Le nouveau système de tomographie acoustique optique portable peut essentiellement fournir une capacité d’imagerie véritablement en cinq dimensions. Cela signifie qu’il peut fournir une imagerie volumétrique haute résolution enrichie spectralement de la morphologie et de la fonction des tissus en temps réel. L’approche d’imagerie volumétrique de la main combinée à une fonction en temps réel, l’élimination de la capacité présente des avantages importants pour les diagnostics cliniques.Par exemple, dans les maladies vasculaires périphériques, les troubles du système lymphatique, le cancer du sein, les lésions cutanées, l’inflammation, l’arthrite. Combiné à la technologie laser de réglage rapide de la longueur d’onde, le système permet d’obtenir une imagerie en temps réel de la biodistribution des agents photoabsorbants. C’est pourquoi de nouvelles possibilités peuvent également émerger dans les applications d’imagerie moléculaire des petits animaux.Par exemple, l’étude de l’hémodynamique tissulaire, le suivi cellulaire in vivo, la visualisation de la pharmacocinétique, la perfusion d’organes ou la neuro-imagerie. Allumez la source laser proche infrarouge accordable pendant une période de préchauffage d’environ 15 minutes. Pour stabiliser sa sortie, la sortie laser sera connectée à la sonde portable.La sonde se compose d’un réseau matriciel d’éléments électriques piso disposés pour couvrir une partie d’une sphère avec une ouverture pour un faisceau de fibres. Au centre, connectez un faisceau de fibres pour guider le faisceau laser de la sortie laser à la sonde portable. Ensuite, connectez le réseau de détection de matrice sphérique de la sonde portable au système d’acquisition de données parallèle, qui est déclenché par le commutateur Q Sortie du laser en préparant le couplage acoustique de la sonde.Le transducteur est doté d’un boîtier assorti recouvert d’une membrane en polyéthylène optiquement et acoustiquement transparente, qui entrera en contact avec la peau et fermera la surface active du transducteur avec le boîtier. La position relative de la surface de détection active par rapport à la surface du tissu détermine la profondeur d’imagerie effective. Connectez une pompe entre le réservoir et la sonde.Ensuite, utilisez-le pour remplir le volume d’environ 100 millilitres entre le transducteur et la membrane. Une fois le pompage terminé, débranchez la pompe. Inspectez la sonde pour vous assurer qu’il n’y a pas de bulles d’air ou de fuites.Maintenant, pour plus de sécurité, mettez des lunettes de protection, appropriées pour les longueurs d’onde proche infrarouge. Procédez en réglant les longueurs d’onde d’imagerie et le taux de répétition des impulsions laser. Dans le logiciel de contrôle, la gamme de longueurs d’onde est de 690 à 900 nanomètres avec le choix optique, en fonction du tissu, du chromo, des quatre et des agents d’intérêt administrés extrinsèquement.Le taux de répétition des impulsions est de l’ordre de 10 à 50 hertz et dépend de la fréquence d’images volumétrique souhaitée, mais est également limité par les limites d’exposition au laser. Réglez également le système d’acquisition de données acoustiques pour qu’il ait une impédance d’entrée d’un méga ohm avec un taux d’échantillonnage de 40 méga-échantillons par seconde et une résolution verticale de 12 bits. Pour des opérations en toute sécurité.Mesurez les niveaux d’exposition dans la région spectrale du proche infrarouge à l’aide d’un wattmètre laser. Placez le wattmètre sur la membrane en polyéthylène de la sonde pour la mesure. Faites passer le rayonnement laser à travers la sonde et ajustez la puissance du laser et le taux de répétition.Donc, pour atteindre des niveaux d’exposition sûrs au niveau de la membrane lorsque des ajustements sont effectués, retirez le wattmètre. La sonde est prête à l’emploi. L’étape suivante consiste à préparer le patient à la procédure.Fournir au patient des lunettes de protection adaptées aux longueurs d’onde du proche infrarouge. Inspectez la région à imager. Si des cheveux sont présents, appliquez une lotion d’épuisement pour les enlever et éviter un arrière-plan indésirable dans les images.Nettoyez la région avec un chiffon humide. Une fois que la région est dégagée, appliquez du gel à ultrasons sur la peau dans la zone à imager. Pour fournir un couplage acoustique efficace.Gardez la sonde en place et démarrez le logiciel de prévisualisation, qui permet la sortie laser et la visualisation d’images tridimensionnelles. La fréquence d’images des images opto-acoustiques correspond à la fréquence de répétition des impulsions laser et est affichée en temps réel. Lorsque la reconstruction tomographique est mise en œuvre sur une unité de traitement graphique, déplacez doucement la sonde pour optimiser la visualisation et localiser la structure d’intérêt.Continuez à utiliser le logiciel de prévisualisation et basculez le matériel en mode d’acquisition de données sur le patient. Déplacez doucement la sonde de quelques millimètres par seconde autour de la région imagée pour suivre les structures d’intérêt. Une fois l’acquisition des données terminée, arrêtez le logiciel, qui arrête également le laser.L’avant-bras d’un volontaire en bonne santé se trouve à gauche. La boîte blanche représente la région visualisée avec la sonde. Sur la droite se trouvent les images de projection d’intensité maximale de la région sondée.Comme la sonde était balayée lentement au-dessus de l’avant-bras, la visualisation en temps réel des vaisseaux a été obtenue pour toutes les positions de balayage. Les images ont utilisé une lumière de 800 nanomètres avec un taux de répétition d’impulsions laser de 10 hertz. L’imagerie multispectrale a été réalisée en balayant la sonde le long du poignet d’un volontaire sain.Un taux de répétition d’impulsions laser de 50 hertz a été utilisé en conjonction avec un réglage par longueur d’onde d’impulsion. Les longueurs d’onde utilisées étaient comprises entre 730 nanomètres et 850 nanomètres par pas de 30 nanomètres. En bas à droite se trouvent des images spectralement non mélangées montrant la distribution de l’hémoglobine oxygénée en rouge, de l’hémoglobine désoxygénée en bleu et de la mélanine en jaune.En supposant que seuls ces composants sont responsables de l’absorption lorsque la sonde scanne le poignet, la distribution de ces trois chromophores tissulaires peut être suivie en temps réel. Cette vidéo démontre la capacité de la sonde à suivre des processus dynamiques. La circulation dans le majeur a été obstruée par un élastique et libérée lors de l’acquisition des données.L’apparence des ciseaux indique le moment où l’élastique a été retiré. Les données ont été collectées à 10 images par seconde à une longueur d’onde de 900 nanomètres. La procédure d’imagerie portable peut être maîtrisée en très peu de temps, et comme d’autres modalités d’imagerie clinique ne sont pas en mesure de fournir une volumétrie avec une résolution temporelle comparable, nous sommes convaincus que le système présenté atteindra une nouvelle valeur pour un diagnostic précis et une surveillance du traitement. Les artefacts de mouvement peuvent encore affecter gravement les performances et la qualité de l’image lors de l’utilisation de la sonde en mode portable.En règle générale, la vitesse de mouvement ne doit pas dépasser trois millimètres par seconde. Si un taux de répétition laser de 10 hertz est utilisé en combinaison avec l’acquisition de données multim, bien sûr, un mouvement plus rapide est autorisé. Si un laser à taux de répétition plus élevé est utilisé Avec une nouvelle approche d’imagerie, nous espérons permettre de nouvelles découvertes biologiques.Nous souhaitons également offrir aux médecins un nouvel outil de diagnostic clinique dans de multiples indications. Par exemple, les troubles cardiovasculaires et vasculaires périphériques liés au système lymphatique, aux lésions mammaires, à l’arthrite et à l’inflammation.

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Microscopie photoacoustique à résolution acoustique et optique à commutation commutable pour<em&gt; In vivo</em&gt; Imagerie vasculaire de sang de petit animal

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Universal à main en trois dimensions optoacoustique sonde dimagerie pour Deep Tissue angiographie humain et des études précliniques fonctionnels en temps réel (Vidéo) | JoVE Journal

Universal à main en trois dimensions optoacoustique sonde d'imagerie pour Deep Tissue angiographie humain et des études précliniques fonctionnels en temps réel

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