Artykuł metodologiczny

Uniwersalna ręczna trójwymiarowa sonda do obrazowania optoakustycznego do angiografii tkanek głębokich i funkcjonalnych badań przedklinicznych w czasie rzeczywistym

10.4K wyświetleń

⸱

DOI:

10.3791/51864

⸱

4 listopada 2014

 ,  , 
1Institute for Biological and Medical Imaging (IBMI), Helmholtz Zentrum München, 2Faculty of Medicine, Technische Universität München

W tym artykule

Podsumowanie

Poniżej przedstawiamy szczegółowy opis eksperymentalnego protokołu obrazowania z nowo opracowanym ręcznym systemem optoakustycznym (fotoakustycznym) do trójwymiarowego obrazowania funkcjonalnego i molekularnego w czasie rzeczywistym. Wykazana wysoka wydajność i wszechstronność mogą zdefiniować nowe obszary zastosowań technologii optoakustycznej w badaniach przedklinicznych i praktyce klinicznej.

Streszczenie

Ekskluzywne połączenie wysokiego kontrastu optycznego i doskonałej rozdzielczości przestrzennej sprawia, że optoakustyka (fotoakustyka) jest idealna do jednoczesnego osiągania anatomicznego, funkcjonalnego i molekularnego kontrastu w głębokich, optycznie nieprzezroczystych tkankach. Chociaż niedawno wykazano ogromny potencjał w zastosowaniu optoakustyki w badaniach na małych zwierzętach, podjęto również ogromne wysiłki w celu przełożenia tej technologii obrazowania na praktykę kliniczną. Przedstawiamy tutaj nowo opracowane podejście do tomografii optoakustycznej, które jest w stanie dostarczyć wysokiej rozdzielczości i wzbogacone spektralnie wolumetryczne obrazy morfologii i funkcji tkanek w czasie rzeczywistym. Szczegółowy opis eksperymentalnego protokołu pracy z systemem obrazowania zarówno w trybie ręcznym, jak i stacjonarnym jest dostarczany i prezentowany dla różnych potencjalnych scenariuszy obejmujących badania funkcjonalne i molekularne na modelach mysich i ludziach. Możliwość wizualizacji w czasie rzeczywistym w trzech wymiarach wraz z wszechstronną ręczną konstrukcją sondy do obrazowania sprawiają, że nowo opracowane podejście jest wyjątkowe wśród panteonu metod obrazowania stosowanych we współczesnych badaniach przedklinicznych i praktyce klinicznej.

Wprowadzenie

Obrazowanie optoakustyczne (fotoakustyczne) przyciąga coraz większe zainteresowanie ze strony społeczności badaczy biologicznych i medycznych, czego przejawem jest stale rosnąca liczba publikacji obejmujących różnorodność nowych zastosowań, które wykorzystują unikalne zalety oferowane przez technologię 1-5. W szczególności zdolność do obrazowania charakterystycznych spektralnie środków pochłaniających światło o wysokiej rozdzielczości czasoprzestrzennej na głębokościach znacznie wykraczających poza dyfuzyjny limit światła otwiera bezprecedensowe możliwości w zakresie obrazowania funkcjonalnego i molekularnego 6-10.

Rzeczywiście, przełożenie technologii optoakustycznej na praktykę kliniczną przynosi obiecujące perspektywy w diagnostyce i monitorowaniu leczenia wielu chorób. Jednak ograniczona propagacja fotonów w tkankach rozpraszających optycznie i absorbujących oraz ogólnie słabe reakcje związane ze zjawiskiem optoakustycznym ograniczają odpowiednią głębokość metody. W rezultacie, ręczne sondy optoakustyczne zostały poddane próbie obrazowania części dostępnych z zewnątrz ciała 11,12, podczas gdy systemy endoskopowe są używane do dostarczania obrazów z wnętrza ciała poprzez wprowadzanie ich przez naturalne otwory 13. Niektóre niskochłonne części ludzkiego ciała, takie jak kobiece piersi, są również dostępne za pomocą tomograficznych skanerów optoakustycznych 14,15. Szczególnie interesujące jest podejście ręczne, ponieważ umożliwia dużą wszechstronność, podobnie jak w przypadku ultrasonografii. W tym przypadku adaptacja popularnych ultradźwiękowych sond liniowych do obrazowania optoakustycznego pozostaje wyzwaniem, głównie ze względu na zasadnicze różnice w wymaganiach dotyczących obrazowania tomograficznego między ultrasonografią a optoakustyką. Podczas gdy wysoka liczba klatek na sekundę w standardowej ultrasonografii jest możliwa dzięki sekwencyjnym schematom nadawczo-odbiorczym wykorzystującym wysokie częstotliwości powtarzania impulsów w zakresie kHz, trójwymiarowe obrazowanie optoakustyczne w czasie rzeczywistym uzyskuje się poprzez jednoczesne zbieranie wolumetrycznych danych tomograficznych z pojedynczego impulsu laserowego. Tak więc wysokiej jakości obrazowanie optoakustyczne oznacza pozyskiwanie trójwymiarowych danych z największego możliwego kąta bryłowego wokół obrazowanego obiektu.

Niedawno wprowadziliśmy pierwszą przenośną sondę optoakustyczną do trójwymiarowego (wolumetrycznego) obrazowania w czasie rzeczywistym16. System oparty jest na dwuwymiarowym układzie 256 elementów piezoelektrycznych ułożonych na sferycznej powierzchni (niebieskie kropki na rysunku 1A) obejmujących kąt 90°. Wielkość poszczególnych elementów wynosząca około 3 x 3mm2, a także ich orientacja i szerokość pasma częstotliwości (około 2-6 MHz) gwarantują skuteczne zbieranie sygnału z objętości w skali centymetrowej otaczającej środek kuli (sześcian na rysunku 1A). Wzbudzenie optyczne obszaru obrazowania jest zapewnione za pomocą wiązki światłowodów wprowadzonej przez centralną cylindryczną wnękę matrycy, dzięki czemu do obrazowania można wykorzystać każdą długość fali, która może być transmitowana przez wiązkę światłowodów. Rzeczywisty obraz układu przetworników wraz z wiązką światłowodów pokazano na rysunku 1B. Wydajne wzbudzenie i jednoczesna detekcja sygnałów umożliwia obrazowanie tkanek głębokich z wzbudzeniem pojedynczym strzałem (jeden impuls laserowy), dzięki czemu obrazowanie w czasie rzeczywistym z szybkością klatek określoną przez częstotliwość powtarzania impulsów lasera jest dodatkowo możliwe dzięki implementacji procedury rekonstrukcji przez procesor graficzny (GPU) 17. Cylindryczna obudowa z przezroczystą membraną polietylenową (rysunek 1C) jest przymocowana do układu przetworników w celu zamknięcia akustycznie przepuszczającego ciekłe medium (wodę). Membrana jest dodatkowo sprzężona z tkanką za pomocą żelu akustycznego. Zdjęcie sondy optoakustycznej używanej w trybie pracy ręcznej pokazano na rysunku 1D.

Pokazane trójwymiarowe ręczne obrazowanie optoakustyczne w połączeniu z możliwością funkcjonalnego obrazowania w czasie rzeczywistym przynosi ważne korzyści dla diagnostyki klinicznej, a szereg potencjalnych zastosowań jest przewidzianych dla różnych wskazań, takich jak choroby naczyń obwodowych, zaburzenia układu limfatycznego, rak piersi, zmiany skórne, stany zapalne lub zapalenie stawów 18. Co więcej, szybkie obrazowanie umożliwia wizualizację dynamicznych zdarzeń biologicznych z sondą umieszczoną w pozycji stacjonarnej. W połączeniu z technologią laserową optycznych oscylatorów parametrycznych (OPO) z szybkim dostrojeniem długości fali, podejście to pozwala na obrazowanie w czasie rzeczywistym biodystrybucji środków fotoabsorbujących. W związku z tym nowe możliwości mogą pojawić się również w zastosowaniach obrazowania małych zwierząt, np. w badaniu hemodynamiki tkanek, śledzeniu komórek in vivo, wizualizacji farmakokinetyki, perfuzji narządów, celowanym obrazowaniu molekularnym nowotworów i układu sercowo-naczyniowego lub neuroobrazowaniu.

W tej pracy szczegółowo opisujemy protokół obrazowania eksperymentalnego do obsługi ręcznej sondy optoakustycznej z matrycą sferyczną i prezentujemy wydajność w kilku typowych scenariuszach obrazowania klinicznego i małych zwierząt.

Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.

Protokół

Szczegółowa procedura obsługi z wolumetryczną ręczną sondą optoakustyczną jest opisana poniżej. Procedura ta jest wykonywana zgodnie z zatwierdzonymi przepisami instytucjonalnymi dotyczącymi doświadczeń na zwierzętach i ludziach.

1. Przygotowanie systemu

  1. Włącz laser na okres nagrzewania ~15 minut przed rozpoczęciem pracy, aby ustabilizować wyjściową wiązkę światła.
  2. Umieść część otaczającą wodę z membraną izolacyjną, która styka się ze skórą (ryc. 1).
    UWAGA: Odległość między membraną izolacyjną (w kontakcie ze skórą) a obszarem o maksymalnej czułości przetwornika (środek sondy sferycznej) określa efektywną głębokość obrazowania.
  3. Napełnić całą objętość około 100 ml między membraną izolacyjną a powierzchnią przetwornika wodą dejonizowaną za pomocą pompy.
  4. Upewnij się, że nie ma wycieków wody ani pęcherzyków powietrza. Alternatywnie unikaj pęcherzyków powietrza, zapewniając recyrkulację wody.
  5. Przeprowadzić eksperymenty w temperaturze pokojowej i upewnić się, że medium sprzęgające (woda) jest utrzymywane w tej temperaturze.

2. Przygotowanie do obrazowania

  1. Przygotowanie do obrazowania u ludzi.
  2. Usuń włosy z części, która ma być zobrazowana, za pomocą płynu do depilacji, aby uniknąć niepożądanego tła na obrazach (ten krok jest opcjonalny).
  3. Nałóż żel ultradźwiękowy na skórę wokół obszaru, który ma być obrazowany, aby zapewnić skuteczne sprzężenie akustyczne. Umieść sondę optoakustyczną w obszarze zainteresowania. Upewnij się, że w żelu sprzęgającym ultradźwięki nie ma pęcherzyków powietrza.
  4. Przygotowanie do obrazowania zwierząt.
  5. Upewnij się, że opieka i procedury eksperymentalne ze zwierzętami są zgodne z instytucjonalnymi i rządowymi zasadami i przepisami.
  6. Usuń sierść zwierzęcia w obszarze, który ma być sfotografowany, za pomocą balsamu do golenia. Chronić oczy zwierzęcia maścią weterynaryjną, która zapobiega wysuszeniu i uszkodzeniom spowodowanym ekspozycją na intensywne pulsacyjne promieniowanie laserowe.
  7. Znieczulić zwierzę za pomocą iniekcji dootrzewnowej (IP) ketaminy/ksylazyny (100 mg/kg kg ketaminy + 5 mg/kg kg ksylazyny) przed doświadczeniem lub zastosować znieczulenie izofluranem (2-3 % (objętościowo) przy przepływie 0,9 l/min gazu) podczas doświadczenia. Potwierdź znieczulenie, sprawdzając odruch tylnej kończyny zwierzęcia.
  8. Nałóż żel ultradźwiękowy na skórę wokół obszaru, który ma być obrazowany, aby zapewnić skuteczne sprzężenie akustyczne i umieść sondę optoakustyczną w obszarze zainteresowania. Upewnij się, że w żelu sprzęgającym ultradźwięki nie ma pęcherzyków powietrza.

3. Tryb pracy podglądu

wstępnego
  1. Ustal długość fali obrazowania w zakresie od 690 nm do 900 nm oraz częstotliwość powtarzania impulsów w zakresie od 10 do 50 Hz. Wybierz parametry systemu akwizycji danych akustycznych – impedancja wejściowa 1 MΩ. Pozyskaj 2030 próbek dla każdego impulsu laserowego z częstotliwością próbkowania 40 megapróbek na sekundę i 12-bitową rozdzielczością pionową. Wyzwalaj akwizycję za pomocą wyjścia Q-switch lasera.
  2. Upewnij się, że zarówno operator, jak i pacjent używają okularów ochronnych dostosowanych do długości fali wzbudzenia optycznego. Ustawić moc lasera tak, aby fluencja światła na powierzchni tkanki była utrzymywana poniżej 20 mJ/cm2 podczas eksperymentu dla długości fal bliskiej podczerwieni, aby spełnić limity bezpieczeństwa narażenia dla doświadczeń na ludziach19 oraz aby zapobiec naprężeniom termicznym i uszkodzeniom skóry u zwierząt.
  3. Uruchom oprogramowanie do podglądu wstępnego z implementacją algorytmów przetwarzania GPU, aby umożliwić wizualizację trójwymiarowych obrazów z liczbą klatek na sekundę odpowiadającą częstotliwości powtarzania impulsów lasera.
  4. Przesuń sondę i/lub obiekt, który ma być obrazowany, aby zoptymalizować wydajność wizualizacji i zlokalizować interesujące struktury.

4. Akwizycja danych

  1. Akwizycja danych do skanowania (ręcznego).
  2. Jeśli to konieczne, przed pobraniem należy wstrzyknąć środek kontrastowy, aby wzbogacić kontrast w obszarze zainteresowania.
    UWAGA: W naszych eksperymentach nie wykonywaliśmy obrazowania ludzi ze wzmocnieniem kontrastowym. Jednak potencjalnie można w tym celu zastosować różne środki kontrastowe. Zieleń indocyjaninowa (ICG) jest jednym z przykładów klinicznie zatwierdzonego optycznego środka kontrastowego, który może być stosowany w celu wzmocnienia kontrastu w maksymalnej zalecanej dawce 2 mg/kg masy ciała u dorosłych.
  3. Uruchom sprzęt do akwizycji danych z parametrami opisanymi w ppkt 3.1, zachowując wykonanie podglądu oprogramowania. Delikatnie przesuwaj sondę po obrazowanym obszarze, aby śledzić interesujące Cię struktury.
    UWAGA: Gdy obrazy na wielu długościach fal laserowych są rejestrowane jednocześnie, prędkość ruchu sondy w trybie ręcznym musi zostać znacznie zmniejszona (najlepiej poniżej 2 mm/s dla częstotliwości powtarzania impulsu laserowego 50 Hz), aby uniknąć artefaktów związanych z ruchem na obrazach niezmieszanych spektralnie.
  4. Akwizycja danych w trybie stacjonarnym.
  5. Zamontować obrazowany obiekt (np. zwierzę) i sondę ręczną na uchwycie i rozpocząć akwizycję z parametrami opisanymi w ppkt 3.1, zachowując działanie oprogramowania podglądu wstępnego.
  6. Utrzymuj sondę optoakustyczną i część obrazującą w tej samej pozycji podczas eksperymentu, aby uwidocznić dynamiczne zdarzenia biologiczne w obszarze zainteresowania.
  7. Wstrzyknij środek kontrastowy, aby śledzić jego dynamiczną dystrybucję w obszarze zainteresowania.
    UWAGA: W naszych eksperymentach na myszach do wzmocnienia kontrastu użyto zieleni indocyjaninowej (ICG). Jako ogólną wskazówkę, ilość 10 nmol lub 0,4 mg/kg ICG musi zostać wprowadzona do krążenia myszy, aby uzyskać wykrywalny kontrast z wielospektralną optoakustyką in vivo.
    UWAGA: Środek kontrastowy musi być dopuszczony do stosowania u ludzi i/lub zwierząt przez odpowiedni organ.

5. Finalizacja eksperymentu

  1. Zatrzymaj laser.
  2. Wyjmij sondę optoakustyczną z obrazowanego obszaru. W przypadku badań na zwierzętach należy przerwać podawanie znieczulenia.
  3. Umieść zwierzę pod promiennikiem podczerwieni, aby utrzymać je w cieple i zapobiec kontaktowi z innymi zwierzętami, dopóki w pełni nie wyzdrowieje ze znieczulenia. Nie pozostawiaj zwierzęcia bez opieki podczas rekonwalescencji po znieczuleniu.

6. Przetwarzanie danych w trybie off-line

  1. Załaduj plik(i) zawierający pozyskane sygnały optoakustyczne do aplikacji używanej do przetwarzania danych.
  2. Użyj algorytmu rekonstrukcji, aby uzyskać trójwymiarową matrycę odpowiadającą wolumetrycznemu obrazowi absorpcji optycznej dla każdej klatki i każdej długości fali.
    UWAGA: Do rekonstrukcji zaleca się użycie algorytmu uwzględniającego czynniki zniekształcające, takie jak niejednorodność i tłumienie w obrazowanym obiekcie, wpływ końcowej szerokości pasma i kształtu geometrycznego elementów detekcyjnych oraz zmiany fluencji światła, w celu uzyskania bardziej ilościowego odwzorowania rozkładu pochłoniętej energii.
  3. Użyj algorytmu rozmieszania, aby uzyskać, z każdej ramki o wielu długościach fali, nowy zestaw trójwymiarowych matryc reprezentujących absorpcję optyczną dla każdej substancji absorbującej obecnej w próbce.
  4. W razie potrzeby należy dalej przetwarzać matryce reprezentujące rozkład absorpcji optycznej, aby ułatwić wizualizację i odczyt parametrów istotnych z biologicznego punktu widzenia.

Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.

Wyniki

W tej sekcji zaprezentowano reprezentatywne wyniki demonstrujące możliwości opisanego wolumetrycznego, ręcznego badania optoakustycznego. We wszystkich przypadkach gęstość energii świetlnej na powierzchni skóry utrzymano poniżej bezpiecznej granicy ekspozycji wynoszącej 20 mJ/cm2 19.

Wydajność sondy w śledzeniu w czasie rzeczywistym obwodowego układu naczyniowego człowieka przedstawiono na Rysunku 2. W trakcie tego eksperymentu sondą powoli skanowano dłoń...

Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.

Dyskusja

Unikalne zalety oferowane przez techniki obrazowania optoakustycznego w badaniach na małych zwierzętach stworzyły silną motywację do przełożenia tej technologii na praktykę kliniczną, z szeregiem zastosowań diagnostycznych i monitorowania leczenia, które są przewidywane np. w raku piersi i skóry, stanach zapalnych lub chorobach naczyń obwodowych. Jednak w przeciwieństwie do myszy lub mniejszych zwierząt, które mogą być otoczone wystarczającą liczbą źródeł oświetlenia i elementów detekcyjnych, aby stworzyć efekty...

Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.

Oświadczenia

Autorzy nie mają nic do ujawnienia.

Podziękowania

Badania prowadzące do tych wyników otrzymały finansowanie od Europejskiej Rady ds. Badań Naukowych na podstawie umowy o grant ERC-2010-StG-260991.

Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.

Materiały

Lista materiałów użytych w tym artykule
NazwaFirmaNumer katalogowyKomentarze
Laser oparty na optycznym oscylatorze parametrycznym (OPO)Innolas Laser GmbH, Krailling (Niemcy)wykonany na zamówienieLaser dostarcza impulsy laserowe o czasie trwania około 10 nsec i energii do 80 mJ.
Długość fali jest przestrajalna w zakresie 680-950 nm.
Sferyczny układ detektorów piezokompozytowychImasonic SaS, Voray (Francja)wykonane na zamówienieMatryca składa się z 256 czujników piezoelektrycznych rozmieszczonych na sferycznej powierzchni.
Każdy element ma wymiary 3 x 3 mm2, częstotliwość centralną 4 MHz i szerokość pasma 100%. 
System akwizycji danych (DAQ)Falkenstein Mikrosysteme GmbH, Taufkirchen (Niemcy)Wykonany na zamówienieDAQ rejestruje jednocześnie 256 sygnałów z prędkością 40 megapróbek na sekundę i 2 030 próbek.
Impedancja wejściowa wynosi 1 MW.
Wiązka światłowodowaCeramOptec GmbH, Bonn (Niemcy)na zamówienieWiązka składa się z 480 pojedynczych włókien losowo rozmieszczonych na wejściu i wyjściu.
Apertura numeryczna każdego pojedynczego włókna wynosi 0,22.
Atymyczna naga myszHarlan Laboratories (Holandia)Atymyczna nago - Foxn1nuMysz miała 8 tygodni (dorosła) w momencie eksperymentu.
Protokół etyczny został zatwierdzony przez rząd Bawarii (numer 55.2.1.54-2632-102-11)
Krem BepanthenBayer AG (Niemcy)Maść weterynaryjna chroniąca oczy podczas znieczulenia
Oprogramowaniedo przetwarzania danychMatlab (Mathworks, Natick, MA, USA)na zamówienieOprogramowanie do przetwarzania danych zostało opracowane w naszym instytucie.
Umożliwia rekonstrukcję na każdej długości fali i rozmieszanie wielu długości fal, a także dalsze przetwarzanie danych.
otaczająca wodęwykonana na zamówienieTa część zawiera wodę, która działa jako akustyczne medium sprzęgające między skórą a elementami przetwornika
Zieleń indocyjaninowa (ICG)PULSION Systemy medyczne SEICG-PULSION (substancja czynna: zielony barwnik indocyjaninowy) jest lekiem stosowanym w diagnostyce serca, krążenia i mikrokrążenia, diagnostyce czynności wątroby i diagnostyce angiografii okulistycznej.
Część

Bibliografia

  1. Stritzker, J., et al. Vaccinia virus-mediated melanin production allows MR and optoacoustic deep tissue imaging and laser-induced thermotherapy of cancer. Proceedings of the National Academy of Sciences of the United States of America. 110 (9), 3316-3320 (2013).
  2. Herzog, E., et al. Optical Imaging of Cancer Heterogeneity with Multispectral Optoacoustic Tomography. Radiology. 263 (2), 461-468 (2012).
  3. Johnson, S. P., Laufer, J. G., Zhang, E. Z., Beard, P. C., Pedley, R. B. Determination of Differential Tumour Vascular Pathophysiology in Vivo by Photoacoustic Imaging. Eur J Cancer. 48, 186-187 (2012).
  4. Yao, J. J., et al. Noninvasive photoacoustic computed tomography of mouse brain metabolism in vivo. Neuroimage. 64, 257-266 (2013).
  5. Strohm, E. M., Berndl, E. S. L., Kolios, M. C. High frequency label-free photoacoustic microscopy of single cells. Photoacoustics. 1 (3-4), 49-53 (2013).
  6. Beard, P. Biomedical photoacoustic imaging. Interface Focus. 1, 602-631 (2011).
  7. Wang, L. H. V., Hu, S. Photoacoustic Tomography: In Vivo Imaging from Organelles to Organs. Science. 335 (6075), 1458-1462 (2012).
  8. Xiang, L. Z., Wang, B., Ji, L. J., Jiang, H. B. 4-D Photoacoustic Tomography. Sci Rep-Uk. 3, 10-1038 (2013).
  9. Buehler, A., Dean-Ben, X. L., Claussen, J., Ntziachristos, V., Razansky, D. Three-dimensional optoacoustic tomography at video rate. Optics express. 20 (20), 22712-22719 (2012).
  10. Dean-Ben, X. L., Razansky, D. Adding fifth dimension to optoacoustic imaging: volumetric time-resolved spectrally-enriched tomography. Light: Science and Applications. 3, (2014).
  11. Fronheiser, M. P., et al. Real-time optoacoustic monitoring and three-dimensional mapping of a human arm vasculature. J Biomed Opt. 15 (2), (2010).
  12. Buehler, A., Kacprowicz, M., Taruttis, A., Ntziachristos, V. Real-time handheld multispectral optoacoustic imaging. Opt Lett. 38 (9), 1404-1406 (2013).
  13. Yang, J. M., et al. Simultaneous functional photoacoustic and ultrasonic endoscopy of internal organs in vivo. Nat Med. 18 (8), 1297-1302 (2012).
  14. Kruger, R. A., Lam, R. B., Reinecke, D. R., Del Rio, S. P., Doyle, R. P. Photoacoustic angiography of the breast. Med Phys. 37 (11), 6096-6100 (2010).
  15. Heijblom, M., et al. Visualizing breast cancer using the Twente photoacoustic mammoscope: What do we learn from twelve new patient measurements. Optics express. 20 (11), 11582-11597 (2012).
  16. Dean-Ben, X. L., Razansky, D. Portable spherical array probe for volumetric real-time optoacoustic imaging at centimeter-scale depths. Optics express. 21 (23), 28062-28071 (2013).
  17. Dean-Ben, X. L., Ozbek, A., Razansky, D. Volumetric real-time tracking of peripheral human vasculature with GPU-accelerated three-dimensional optoacoustic tomography. IEEE transactions on medical imaging. 32 (11), 2050-2055 (2013).
  18. Dean-Ben, X. L., Razansky, D. Functional optoacoustic human angiography with handheld video rate three dimensional scanner. Photoacoustics. 1 (3-4), 68-73 (2013).
  19. American National Standards for the Safe Use of Lasers ANSI Z136.1.. , Americal Laser Institute. http://www.lia.org/PDF/Z136_1_s.pdf (2000).
  20. Ntziachristos, V., Razansky, D. Molecular imaging by means of multispectral optoacoustic tomography (MSOT). Chemical reviews. 110 (5), 2783-2794 (2010).
  21. Luke, G. P., Yeager, D., Emelianov, S. Y. Biomedical Applications of Photoacoustic Imaging with Exogenous Contrast Agents. Ann Biomed Eng. 40 (2), 422-437 (2012).

Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.

Przedruki i uprawnienia

Poproś o pozwolenie na ponowne wykorzystanie tekstu lub ilustracji tego artykułu JoVE

Poproś o pozwolenie

Tagi

Sonda r cznaobrazowanie tr jwymiaroweobrazowanie w czasie rzeczywistymangiografia g bokich tkanekrozdzielanie widmoweparametry hemodynamicznemorfologia naczyniowalaser bliskiej podczerwieni

Powiązane artykuły