Name: Uniwersalna ręczna trójwymiarowa sonda do obrazowania optoakustycznego do angiografii tkanek głębokich i funkcjonalnych badań przedklinicznych w czasie rzeczywistym (Wideo) | JoVE Journal
Uploaded: 2014-11-04T13:00:00.000+00:00
Duration: 9 min 56 s
Description: Poznaj możliwości obrazowania optoakustycznego w czasie rzeczywistym za pomocą ręcznej sondy z sferyczną matrycą przetworników. Ta metoda umożliwia trójwymiarową angiografię tkanek głębokich i ocenę parametrów hemodynamicznych w badaniach przedklinicznych.

ai_agent_IP

ai_agent

maintenance

instantTrialDurationMinutes

isBiopharma

enableNewMyJoveSectionDesign

educationFeatures

seoMetaApi

ai_copilot_institution_blacklist

ai_chat_institution_blacklist

freeAccessWindow

ssoRoleCapture

scheduledMaintenanceBanner

joveLabsFeatures

disable_autoplay_for_bots

extended_trial_duration

5 minutes

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

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
<ol>
	<li>Włącz laser na okres nagrzewania ~15 minut przed rozpoczęciem pracy, aby ustabilizować wyjściową wiązkę światła.</li>
	<li>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.</li>
	<li>Napełnić całą objętość około 100 ml między membraną izolacyjną a powierzchnią przetwornika wodą dejonizowaną za pomocą pompy.</li>
	<li>Upewnij się, że nie ma wycieków wody ani pęcherzyków powietrza. Alternatywnie unikaj pęcherzyków powietrza, zapewniając recyrkulację wody.</li>
	<li>Przeprowadzić eksperymenty w temperaturze pokojowej i upewnić się, że medium sprzęgające (woda) jest utrzymywane w tej temperaturze.</li>
</ol>
2. Przygotowanie do obrazowania
<ol>
	<li>Przygotowanie do obrazowania u ludzi.</li>
	<li>Usuń włosy z części, która ma być zobrazowana, za pomocą płynu do depilacji, aby uniknąć niepożądanego tła na obrazach (ten krok jest opcjonalny).</li>
	<li>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.</li>
	<li>Przygotowanie do obrazowania zwierząt.</li>
	<li>Upewnij się, że opieka i procedury eksperymentalne ze zwierzętami są zgodne z instytucjonalnymi i rządowymi zasadami i przepisami.</li>
	<li>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.</li>
	<li>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.</li>
	<li>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.</li>
</ol>
3. Tryb pracy podglądu wstępnego
<ol>
	<li>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.</li>
	<li>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.</li>
	<li>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.</li>
	<li>Przesuń sondę i/lub obiekt, który ma być obrazowany, aby zoptymalizować wydajność wizualizacji i zlokalizować interesujące struktury.</li>
</ol>
4. Akwizycja danych
<ol>
	<li>Akwizycja danych do skanowania (ręcznego).</li>
	<li>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.</li>
	<li>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.</li>
	<li>Akwizycja danych w trybie stacjonarnym.</li>
	<li>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.</li>
	<li>Utrzymuj sondę optoakustyczną i część obrazującą w tej samej pozycji podczas eksperymentu, aby uwidocznić dynamiczne zdarzenia biologiczne w obszarze zainteresowania.</li>
	<li>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.</li>
</ol>
5. Finalizacja eksperymentu
<ol>
	<li>Zatrzymaj laser.</li>
	<li>Wyjmij sondę optoakustyczną z obrazowanego obszaru. W przypadku badań na zwierzętach należy przerwać podawanie znieczulenia.</li>
	<li>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.</li>
</ol>
6. Przetwarzanie danych w trybie off-line
<ol>
	<li>Załaduj plik(i) zawierający pozyskane sygnały optoakustyczne do aplikacji używanej do przetwarzania danych.</li>
	<li>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.</li>
	<li>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.</li>
	<li>W razie potrzeby należy dalej przetwarzać matryce reprezentujące rozkład absorpcji optycznej, aby ułatwić wizualizację i odczyt parametrów istotnych z biologicznego punktu widzenia.</li>
</ol>

<ol><li>Stritzker, J., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Vaccinia+virus-mediated+melanin+production+allows+MR+and+optoacoustic+deep+tissue+imaging+and+laser-induced+thermotherapy+of+cancer%5BTitle%5D)+AND+%22Proceedings+of+the+National+Academy+of+Sciences+of+the+United+States+of+America%22%5BJournal%5D)">Vaccinia virus-mediated melanin production allows MR and optoacoustic deep tissue imaging and laser-induced thermotherapy of cancer.</a> Proceedings of the National Academy of Sciences of the United States of America. 110 (9), 3316-3320 (2013).</li>
<li>Herzog, E., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Optical+Imaging+of+Cancer+Heterogeneity+with+Multispectral+Optoacoustic+Tomography%5BTitle%5D)+AND+%22Radiology%22%5BJournal%5D)">Optical Imaging of Cancer Heterogeneity with Multispectral Optoacoustic Tomography.</a> Radiology. 263 (2), 461-468 (2012).</li>
<li>Johnson, S. P., Laufer, J. G., Zhang, E. Z., Beard, P. C., Pedley, R. B. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Determination+of+Differential+Tumour+Vascular+Pathophysiology+in+Vivo+by+Photoacoustic+Imaging%5BTitle%5D)+AND+%22Eur+J+Cancer%22%5BJournal%5D)">Determination of Differential Tumour Vascular Pathophysiology in Vivo by Photoacoustic Imaging.</a> Eur J Cancer. 48, 186-187 (2012).</li>
<li>Yao, J. J., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Noninvasive+photoacoustic+computed+tomography+of+mouse+brain+metabolism+in+vivo%5BTitle%5D)+AND+%22Neuroimage%22%5BJournal%5D)">Noninvasive photoacoustic computed tomography of mouse brain metabolism in vivo.</a> Neuroimage. 64, 257-266 (2013).</li>
<li>Strohm, E. M., Berndl, E. S. L., Kolios, M. C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((High+frequency+label-free+photoacoustic+microscopy+of+single+cells%5BTitle%5D)+AND+%22Photoacoustics%22%5BJournal%5D)">High frequency label-free photoacoustic microscopy of single cells.</a> Photoacoustics. 1 (3-4), 49-53 (2013).</li>
<li>Beard, P. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Biomedical+photoacoustic+imaging%5BTitle%5D)+AND+%22Interface+Focus%22%5BJournal%5D)">Biomedical photoacoustic imaging.</a> Interface Focus. 1, 602-631 (2011).</li>
<li>Wang, L. H. V., Hu, S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Photoacoustic+Tomography%3A+In+Vivo+Imaging+from+Organelles+to+Organs%5BTitle%5D)+AND+%22Science%22%5BJournal%5D)">Photoacoustic Tomography: In Vivo Imaging from Organelles to Organs.</a> Science. 335 (6075), 1458-1462 (2012).</li>
<li>Xiang, L. Z., Wang, B., Ji, L. J., Jiang, H. B. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((4-D+Photoacoustic+Tomography%5BTitle%5D)+AND+%22Sci+Rep-Uk%22%5BJournal%5D)">4-D Photoacoustic Tomography.</a> Sci Rep-Uk. 3, 10-1038 (2013).</li>
<li>Buehler, A., Dean-Ben, X. L., Claussen, J., Ntziachristos, V., Razansky, D. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Three-dimensional+optoacoustic+tomography+at+video+rate%5BTitle%5D)+AND+%22Optics+express%22%5BJournal%5D)">Three-dimensional optoacoustic tomography at video rate.</a> Optics express. 20 (20), 22712-22719 (2012).</li>
<li>Dean-Ben, X. L., Razansky, D. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Adding+fifth+dimension+to+optoacoustic+imaging%3A+volumetric+time-resolved+spectrally-enriched+tomography%5BTitle%5D)+AND+%22Light%3A+Science+and+Applications%22%5BJournal%5D)">Adding fifth dimension to optoacoustic imaging: volumetric time-resolved spectrally-enriched tomography.</a> Light: Science and Applications. 3, (2014).</li>
<li>Fronheiser, M. P., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Real-time+optoacoustic+monitoring+and+three-dimensional+mapping+of+a+human+arm+vasculature%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomed+Opt%22%5BJournal%5D)">Real-time optoacoustic monitoring and three-dimensional mapping of a human arm vasculature.</a> J Biomed Opt. 15 (2), (2010).</li>
<li>Buehler, A., Kacprowicz, M., Taruttis, A., Ntziachristos, V. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Real-time+handheld+multispectral+optoacoustic+imaging%5BTitle%5D)+AND+%22Opt+Lett%22%5BJournal%5D)">Real-time handheld multispectral optoacoustic imaging.</a> Opt Lett. 38 (9), 1404-1406 (2013).</li>
<li>Yang, J. M., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Simultaneous+functional+photoacoustic+and+ultrasonic+endoscopy+of+internal+organs+in+vivo%5BTitle%5D)+AND+%22Nat+Med%22%5BJournal%5D)">Simultaneous functional photoacoustic and ultrasonic endoscopy of internal organs in vivo.</a> Nat Med. 18 (8), 1297-1302 (2012).</li>
<li>Kruger, R. A., Lam, R. B., Reinecke, D. R., Del Rio, S. P., Doyle, R. P. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Photoacoustic+angiography+of+the+breast%5BTitle%5D)+AND+%22Med+Phys%22%5BJournal%5D)">Photoacoustic angiography of the breast.</a> Med Phys. 37 (11), 6096-6100 (2010).</li>
<li>Heijblom, M., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Visualizing+breast+cancer+using+the+Twente+photoacoustic+mammoscope%3A+What+do+we+learn+from+twelve+new+patient+measurements%5BTitle%5D)+AND+%22Optics+express%22%5BJournal%5D)">Visualizing breast cancer using the Twente photoacoustic mammoscope: What do we learn from twelve new patient measurements.</a> Optics express. 20 (11), 11582-11597 (2012).</li>
<li>Dean-Ben, X. L., Razansky, D. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Portable+spherical+array+probe+for+volumetric+real-time+optoacoustic+imaging+at+centimeter-scale+depths%5BTitle%5D)+AND+%22Optics+express%22%5BJournal%5D)">Portable spherical array probe for volumetric real-time optoacoustic imaging at centimeter-scale depths.</a> Optics express. 21 (23), 28062-28071 (2013).</li>
<li>Dean-Ben, X. L., Ozbek, A., Razansky, D. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Volumetric+real-time+tracking+of+peripheral+human+vasculature+with+GPU-accelerated+three-dimensional+optoacoustic+tomography%5BTitle%5D)+AND+%22IEEE+transactions+on+medical+imaging%22%5BJournal%5D)">Volumetric real-time tracking of peripheral human vasculature with GPU-accelerated three-dimensional optoacoustic tomography.</a> IEEE transactions on medical imaging. 32 (11), 2050-2055 (2013).</li>
<li>Dean-Ben, X. L., Razansky, D. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Functional+optoacoustic+human+angiography+with+handheld+video+rate+three+dimensional+scanner%5BTitle%5D)+AND+%22Photoacoustics%22%5BJournal%5D)">Functional optoacoustic human angiography with handheld video rate three dimensional scanner.</a> Photoacoustics. 1 (3-4), 68-73 (2013).</li>
<li>American National Standards for the Safe Use of Lasers ANSI Z136.1.. , Americal Laser Institute. 
 
 <a target="_blank" href="http://www.lia.org/PDF/Z136_1_s.pdf">http://www.lia.org/PDF/Z136_1_s.pdf</a> (2000).</li>
<li>Ntziachristos, V., Razansky, D. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Molecular+imaging+by+means+of+multispectral+optoacoustic+tomography+%28MSOT%29%5BTitle%5D)+AND+%22Chemical+reviews%22%5BJournal%5D)">Molecular imaging by means of multispectral optoacoustic tomography (MSOT).</a> Chemical reviews. 110 (5), 2783-2794 (2010).</li>
<li>Luke, G. P., Yeager, D., Emelianov, S. Y. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Biomedical+Applications+of+Photoacoustic+Imaging+with+Exogenous+Contrast+Agents%5BTitle%5D)+AND+%22Ann+Biomed+Eng%22%5BJournal%5D)">Biomedical Applications of Photoacoustic Imaging with Exogenous Contrast Agents.</a> Ann Biomed Eng. 40 (2), 422-437 (2012).</li>
</ol>

Autorzy nie mają nic do ujawnienia.

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...

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.

<table><tbody><tr><td>Laser oparty na optycznym oscylatorze parametrycznym (OPO)</td><td>Innolas Laser GmbH, Krailling (Niemcy)</td> <td>wykonany na zamówienie</td><td>Laser dostarcza impulsy laserowe o czasie trwania około 10 nsec i energii do 80 mJ. Długość fali jest przestrajalna w zakresie 680-950 nm.</td></tr><tr><td>Sferyczny układ detektorów piezokompozytowych</td><td>Imasonic SaS, Voray (Francja)</td><td>wykonane na zamówienie</td><td>Matryca 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%.&nbsp;</td></tr><tr><td>System akwizycji danych (DAQ)</td><td>Falkenstein Mikrosysteme GmbH, Taufkirchen (Niemcy)</td><td>Wykonany na zamówienie</td><td>DAQ rejestruje jednocześnie 256 sygnałów z prędkością 40 megapróbek na sekundę i 2 030 próbek. Impedancja wejściowa wynosi 1 MW.</td></tr><tr><td>Wiązka światłowodowa</td><td>CeramOptec GmbH, Bonn (Niemcy)</td><td>na zamówienie</td><td>Wiązka składa się z 480 pojedynczych włókien losowo rozmieszczonych na wejściu i wyjściu. Apertura numeryczna każdego pojedynczego włókna wynosi 0,22.</td></tr><tr><td>Atymyczna naga mysz</td><td>Harlan Laboratories (Holandia)</td><td>Atymyczna nago - Foxn1nu</td><td>Mysz miała 8 tygodni (dorosła) w momencie eksperymentu. Protokół etyczny został zatwierdzony przez rząd Bawarii (numer 55.2.1.54-2632-102-11)</td></tr><tr><td>Krem Bepanthen</td><td>Bayer AG (Niemcy)</td><td></td><td>Maść weterynaryjna chroniąca oczy podczas znieczulenia</td></tr><tr><td>Oprogramowanie</td> <td>do przetwarzania danychMatlab (Mathworks, Natick, MA, USA)</td><td>na zamówienie</td><td>Oprogramowanie do przetwarzania danych zostało opracowane w naszym instytucie. Umożliwia rekonstrukcję na każdej długości fali i rozmieszanie wielu długości fal, a także dalsze przetwarzanie danych.</td></tr><tr>Część <td></td><td>otaczająca wodę</td><td>wykonana na zamówienie</td><td>Ta część zawiera wodę, która działa jako akustyczne medium sprzęgające między skórą a elementami przetwornika</td></tr><tr><td>Zieleń indocyjaninowa (ICG)</td><td>PULSION Systemy medyczne SE</td><td></td><td>ICG-PULSION (substancja czynna: zielony barwnik indocyjaninowy) jest lekiem stosowanym w diagnostyce serca, krążenia i mikrokrążenia, diagnostyce czynności wątroby i diagnostyce angiografii okulistycznej.</td></tr></tbody></table>

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

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

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.

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...

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.

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

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

Ogólnym celem poniższego eksperymentu jest zilustrowanie możliwości obrazowania nowo opracowanego ręcznego systemu optoakustycznego do obrazowania trójwymiarowego, funkcjonalnego i molekularnego w czasie rzeczywistym. Osiąga się to za pomocą sondy ze sferyczną matrycą składającą się z pizo, przetworników elektrycznych wokół wiązki włókien, która kieruje impulsy świetlne, gdy jest trzymana przy tkance. Czas trwania nanosekund, impulsy światła wzbudzają reakcje ultradźwiękowe, które są przechwytywane przez sondę.Następnie dane są wykorzystywane do rekonstrukcji obrazu w czasie rzeczywistym, co pozwala na skanowanie w trybie ręcznym. Wyniki wskazują na możliwość obrazowania głębokich tkanek morfologii naczyń krwionośnych, a także ważnych parametrów hemodynamicznych i perfuzyjnych za pomocą przenośnego systemu. Szczególnym celem wszystkich laboratoriów jest rozwój nowatorskich narzędzi obrazowania biomedycznego opartych na akustyce optycznej, optyce dyfuzyjnej, ultradźwiękach i podejściach multimodalnych.Nowo opracowany ręczny system optycznej tomografii akustycznej może zasadniczo zapewnić prawdziwie pięciowymiarowe obrazowanie. Oznacza to, że może zapewnić wysokiej rozdzielczości, wzbogacone spektralnie obrazowanie wolumetryczne morfologii i funkcji tkanek w czasie rzeczywistym. Wolumetryczne obrazowanie dłoni w połączeniu z funkcją w czasie rzeczywistym, eliminującą pojemność, przynosi ważne korzyści w diagnostyce klinicznej.Na przykład w chorobach naczyń obwodowych, zaburzeniach układu limfatycznego, raku piersi, zmianach skórnych, stanach zapalnych, zapaleniu stawów. W połączeniu z technologią laserową dostrajania długości fali, system umożliwia obrazowanie w czasie rzeczywistym biodystrybucji środków pochłaniających światło. Z tego powodu nowe możliwości mogą pojawić się również w zastosowaniach obrazowania molekularnego małych zwierząt.Na przykład badanie hemodynamiki tkanek in vivo, śledzenie komórek, wizualizacja farmakokinetyki, perfuzja narządów lub obrazowanie neurologiczne Zacznij od przygotowania sprzętu. Włącz przestrajalne źródło lasera w bliskiej podczerwieni na okres rozgrzewania około 15 minut. Aby ustabilizować jego moc wyjściową, wyjście lasera zostanie podłączone do sondy ręcznej.Sonda składa się z matrycowego układu elementów elektrycznych piso ułożonych tak, aby pokrywały część kuli z otworem na wiązkę światłowodów. Na środku podłącz wiązkę światłowodów, aby poprowadzić wiązkę laserową od wyjścia laserowego do sondy ręcznej. Następnie podłącz matrycę detekcji matrycy sferycznej sondy ręcznej do równoległego systemu akwizycji danych, który jest wyzwalany przez przełącznik Q Wyjście lasera kontynuuj, przygotowując sprzężenie akustyczne dla sondy.Przetwornik posiada dopasowaną obudowę pokrytą optycznie i akustycznie przezroczystą membraną polietylenową, która będzie stykać się ze skórą i zamykać aktywną powierzchnię przetwornika z obudową. Względne położenie aktywnej powierzchni detekcji w stosunku do powierzchni tkanki określa efektywną głębokość obrazowania. Podłącz pompę między zbiornikiem a sondą.Następnie użyj go do wypełnienia około 100 mililitrów objętości między przetwornikiem a membraną. Po zakończeniu pompowania odłącz pompę. Sprawdź sondę, aby upewnić się, że nie ma pęcherzyków powietrza ani wycieków.Teraz dla bezpieczeństwa załóż okulary ochronne, odpowiednie dla długości fal bliskiej podczerwieni. Kontynuuj, ustawiając długości fal obrazowania i częstotliwość powtarzania impulsów laserowych. W oprogramowaniu sterującym zakres długości fali wynosi od 690 do 900 nanometrów z wyborem optycznym, w zależności od konkretnej tkanki, chromu, czwórek i czynników podawanych zewnętrznie.Częstotliwość powtarzania impulsów mieści się w zakresie od 10 do 50 Hz i zależy od pożądanej liczby klatek na sekundę obrazowania wolumetrycznego, ale jest również ograniczona limitami ekspozycji lasera. Ustaw również system akwizycji danych akustycznych tak, aby miał impedancję wejściową jednego megaoma z częstotliwością próbkowania 40 mega próbek na sekundę i 12-bitową rozdzielczością pionową. Dla bezpiecznej pracy.Zmierz poziomy ekspozycji w zakresie widma bliskiej podczerwieni za pomocą miernika mocy lasera. Umieść miernik mocy na membranie polietylenowej sondy w celu pomiaru. Przepuść promieniowanie laserowe przez sondę i dostosuj moc lasera oraz częstotliwość powtarzania.Tak więc, aby osiągnąć bezpieczny poziom ekspozycji na membranie podczas dokonywania regulacji, wyjmij miernik mocy. Sonda jest gotowa do użycia. Kolejnym krokiem jest przygotowanie pacjenta do zabiegu.Zaopatrzyć pacjenta w okulary ochronne odpowiednie do długości fal bliskiej podczerwieni. Sprawdź obszar, który ma zostać zobrazowany. Jeśli włosy są obecne, nałóż balsam zubożający, aby je usunąć i uniknąć niepożądanego tła na obrazach.Oczyść obszar wilgotną chusteczką. Gdy obszar jest czysty, nałóż żel ultradźwiękowy na skórę w obszarze, który ma być obrazowany. Aby zapewnić wydajne sprzężenie akustyczne.Trzymaj sondę na miejscu i uruchom oprogramowanie podglądu, które umożliwia wyjście laserowe i umożliwia wizualizację trójwymiarowych obrazów. Liczba klatek na sekundę obrazów optoakustycznych odpowiada częstotliwości powtarzania impulsów laserowych i jest wyświetlana w czasie rzeczywistym. Gdy rekonstrukcja tomograficzna jest realizowana na procesorze graficznym, delikatnie przesuń sondę, aby zoptymalizować wizualizację i zlokalizować interesującą Cię strukturę.Kontynuuj korzystanie z oprogramowania podglądu i przełącz sprzęt w tryb akwizycji danych na pacjencie. Delikatnie przesuwaj sondę o kilka milimetrów na sekundę wokół obrazowanego obszaru, aby śledzić interesujące Cię struktury. Po zakończeniu akwizycji danych zatrzymaj oprogramowanie, co spowoduje również zatrzymanie lasera.Przedramię zdrowego ochotnika znajduje się po lewej stronie. Białe pole reprezentuje obszar wizualizowany za pomocą sondy. Po prawej stronie znajdują się obrazy projekcyjne o maksymalnej intensywności badanego obszaru.Ponieważ sonda była powoli skanowana nad przedramieniem, uzyskano wizualizację naczyń w czasie rzeczywistym dla wszystkich pozycji skanowania. W obrazach wykorzystano światło o długości 800 nanometrów z częstotliwością powtarzania impulsu laserowego wynoszącą 10 herców. Obrazowanie wielospektralne przeprowadzono poprzez skanowanie sondy wzdłuż nadgarstka zdrowego ochotnika.Zastosowano częstotliwość powtarzania impulsów laserowych 50 Hz w połączeniu z dostrojeniem długości fali dla każdego impulsu. Użyte długości fal mieściły się w zakresie od 730 nanometrów do 850 nanometrów w krokach co 30 nanometrów. W prawym dolnym rogu znajdują się spektralnie niezmieszane obrazy pokazujące rozkład hemoglobiny natlenionej na czerwono, hemoglobiny odtlenionej na niebiesko i melaniny na żółto.Przy założeniu, że tylko te składniki są odpowiedzialne za absorpcję, gdy sonda skanuje nadgarstek, rozkład tych trzech chromoforów tkankowych można śledzić w czasie rzeczywistym. Ten film demonstruje zdolność sondy do śledzenia dynamicznych procesów. Krążenie w środkowym palcu było zatkane gumką recepturką i uwalniane podczas pozyskiwania danych.Wygląd nożyczek wskazuje na moment, w którym gumka została zdjęta. Dane zbierano z prędkością 10 klatek na sekundę przy długości fali 900 nanometrów. Procedurę obrazowania ręcznego można opanować w bardzo krótkim czasie, a ponieważ inne metody obrazowania klinicznego nie są w stanie zapewnić wolumetrycznej rozdzielczości z porównywalną rozdzielczością czasową, jesteśmy przekonani, że prezentowany system osiągnie nową wartość dla dokładnej diagnostyki i monitorowania leczenia Artefakty ruchu mogą nadal poważnie wpływać na wydajność i jakość obrazu podczas korzystania z sondy w trybie ręcznym.Z reguły prędkość ruchu nie może przekraczać trzech milimetrów na sekundę. Jeśli stosuje się częstotliwość powtarzania lasera 10 Hz w połączeniu z akwizycją danych multim, oczywiście dozwolony jest szybszy ruch. Jeśli zastosuje się laser o wyższej częstotliwości powtarzania Mamy nadzieję, że dzięki nowemu podejściu do obrazowania umożliwimy nowe odkrycia biologiczne.Pragniemy również zaoferować lekarzom nowe narzędzie do diagnostyki klinicznej w wielu wskazaniach. Na przykład zaburzenia chorób sercowo-naczyniowych i naczyń obwodowych związane z układem limfatycznym, zmianami w piersiach, zapaleniem stawów i stanem zapalnym.

universal-hand-held-three-dimensional-optoacoustic-imaging-probe-for

Research

JoVE Journal

Bioengineering

Bioinżynieria

Mikroskopia fotoakustyczna o rozdzielczości optycznej (OR-PAM) to rozwijająca się technologia umożliwiająca obrazowanie kontrastów absorpcji optycznej in vivo z rozdzielczością i czułością na poziomie komórkowym. W niniejszym materiale przedstawiamy instrukcję wizualną dotyczącą protokołów eksperymentalnych OR-PAM, obejmującą konfigurację systemu, jego kalibrację, typowe procedury eksperymentalne in vivo oraz schematy obrazowania funkcjonalnego.

Trójwymiarowa mikroskopia fotoakustyczna o rozdzielczości optycznej

Obecna praca opisuje nowy protokół do wykonywania nieinwazyjnych ultradźwięków o wysokiej częstotliwości i obrazowania fotoakustycznego na mózgu szczura, aby efektywnie wizualizować głębokie obszary podkorowe i ich wzorce naczyniowe poprzez kierowanie sygnałów na otwór czaszki naturalnie występujący na zwierzęcej czaszce.

Nieinwazyjne miąższowe, naczyniowe i metaboliczne ultrasonografie wysokiej częstotliwości i fotoakustyczne obrazowanie głębokiego mózgu szczura

Rozwój nowych sond ultradźwiękowych (US) opartych na technologii pojemnościowego mikroobrabianego przetwornika ultradźwiękowego (CMUT) wymaga wczesnej realistycznej oceny możliwości obrazowania. Opisujemy powtarzalny protokół eksperymentalny do pozyskiwania obrazów w USA i porównywania ich z obrazami rezonansu magnetycznego, wykorzystując mózg bydlęcy ex vivo jako cel obrazowania.

Eksperymentalny protokół oceny wydajności nowych sond ultradźwiękowych opartych na technologii CMUT w zastosowaniu do obrazowania mózgu

Tutaj demonstrowany jest system do przełączania rozdzielczości akustycznej (AR) i rozdzielczości optycznej (OR) MIKROSKOPII FOTOAKUSTYCZNEJ (AR-OR-PAM), zdolny zarówno do obrazowania w wysokiej rozdzielczości na płytkiej głębokości, jak i obrazowania głębokich tkanek o niskiej rozdzielczości na tej samej próbce in vivo.

Przełączana mikroskopia fotoakustyczna o rozdzielczości akustycznej i optycznej do obrazowania naczyń krwionośnych in vivo małych zwierząt

Pokazano kompaktowy system tomografii fotoakustycznej oparty na diodach impulsowych (PLD-PAT) do szybkiego obrazowania mózgu in vivo u małych zwierząt.

Wysokowydajny, kompaktowy system tomografii fotoakustycznej do obrazowania in vivo mózgu małych zwierząt

Kliniczny ręczny system obrazowania fotoakustycznego zostanie zademonstrowany do nieinwazyjnego obrazowania małych zwierząt w czasie rzeczywistym.

Ręczny kliniczny system obrazowania fotoakustycznego do nieinwazyjnego obrazowania małych zwierząt w czasie rzeczywistym

Dokładna i efektywna wizualizacja inwazyjnych urządzeń medycznych jest niezwykle ważna w wielu minimalnie inwazyjnych procedurach pod kontrolą USG. W tym miejscu przedstawiono metodę lokalizacji położenia przestrzennego końcówki igły względem sondy do obrazowania ultrasonograficznego.

Trójwymiarowe ultradźwiękowe śledzenie końcówki igły za pomocą światłowodowego odbiornika ultradźwiękowego

Zaprojektowano dwurastrowy skaner fotoakustyczny, który integrował obrazowanie szerokokątne i obrazowanie w czasie rzeczywistym.

Fotoakustyczny aparat do obrazowania małych zwierząt z podwójnym skanowaniem rastrowym do wizualizacji naczyń krwionośnych

Obecny protokół opisuje pozyskiwanie wielospektralnych obrazów optoakustycznych in vivo ludzkiego układu krwionośnego. Obejmują one kwantyfikację hemoglobiny i melaniny, uważanych za chromofory będące przedmiotem zainteresowania dla analizy funkcjonalnej.

Wielospektralna tomografia optoakustyczna do obrazowania funkcjonalnego w badaniach naczyniowych

Ta praca demonstruje wykorzystanie multimodalnej platformy obrazowania opartej na ultradźwiękach do nieinwazyjnego obrazowania udaru niedokrwiennego. System ten pozwala na ilościowe określenie natlenienia krwi za pomocą obrazowania fotoakustycznego i upośledzonej perfuzji w mózgu za pomocą angiografii akustycznej.

Zintegrowana tomografia fotoakustyczna, ultrasonograficzna i angiograficzna (PAUSAT) do nieinwazyjnego obrazowania całego mózgu udaru niedokrwiennego

Poznaj możliwości obrazowania optoakustycznego w czasie rzeczywistym za pomocą ręcznej sondy z sferyczną matrycą przetworników. Ta metoda umożliwia trójwymiarową angiografię tkanek głębokich i ocenę parametrów hemodynamicznych w badaniach przedklinicznych.

Uniwersalna ręczna trójwymiarowa sonda do obrazowania optoakustycznego do angiografii tkanek głębokich i funkcjonalnych badań przedklinicznych w czasie rzeczywistym (Wideo) | JoVE Journal

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

Przeglądaj więcej filmów