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Artigo de método

Hand-Held fotoacústico clínico sistema de imagem para imagens de animais em tempo real não-invasiva pequenas

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⸱

DOI:

10.3791/56649

⸱

16 de outubro de 2017

 ,  , 
1School of Chemical and Biomedical Engineering, Nanyang Technological University

Neste artigo

Resumo

Um clínico fotoacústico portátil sistema de imagem será demonstrado para em tempo real imagens de animal pequena não-invasiva.

Resumo

Tradução de imagem fotoacústico para a clínica é um grande desafio. Sistemas de imagem portátil fotoacústico clínicos em tempo real são muito raros. Aqui, nós relatamos um combinado fotoacústico e ultra-som clínico sistema de imagem através da integração de uma sonda de ultra-som com luz entrega para geração de imagens de animal de pequena. Vamos demonstrar isso por mostrando imagens de linfonodo sentinela em pequenos animais juntamente com orientação minimamente invasiva agulha em tempo real. Uma plataforma de ultra-som clínico com acesso aos dados brutos de canal permite a integração de fotoacústico, levando a um portátil fotoacústico clínico em tempo real, sistema de imagem de imagem. Azul de metileno foi usado para a imagem latente de linfonodo sentinela no comprimento de onda de 675 nm. Além disso, orientação de agulha com dual modal ultrasom e imagem latente fotoacústico foi mostrada usando o sistema da imagem latente. Imagens de profundidade de até 1,5 cm foi demonstrada com um laser de 10 Hz em um fotoacústico taxa de quadros de 5 quadros por segundo de imagem.

Introdução

Para a detecção e estadiamento do câncer, diferentes técnicas de imagem estão disponíveis. Algumas das modalidades de imagem amplamente utilizadas são imagens de ressonância magnética (MRI), raio x tomografia computadorizada (CT), raio-x, ultra-som (US), tomografia por emissão de pósitrons (PET), fluorescência de imagem, etc.1,2, 3 , 4. mas, algumas das técnicas de imagem existentes ou são invasivos, radiações nocivas, ou lento, caro, volumosos ou hostil aos pacientes. Assim, há uma necessidade constante de desenvolver novas técnicas de imagem rápidas e econômicas para diagnóstico e terapia5.

Fotoacústico da imagem latente (PAI) é uma técnica de imagem emergente, que combina rico contraste óptico com ultra-som de alta resolução em um fundo de imagem profundidade5,6,7,8, 9. Pascoal, um pulso de laser curto é usado para a irradiação do tecido. A luz é absorvida pelo tecido que leva a um aumento de temperatura pequena. Devido à expansão termoelástica, ondas de pressão (sob a forma de ondas acústicas) são geradas dentro do tecido. As ondas acústicas geradas (também conhecido como ondas fotoacústico (PA)) são adquiridas com um transdutor de ultrassom wideband (UST) fora do limite do tecido. Estes sinais PA adquiridas podem ser usados para reconstruir imagens PA, revelando as informações estruturais e funcionais dentro do tecido. Pascoal tem uma ampla gama de aplicações, incluindo: vaso sanguíneo de imagem, imagem de linfonodo sentinela, visualização da vasculatura cerebral, imagem latente do tumor, imagem molecular, etc.10,11,12, 13,14,15 Pascoal tem numerosas aplicações por causa de suas vantagens, nomeadamente: profundidade de penetração mais profunda, boa resolução espacial e contraste elevado de tecidos moles. O contraste em Pascoal pode ser endógeno de sangue, melanina, etc. Quando o contraste endógeno não é forte o suficiente, agentes de contraste exógeno como corantes orgânicos, nanopartículas, pontos quânticos, etc.16,17,18,19, 20 , 21 pode ser usado para melhorar o contraste.

Embora Pascoal tem inúmeros benefícios em relação a outras técnicas de imagem, tradução clínica ainda é um desafio muito grande. As principais limitações são a natureza volumosa dos lasers sendo usado, a maioria das USTs usados para aquisição de dados não é compatíveI com sistemas clínicos dos EUA e a não disponibilidade de sistemas comercialmente disponíveis E.U. clínicas de imagem que dão acesso ao canal cru dados. Apenas recentemente, máquinas de E.U. clínicas comerciais com acesso aos dados brutos tornaram-se disponíveis22. Neste trabalho, pretendemos demonstrar a viabilidade do PAI com um set-up portátil usando uma plataforma de E.U. a clínica. Pretendemos demonstrar isso, mostrando a imagem não-invasivos de sentinela linfonodos (pecados) em um modelo animal pequeno.

Tumores de mama invasivo são uma das principais causas de morte de câncer entre as mulheres. Diagnóstico e estadiamento do cancro da mama no início são vital para decidir estratégias de tratamento, que desempenham um papel importante no prognóstico do paciente. Para mama câncer preparo biópsias de linfonodo sentinela (BLS) são geralmente utilizados23,24. SLN é o linfonodo primário onde a possibilidade de encontrar células cancerosas é o mais elevado devido a metástase. SLNBs envolve a injeção de um corante ou um traçador radioativo, seguido por abrir a área com uma pequena incisão e em seguida, localizando a SLN visualmente em caso de corantes ou com a ajuda de um contador de Geiger, no caso de um traçador radioativo. Após a identificação, alguns SLN são removidos para estudos histopatológicos24,25. BLS positivo indica que o tumor se espalhou para os linfonodos vizinhos e, talvez, para outros órgãos. BLS negativo indica que a probabilidade de metástase é negligenciável26. BLS tem inúmeras complicações associadas como dormência do braço, linfedema, etc.27 para eliminar as complicações BLS associados, é necessária uma técnica de imagem não-invasivos.

Para o mapeamento de SLN em pequenos animais e seres humanos, PA de imagem tem sido explorado extensivamente com a ajuda de contraste diferentes agentes15,28,29,30,31 , 32. no entanto, os sistemas utilizados atualmente não podem ser usados em um cenário clínico, como apontado anteriormente. Outra preocupação de ser abordada é o procedimento cirúrgico envolvido em BLS28. Adaptação de procedimentos minimamente invasivos para biópsia de aspiração de agulha fina (FNAB) era necessária para reduzir o tempo de recuperação e os efeitos colaterais dos pacientes. Neste trabalho, utilizou-se um sistema clínico de E.U. para imagem combinada de EUA e PA foi usada. Para facilidade de uso na configuração do clínico, um feito à mão titular para fibra óptica de habitação e UST foi projetado. Azul de metileno (MB) foi usado para identificação e mapeamento de pecados... Além disso, para eliminar as complicações associadas a cirurgia BLS, não-invasivo agulha em tempo real de controle também é demonstrada.

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Protocolo

todas as experiências em animais foram realizadas de acordo com as orientações aprovadas e regulamentos pelo Comitê institucional de cuidado Animal e uso de Nanyang Technological University, Singapore (número de protocolo de Animal ARF-SBS / Nie-A0263).

1. handheld real-time clínica PA e nos Imaging System

  1. o esquemático do portátil clínica Pasquali sistema 33 é mostrado na Figura 1a. Consiste de um oscilador paramétrico óptico (OPO) laser bombeado por uma frequência nanossegundos duplicou pulsada bomba Nd: YAG, um feixe de fibras de ótica bifurcado ( Figura 1b), um 3D feito por impresso (titular de sonda portátil Figura 1 c) 33, clínica modal EUA e PA sistema dual e uma matriz linear clinicamente compatível UST (ver tabela de materiais).
  2. Executar o software fornecido pelo fabricante no sistema dos EUA clínico clicando no ícone do software a partir do desktop.
  3. De tela sensível ao toque, selecione o ' pesquisa ' botão para operar o sistema dos E.U. no modo de pesquisa. Clique sobre o combinado dos EUA e PA imagem script a partir da lista de scripts e clique no botão Executar para imagens no modo combinado.
  4. Sincronizar o sistema dos E.U. clínico com o laser usando o gatilho do laser para fora ou usando um fotodíodo.
    Nota: Conecte o sync fixo fora do laser para a sincronização do sistema dos EUA em. Certifique-se de fornecer positivo Transistor-transistor logic (TTL) sinal como o sinal de sincronização. Um sinal do fotodiodo também pode ser usado para fins de sincronização. A sincronização do sistema dos Estados Unidos no está conectada para o detetor de fotodiodo usando um módulo de viés de fotodiodo. Sempre que o laser está ligado, o fotodiodo dá um sinal para acionar e sincronizar tanto o laser e o sistema dos EUA. Execute esta etapa de cada vez.
  5. Para ligar o laser, ligue a alimentação CA e gire a chave para a esquerda no controlador do laser. Iniciar o laser depois de garantir a repetição a taxa é de 10 Hz (F10 será exibido no visor) e o atraso de Q-switch é tão baixo quanto 170 µs assegurar do laser de baixa energia. Para definir o atraso, pressione a tecla select até ver o atraso valor e aumentá-lo até 170.
    Nota: O laser leva cerca de 20 min para cima quente
  6. Abrir a interface do software em um computador e em goto menu entrar o comprimento de onda como 675 nm e pressione o ' iniciar ' botão para definir o comprimento de onda de 675 nm.
    Nota: O laser pode ser ajustado de 670 para 2.500 nm, no entanto, é instável em 670 nm.
  7. Pressione o botão do obturador e ligue o laser utilizando o interruptor para alinhar o feixe de laser para a fibra entrada.
  8. Usando uma lente plano-convexa de diâmetro de 1 polegada (2,5 cm) de distância focal 15 mm, foco de raio laser para o feixe de fibras de tal forma que toda a luz cai na extremidade da fibra de entrada.
    Nota: A fibra óptica tem 1.600 pequenas fibras agrupadas. Isso é bifurcado no meio com duas extremidades de saída retangular que tem 800 fibras ópticas. As 800 fibras são embaladas em uma área de 0,1 x 4 cm, para combinar com as dimensões da UST. O diâmetro do núcleo de cada fibra óptica é 185 µm, com uma abertura numérica de 0.22.
  9. Desligue o laser após o alinhamento.
  10. Porta-sonda de the 4 com diferentes ângulos de iluminação (0°, 5°, 10° e 15°) escolhe o titular de sonda apropriado baseado no aplicativo (profundidade da imagem, tamanho do objeto, a forma do objeto e a localização do objeto).
    Nota: Os titulares de sonda foram projetados e 3D impresso no laboratório. Ele tem três slots, dois para as fibras ópticas bifurcadas e o central para o UST. A dimensão do porta-sonda baseou-se nas dimensões de fibra óptica e o UST. Simulações de Monte Carlo foram feitas para estudar a iluminação necessária para a imagem latente pecados em maior profundidade. SNR foi maior em profundidades inferiores para uma iluminação de 15 ° 33.
  11. Coloque a fibra ótica bifurcada no suporte do 3D sonda impresso em um ângulo de iluminação de 15 ˚.
  12. Inserir o UST na ranhura do suporte centro.
    Nota: Figura 1 d mostra a fotografia do titular da sonda com a fibra óptica e UST. A linear UST de matriz tem 128 elementos de matriz. A frequência central do UST é 8,5 MHz e a largura de banda fracionária é 95%. O comprimento da UST é cm 3,85. No entanto, o sistema tem apenas 64 dados paralela-aquisição hardware e requer que dois pulsos para coletar dados de todos os 128 elementos de laser. Portanto, a taxa de quadros eficaz do sistema é a metade da taxa de repetição de pulso do laser, que é de 5 quadros por segundo 34.
  13. Ajustar a distância entre o UST e a fibra a 1cm, desapertando os parafusos do lado e aperte-o depois de ajustar a distância exata.
    Nota: Os parâmetros são otimizados para SLN de imagem com simulação e experimentos fantasma 33. A UST pode ser fixada com os dois parafusos no suporte da sonda. Isto dá a flexibilidade para variar a distância entre a fibra óptica e o UST.
  14. Ligue o laser e certifique-se de obter um feixe de laser retangular ponto na frente do UST.
  15. Interruptor fora do laser. Aumentar a energia do laser (aumentando o atraso) para o valor desejado para o efeito de imagem.
    Nota: Consulte o manual do atraso máximo que pode ser definida para o laser de Nd: YAG. O valor de atraso desejado para este sistema para a imagem latente SLN foi definido como 210.

2. Caracterização de resolução

  1. levar a laje de tecido galinha comercialmente disponíveis e corte-o em uma laje de 2 6 x 6 cm. Usando uma faca de corte em fatias grossas de 0,5 cm.
  2. Coloque um objeto de ponto, como uma agulha 23G de diâmetro 0.6 mm, em cima do tecido do peito de frango.
    3. Ligue o laser de
  3. .
    Cuidado: Óculos de segurança devem ser usados quando se trabalha com o laser para o restante do protocolo. Uma exceção foi feita durante o processo de alinhamento, desde que a energia do laser foi fraca.
  4. Imagens PA tirar da agulha em diferentes profundidades por empilhamento múltiplo frango peito fatias de tecido de espessura de 0,5 cm um por um até a 3 cm. aplicar U.S. gel entre as camadas de tecido de peito de frango para melhorar nos acoplamento.
  5. Salvar e armazenar as imagens de feixe-formado como arquivo mat.
  6. Desligue o laser.
  7. Processar os dados com o código interno usando software 17 de processamento de imagem.
    Nota: Para determinar a resolução axial e lateral, encontrar a função de ponto-propagação dos sinais PA normalizadas ao longo as respectivas direcções e encaixá-los a uma função de distribuição gaussiana 17. Obter a largura total no máximo metade. Para obter a função de ponto de espalhar, é necessário um ponto de imagem. No entanto, há outra maneira de obter uma função de ponto de propagação quando um ponto de destino de imagem é difícil (como no nosso caso, para um alvo muito pequeno ponto o sinal é bastante pequeno e, portanto, usamos um alvo ligeiramente maior). Se o destino for grande, em vez de diretamente recebendo o ponto espalhar função, um pode obter uma função de borda se espalhou. Então, tirando a primeira derivada da função de borda se espalhar, pode obter a função de ponto de espalhar. Portanto, não é absolutamente necessário usar um ponto de destino para calcular a resolução 22.

3. Preparação de animais para SLN Imaging

< classe p = "jove_contenda "> Nota: O sistema da imagem latente clínico portátil descrito acima foi demonstrado para pequenos animais SLN de imagem. Para experiências, 6 a 8 semanas de idade ratos saudáveis, do sexo femininos (NTac:Sprague Dawley, 220 ± 30 g) foram adquiridos. Ratos fêmeas são usados porque a ocorrência de câncer de mama em ratos machos é menos frequente. No entanto, ratos machos também podem ser usados para os estudos. Além disso, na literatura, são utilizados ratos fêmeas mais amplamente para o tratamento de imagens de SLN.

  1. Anesthetization rato
    1. antes de imagem, anestesiar o rato com a solução de anestesia, que contém um coquetel de cetamina (100mg/mL), xilazina (20 mg/mL) e soro fisiológico injetável em uma proporção de 2:1:1. Adicionar 0,2 mL do coquetel por 100 gramas de peso do animal para uma seringa estéril cirúrgico 1 mL com agulha (27G, polegada do ½).
    2. Nuca do pescoço do rato pela mão e desinfectar o quadrante inferior direito do abdome com um algodão embebido em álcool. Injecte a solução de anestesia no corpo do animal.
    3. Certifique-se de que o animal é anestesiado, verificando o reflexo na pitada de dedo do pé.
  2. Para SLN imaging, remover cabelo da região de interesse delicadamente com o creme depilatório comercialmente disponível. Use tanto quanto necessário para cobrir a área completamente. Remova o creme com um cotonete molhado após 3-5 min de aplicação. Para evitar que os olhos de secura e dano acidental do laser, aplique pomada de lágrima artificial.
  3. Lugar azul underpad em cima da mesa e posicione o animal para o lado nele. Administre anestesia por inalação através de um cone de nariz (0,75% de isoflurano juntamente com oxigênio (1,2 L/min)) para manter o animal sob anestesia durante as experiências. Clip do oxímetro de pulso para a pata traseira do rato para monitorar a frequência cardíaca e saturação periférica de oxigênio durante experimentos.
    Nota: Certifique-se de que o animal está quente usando uma almofada de aquecimento aprovada para uso animal.

4. Na Vivo SLN Imaging de ratos

  1. antes de imagem, aplicar 0,5 a 1 mL de gel dos EUA sobre a pele utilizando uma seringa e espalhá-lo bem com um aplicador. Coloque um pedaço de tecido grosso de peito de frango 0,5 cm de tamanho 6 x 6 cm sobre a área de imagem e aplicar mais gel dos EUA sobre o tecido de frango para melhorar o acoplamento.
    Nota: LNs estão localizados sob a pele (dentro de 2-3 mm) em ratos. Em humanos, LNs estão a uma profundidade de 1 cm. daí, galinha de tecido é colocada na área de imagem do rato para simular o cenário de imagens humano. Alternativamente, tecido imitando fantasmas pode ser usado no lugar de tecido galinha.
  2. Interruptor do laser. Coloque a porta-sonda portátil em cima o tecido de frango e varredura é (mover o titular da direita para a esquerda), no modo combinado de EUA e PA.
    Nota: A área do feixe de laser é de aproximadamente 3 cm 2 e fluência é calculada para ser aproximadamente 8 mJ/cm 2, que é menor que o limite de segurança de American National Standards Institute (ANSI) (20 mJ/cm 2) 35 . A profundidade de imagem é definida como 2 cm no sistema de clínica dos Estados Unidos. Óculos de segurança devem ser usados em todos os momentos quando o laser estiver ligado.
  3. Definir a profundidade da imagem latente de 2cm para PA imagem.
  4. Obter uma imagem de controle da região de interesse, sobre a perna da frente na área torácica, movendo a sonda portátil de um lado para o outro antes da injeção do agente de contraste.
    Nota: Todos os dados são salvos nos dados de feixe formado digite para processamento adicional.
  5. Injetar 0,2 mL do agente de contraste, (ou seja, MB (10 mg/mL)) no focinho do animal e massageá-lo bem por 2 min facilitar o movimento de agente de contraste para os linfonodos através dos vasos linfáticos.
    6. Sonda
  6. scan após 5 min com a mão ao longo do tecido de frango para localizar o pecado com a ajuda do sinal PA.
    Nota: Todos os quadros são salvos no tipo de dados de feixe formado.
  7. Clique no ' congelar ' botão de controles sobre o sistema dos E.U. e clique o ' exportar quadros selecionados ' botão no monitor de tela de toque para exportar os dados gravados.
    Nota: Os dados podem ser armazenados em diferentes formatos, ou seja, feixe formado, varredura convertido, canal e QI
  8. Adicionar mais 2 camadas de fatias de tecido grosso galinha 0,5 cm em cima do animal, um por um e localize o SLN para demonstrar a viabilidade da profundidade da imagem latente até 1,5 cm.
  9. Após a imagem, remova todas as fatias de tecido de frango
  10. Desligue o laser.

5. Espectroscopia de SLN de PA

  1. Coloque uma fatia de tecido de peito de frango grossa de 0,5 cm no rato.
  2. Definir o comprimento de onda do laser como 670 nm, utilizando o software.
  3. Interruptor do laser. Digitalização com a sonda ao longo do tecido do peito de frango sobre a área para localizar a SLN com a ajuda do sinal PA.
  4. Segure a sonda estável depois de identificar a SLN.
  5. Do laser tuning software fornecido, digite o comprimento de onda como 800 nm no software do laser, definir a velocidade de 10 nm/s e clique o ' iniciar ' botão.
    Nota: Isto pode variar o comprimento de onda de 670 nm para 800 nm a uma velocidade de 10 nm/s. O intervalo de comprimento de onda para ser variado depende do espectro de absorção do agente de contraste usado. MB tem um acentuado pico cerca de 670 nm.
  6. Observar a mudança no sinal de PA com mudança de comprimento de onda.
  7. Desligue o laser.
  8. Remover o pedaço de tecido de frango.

6. Em tempo real agulha rastreamento usando Pascoal

  1. lugar de 0,5 cm peito de frango grossa fatia de tecido do animal. Definir o comprimento de onda de 675 nm.
  2. Interruptor do laser. Mover a sonda para localizar e identificar SLN na tela com a ajuda do sinal PA.
  3. Agulha em tempo real de rastreamento
    1. injetar uma agulha 23G, de dimensões 0,6 x 32 mm 2, paralela a UST através do tecido de frango para o animal para chegar a SLN, enquanto guiando-o em tempo real sobre o monitor do sistema clínico dos Estados Unidos.
  4. Depois de experimentos, desligar o laser. Remova o tecido de frango e pulso oxímetro do animal e mover o animal para a bancada de trabalho. Limpar o gel de ultra-som no rato com toalhitas de algodão.
  5. Colocar o animal na sua roupa de cama e monitorá-lo até que ele recupere a consciência.
  6. Retorno do animal para sua gaiola depois que seu comportamento é normal.

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Resultados

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Figura 1: Descrição do sistema. (a) representação esquemática do sistema Pasquali com sistema dual modal E.U. clínico. OPO - ótico oscilador paramétrico, de - feixe de fibras ópticas, FH - titular da fibra, USM - clínica dos EUA máquina. O titular de fibra integra o UST e dois pacote de fibra óptica de saída. A máquina de anestesia fornecendo isoflurano e oxigênio é usada...

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Discussão

Atualmente, o custo de rastreio, diagnóstico e tratamento de câncer é muito alto. Existem diferentes modalidades que estão sendo utilizadas para o rastreio do cancro e diagnóstico de imagem. No entanto, um monte destas técnicas de imagem têm limitações, incluindo o tamanho da máquina volumosos, diagnóstico invasivo, inimizades para pacientes, muito caro, exigência de radiação ionizante, ou uso de agentes de contraste radioativo. Portanto, uma imagem eficiente, rentável, em tempo real e sistema de guiamento é muito necess...

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Divulgações

Os autores têm sem interesses financeiros relevantes no manuscrito e não outros potenciais conflitos de interesse a divulgar.

Agradecimentos

Os autores gostaria de agradecer o apoio financeiro do Tier 1 bolsa de pesquisa financiado pelo Ministério da educação em Singapura (RG48/16: M4011617) e Tier 2 bolsa de pesquisa financiado pelo Ministério da educação em Singapura (ARC2/15: M4020238). Os autores gostaria de reconhecer o Dr. Rhonnie Áustria Dienzo por sua ajuda com animal manipulação.

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Materiais

Lista de materiais utilizados neste artigo
NomeEmpresaNúmero de catálogoComentários
Laser Q-switched Nd:YAGContinuumSureliteBomba laser
Oscilador paramétrico ópticoContinuumOPO laser
Sistema de imagem de ultrassom clínicoAlpinionE-CUBE 12RSistema de ultrassom modal duplo e imagem fotoacústica
Transdutor de ultrassom de matriz linear AlpinionL3-12Transdutor de matriz linear de 128 elementos com frequência central de 8,5 MHz, largura de banda fracionária de 95%,
fibra óptica bifurcadaCeramOptecFeito sob medidaPara acoplar a luz do laser ao suporte de fibra portátil
LenteThorlabsLB1869Foco de luz do laser para a fibra óptica
Gel de ultrassomProgress/parker gel aquosônicoPA-GEL-CLEA-5000Acoplamento acústico
Software de processamento de imagemMathworksMatlabPrograma caseiro usando a
máquina anestésicaMedical Plus pte ltdMáquina de anestesia sem reinalação com concentrador de oxigênio.Fornece oxigênio e isoflurano ao animal
Oxímetro de pulso portátilMedtronicPM10N com sensor veterinárioMonitora a oximetria de pulso do distribuidor de
animaisIn Vivos Pte Ltd, distribuidor de animais de Cingapuraque fornece pequenos animais para fins de pesquisa.
Máscara respiratóriafeita sob medidaUsado junto com o suporte de animais para fornecer mistura de anestesia ao
tecido de peito de frangoPasarUsado para adicionar profundidade para imitar o cenário de imagem humana
Agulha 23GBD Precisionglide23G,1 e meia polegadaUsado para orientação de agulha em tempo real
Suporte para o cabo de fibra ópticaFeitosob medidaPara segurar a extremidade de entrada do cabo bifurcado
Sonda portátilem 3D feito à medidaCom duas ranhuras para as duas extremidades de saída da fibra óptica e uma ranhura para o transdutor de ultra-som
Azul de metileno (10 mg/mL)SteropAgente de contraste para imagem PA
Software de ajuste a laserSurelite OPO PLUSSLOPOSoftware para ajustar o comprimento de onda do laser OPO
FotodiodoThorlabsSP05/MPara detectar o pulso de laser para acionar o sistema de ultrassom
Módulo de polarização de fotodiodoThorlabsPBM42Para amplificar o sinal de fotodiodo para o sinal de ultrassom tigger
Creme depilatórioReckitt BenckiserVeetUsado para remover pêlos da área de imagem Medidor de potência do
laserOphirStarlite, p/n: 7Z01565Usado para medir a potência do laser
Matlab animal Impresso

Referências

  1. Yun, S. H., Kwok, S. J. Light in diagnosis, therapy and surgery. Nat. Biomed. Eng. 1, 0008(2017).
  2. Tseng, J., et al. Clinical accuracy of preoperative breast MRI for breast cancer. J. Surg. Oncol. , (2017).
  3. Baran, P., et al. Optimization of propagation-based x-ray phase-contrast tomography for breast cancer imaging. Phys. Med. Biol. 62 (6), 2315(2017).
  4. Huzarski, T., et al. Screening with magnetic resonance imaging, mammography and ultrasound in women at average and intermediate risk of breast cancer. Hered. Cancer Clin. Pract. 15 (1), 4(2017).
  5. Upputuri, P. K., Pramanik, M. Recent advances toward preclinical and clinical translation of photoacoustic tomography: a review. J. Biomed. Opt. 22 (4), 041006(2017).
  6. Wang, L. V., Yao, J. A practical guide to photoacoustic tomography in the life sciences. Nat. Methods. 13 (8), 627-638 (2016).
  7. Wang, L. V., Gao, L. Photoacoustic microscopy and computed tomography: from bench to bedside. Annu Rev Biomed Eng. 16, 155-185 (2014).
  8. Beard, P. Biomedical photoacoustic imaging. Interface Focus. 1 (4), 602-631 (2011).
  9. Yao, J., Wang, L. V. Photoacoustic tomography: fundamentals, advances and prospects. Contrast Media Mol Imaging. 6 (5), 332-345 (2011).
  10. Hai, P., et al. Label-free high-throughput detection and quantification of circulating melanoma tumor cell clusters by linear-array-based photoacoustic tomography. J. Biomed. Opt. 22 (4), 041004(2017).
  11. Upputuri, P. K., Kalva, S. K., Moothanchery, M., Pramanik, M. Pulsed laser diode photoacoustic tomography (PLD-PAT) system for fast in vivo imaging of small animal brain. Proc Spie. , 100645O (2017).
  12. Fakhrejahani, E., et al. Clinical report on the first prototype of a photoacoustic tomography system with dual illumination for breast cancer imaging. PLoS One. 10 (10), e0139113(2015).
  13. Wang, L. V., Hu, S. Photoacoustic Tomography: In Vivo Imaging from Organelles to Organs. Science. 335 (6075), 1458-1462 (2012).
  14. Pan, D., et al. Molecular photoacoustic imaging of angiogenesis with integrin-targeted gold nanobeacons. FASEB J. 25 (3), 875-882 (2011).
  15. Erpelding, T. N., et al. Sentinel Lymph Nodes in the Rat : Noninvasive Photoacoustic and US imaging with a clinical US system. Radiology. 256 (1), 102-110 (2010).
  16. Gawale, Y., et al. Carbazole-Linked Near-Infrared Aza-BODIPY Dyes as Triplet Sensitizers and Photoacoustic Contrast Agents for Deep-Tissue Imaging. Chem. Eur. J. 23 (27), 6570-6578 (2017).
  17. Sivasubramanian, K., et al. Near Infrared light-responsive liposomal contrast agent for photoacoustic imaging and drug release applications. J. Biomed. Opt. 22 (4), 041007(2017).
  18. Huang, S., Upputuri, P. K., Liu, H., Pramanik, M., Wang, M. A dual-functional benzobisthiadiazole derivative as an effective theranostic agent for near-infrared photoacoustic imaging and photothermal therapy. J. Mater. Chem. B. 4 (9), 1696-1703 (2016).
  19. Huang, S., Kannadorai, R. K., Chen, Y., Liu, Q., Wang, M. A narrow-bandgap benzobisthiadiazole derivative with high near-infrared photothermal conversion efficiency and robust photostability for cancer therapy. Chem. Comm. 51 (20), 4223-4226 (2015).
  20. Wu, D., Huang, L., Jiang, M. S., Jiang, H. Contrast Agents for Photoacoustic and Thermoacoustic Imaging: A Review. Int. J. Mol. Sci. 15 (12), 23616-23639 (2014).
  21. Pramanik, M., Swierczewska, M., Green, D., Sitharaman, B., Wang, L. V. Single-walled carbon nanotubes as a multimodal-thermoacoustic and photoacoustic-contrast agent. J. Biomed. Opt. 14 (3), 034018(2009).
  22. Kim, J., et al. Programmable Real-time Clinical Photoacoustic and Ultrasound Imaging System. Sci. Rep. 6, 35137(2016).
  23. McMasters, K. M., et al. Sentinel lymph node biopsy for breast cancer: a suitable alternative to routine axillary dissection in multi-institutional practice when optimal technique is used. J. Clin. Oncol. 18 (13), 2560-2566 (2000).
  24. Krag, D., et al. The sentinel node in breast cancer - a multicenter validation study. N. Engl. J. Med. 339 (14), 941-946 (1998).
  25. Borgstein, P. J., Meijer, S., Pijpers, R. Intradermal blue dye to identify sentinel lymphnode in breast cancer. The Lancet. 349 (9066), 1668-1669 (1997).
  26. Ung, O. A., South, N., Breast, W., Hospital, W. Australasian Experience and Trials in Sentinel Lymph Node Biopsy: The RACS SNAC Trial. Asian J. Surg. 27 (4), 284-290 (2004).
  27. Purushotham, A. D., et al. Morbidity after sentinel lymph node biopsy in primary breast cancer: results from a randomized controlled trial. J. Clin. Oncol. 23 (19), 4312-4321 (2005).
  28. Kim, C., et al. Handheld array-based photoacoustic probe for guiding needle biopsy of sentinel lymph nodes. J. Biomed. Opt. 15 (4), 046010(2010).
  29. Garcia-Uribe, A., et al. Dual-Modality Photoacoustic and Ultrasound Imaging System for Noninvasive Sentinel Lymph Node Detection in Patients with Breast Cancer. Sci. Rep. 5, 15748(2015).
  30. Kim, C., Song, K. H., Gao, F., Wang, L. V. Sentinel Lymph Nodes and Lymphatic Vessels: Noninvasive Dual-Modality in Vivo Mapping by Using Indocyanine Green in Rats-Volumetric Spectroscopic Photoacoustic Imaging and Planar Fluorescence Imaging. Radiology. 255 (2), 442-450 (2010).
  31. Pan, D., et al. Near infrared photoacoustic detection of sentinel lymph nodes with gold nanobeacons. Biomaterials. 31 (14), 4088-4093 (2010).
  32. Song, K. H., Kim, C., Cobley, C. M., Xia, Y., Wang, L. V. Near-infrared gold nanocages as a new class of tracers for photoacoustic sentinel lymph node mapping on a rat model. Nano Lett. 9 (1), 183-188 (2009).
  33. Sivasubramanian, K., Periyasamy, V., Wen, K. K., Pramanik, M. Optimizing light delivery through fiber bundle in photoacoustic imaging with clinical ultrasound system: Monte Carlo simulation and experimental validation. J. Biomed. Opt. 22 (4), 041008(2017).
  34. Sivasubramanian, K., Pramanik, M. High frame rate photoacoustic imaging at 7000 frames per second using clinical ultrasound system. Biomed. Opt. Express. 7 (2), 312-323 (2016).
  35. Laser Institute of America. American National Standard for Safe Use of Lasers. ANSI Standard Z136.1-2007. , NY. (2007).
  36. Prahl, S. Tabulated molar extinction coefficient for methylene blue in water. , Available from: http://omlc.ogi.edu/spectra/mb/mb-water.html (2016).
  37. Chapman, G. A., Johnson, D., Bodenham, A. R. Visualisation of needle position using ultrasonography. Anaesthesia. 61 (2), 148-158 (2006).
  38. Daoudi, K., et al. Handheld probe integrating laser diode and ultrasound transducer array for ultrasound/photoacoustic dual modality imaging. Opt. Express. 22 (21), 26365-26374 (2014).

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