Introduction
Optoacoustic (Photoacoustic) billeddannelse tiltrækker stigende interesse fra de biologiske og medicinske forskningsmiljøer, som manifesterer sig ved stadigt stigende antal publikationer omfatter vifte af nye applikationer, der udnytter de unikke fordele ved teknologien 1-5. Især evnen til billedet spektralt særprægede foto-absorberende midler med høj spatio-tidsmæssig opløsning på dybder langt ud over den diffusive grænse for lys åbner hidtil usete muligheder for funktionel og molekylær billeddannelse 6-10.
Faktisk oversættelse af optoacoustic teknologi i klinisk praksis kommer med lovende udsigter i diagnostik og behandling overvågning af mange sygdomme. Alligevel begrænset udbredelse af fotoner i optisk spredning og absorberende væv og de generelt svage responser associeret med optoacoustic fænomen begrænser den gældende dybde af metoden. Som et resultat, håndholdt optoacoustic sonder har været forsøgt at afbilde dele tilgængelig fra ydersiden af kroppen 11,12 mens endoskopiske systemer anvendes til at levere billeder fra i kroppen ved at indsætte dem via naturlige åbninger 13. Nogle lav absorberende dele af den menneskelige krop, såsom kvindelige bryst, er også tilgængelige via tomografiske optoacoustic scannere 14,15. Af særlig interesse er den håndholdte tilgang, da det giver mulighed for stor alsidighed i lighed med ultralydsscanning. Her, tilpasning af de fælles ultralyd lineære array-sonder til optoacoustic billeddannelse stadig en udfordring, hovedsagelig på grund af grundlæggende forskelle i tomografiske krav billeddannelse mellem ultralyd og optoacoustics. Mens høje frame rates i standard ultrasonography aktiveres ved sekventiel overføre-modtager ordninger anvender høj puls repetitionsfrekvenser i kHz, er real-time tredimensional optoacoustic billeddannelse opnås ved samtidig indsamling af volumetrisk tomografisk data fra en enkelt interrogating laserpuls. Således høj kvalitet optoacoustic billeddannelse indebærer erhvervelse af tredimensionale data fra den størst mulige rumvinkel omkring afbildet objekt.
For nylig introducerede vi den første håndholdte optoacoustic sonde til tredimensionel (volumetrisk) billeddannelse i realtid 16. Systemet er baseret på et todimensionalt array af 256 piezoelektriske elementer er anbragt på en sfærisk overflade (blå prikker i figur 1A), der dækker en vinkel på 90 °. Størrelsen af de enkelte elementer på ca. 3 x 3 mm 2, samt deres orientering og båndbredden (ca. 2-6 MHz) sikre en effektiv samling signal fra en centimeter skala volumen omkring kuglens centrum (sort terning i fig 1A). Optisk excitation af den billeddannende område er forsynet med et fiberbundt indsat gennem et centralt cylindrisk hulrum af arrayet, således at enhver bølgelængde susceptible for at blive transmitteret gennem fiberbundtet kan anvendes til billeddannelse. Et virkeligt billede af arrayet af transducere sammen med den optiske fiberbundt er vist i figur 1B. Den effektive excitation og samtidig påvisning af signaler tillader dybe tissue imaging med single-shot excitation (en laser puls), således at real-time imaging med en frame rate bestemmes af pulsrepetitionsfrekvensen af laseren er yderligere aktiveret med et grafik- behandling-enhed (GPU) gennemførelse af rekonstruktion procedure 17. Et cylindrisk hus med en transparent polyethylen membran (figur 1C) er fastgjort til transducergruppen at omslutte en akustisk transmission flydende medium (vand). Membranen er yderligere koblet til væv ved hjælp af akustisk gel. Et billede af optoacoustic probe, som anvendes i håndholdt driftstilstand er vist i figur 1D.
Det demonstrerede three dimensional håndholdt optoacoustic billeddannelse kombineret med tidstro funktionel billeddannelse kapacitet har væsentlige fordele til klinisk diagnostik og en række potentielle anvendelser er forudset til forskellige indikationer, såsom perifer vaskulær sygdom, lymfesystem, brystkræft, hudlæsioner, inflammation eller arthritis 18. Endvidere hurtig billeddannelse kapacitet muliggør visualisering af dynamiske biologiske begivenheder med sonden anbragt i en stationær position. Kombineret med hurtig bølgelængde-tuning optisk parametrisk oscillator (OPO) laserteknologi, denne tilgang giver mulighed for real-time scanning af biofordeling af foto-absorberende midler. Derved kan nye muligheder lige så dukke op i små dyr billedbehandlingsprogrammer, f.eks., I at studere væv hæmodynamik, in vivo-tracking, visualisering af farmakokinetik, organperfusion, målrettet molekylær billeddannelse af tumorer og kardiovaskulære system, eller neuroimaging.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
Den detaljerede procedure for drift med den volumetriske håndholdt optoacoustic probe er beskrevet nedenfor. Denne procedure udføres i henhold til godkendte institutionelle bestemmelser vedrørende dyrs og menneskers forsøg.
1. System Preparation
- Tænd laseren for en varm-up periode på ~ 15 minutter før operation for at stabilisere output lysstråle.
- Anbring vandet omsluttende del med isolerende membran, der er i kontakt med huden (figur 1).
BEMÆRK: Afstanden mellem den isolerende membran (i kontakt med huden) og regionen med maksimal følsomhed af transduceren (midten af den sfæriske probe) etablerer en effektiv billeddannelse dybde. - Fylde hele volumen på ca. 100 ml mellem den isolerende membran og overfladen af transduceren med deioniseret vand ved hjælp af en pumpe.
- Sikre, at ingen vand lækage eller luftbobler Present. Alternativt undgå luftbobler ved at give recirkulation af vand.
- Udføre eksperimenter ved stuetemperatur og sikre koblingen medium (vand) holdes ved denne temperatur.
2. Imaging Forberedelse
- Human forberedelse billeddannelse.
- Fjerne hår fra den til-være-filmede del med en hårfjerning lotion for at undgå en uønsket baggrund i billederne (dette trin er valgfrit).
- Anvende ultralyd gel på huden omkring det område, der skal afbildes med henblik på at tilvejebringe en effektiv akustisk kobling. Placer optoacoustic sonden i området af interesse. Sikre, at der ikke er luftbobler i ultralyd gel.
- Dyr imaging forberedelse.
- Sørg for, at pleje og eksperimentelle procedurer med dyr er i overensstemmelse med de institutionelle og statslige regler og forskrifter.
- Fjern pelsen af dyret i området, der skal afbildes med en barbersprit. Beskytte øjnene på dyret medvet salve, der forhindrer tørhed og skader fra udsættelse for intenst pulserende laserstråler.
- Bedøve dyret ved hjælp af intraperitoneal injektion (IP) ketamin / xylazin (100 mg / kg KG ketamin + 5 mg / kg KG xylazin) inden forsøget eller bruge isofluran anæstesi (2-3% (efter volumen) med 0,9 l / min gas flow) under eksperimentet. Bekræft bedøvelse ved at kontrollere refleks af bagbenet af dyret.
- Anvende ultralyd gel på huden omkring det område, der skal afbildes med henblik på at tilvejebringe en effektiv akustisk kobling og placere optoacoustic sonden i området af interesse. Sikre, at der ikke er luftbobler i ultralyd gel.
3. Pre-view Operation Mode
- Etablere den billeddannende bølgelængde (r) mellem 690 nm og 900 nm og pulsrepetitionshastigheden mellem 10 og 50 Hz. Vælg de parametre for den akustiske dataopsamlingssystem - 1 MWindgangsimpedans. Erhverve 2030 prøver for hver laser puls ved en samplingfrekvens på 40 megasamples per sekund og 12 bit vertikal opløsning. Trigger købet med Q-switch output af laser.
- Sørg for, at både operatøren og patienten anvende beskyttelsesbriller tilpasset den optiske ekscitationsbølgelængde (r). Indstil lasereffekten således at lyset fluens på vævsoverfladen holdes under 20 mJ / cm2 i løbet af eksperimentet for nær-infrarøde bølgelængder for at tilfredsstille grænseværdier for humane forsøg 19 sikkerhed og for at forhindre termisk belastning og hudskader i dyr .
- Start pre-view software med en GPU implementering af algoritmer til at tillade visualisering af tredimensionale billeder med en ramme svarende til den pulsrepetitionshastigheden af laseren.
- Flyt proben og / eller den genstand, der skal afbildes med henblik på at optimere visualisering ydeevne og lokalisere strukturer af interesse.
4. Data Acquisition
- Datafangst til scanning (håndholdt) mode.
- Hvis det er nødvendigt, injicere et kontrastmiddel før overtagelsen at berige kontrasten i regionen af interesse.
BEMÆRK: I vores eksperimenter, vi ikke har udført kontrast-forstærket menneskelig billeddannelse. Alligevel kan forskellige kontrastmidler potentielt anvendes til dette formål. Indocyaningrøn (ICG) er et eksempel på klinisk godkendt optisk kontraststof, der kan anvendes til kontrastforbedring ved maksimale anbefalede dosis på 2 mg / kg legemsvægt hos voksne. - Start hardware til dataopsamling med de parametre, der er beskrevet i 3.1 opretholde udførelsen af preview software. Forsigtigt flytte sonden omkring afbildet område at spore strukturer af interesse.
BEMÆRK: Når billeder på flere laserbølgelængder erhverves samtidig hastigheden af probe bevægelse i den håndholdte tilstand har til at være faldet betydeligt (fortrinsvis under 2 mm / sekfor en laser pulsrepetitionshastigheden 50 Hz) for at undgå motion-relaterede artefakter i spektralt ublandede billeder. - Datafangst for stationær tilstand.
- Monter det afbildede objekt (f.eks., Dyr) og den håndholdte sonde på holderen og starte købet med de parametre, der er beskrevet i 3.1 opretholde udførelsen af pre-view-software.
- Fastholde optoacoustic sonde og den billeddannende del i den samme stilling under eksperimentet at visualisere dynamiske biologiske begivenheder i regionen af interesse.
- Injicere et kontraststof for at spore dens dynamiske fordeling i regionen af interesse.
BEMÆRK: I vores museforsøg blev indocyaningrønt (ICG), der anvendes til forøgelse kontrast. Som en generel retningslinje, et beløb på 10 nmol eller 0,4 mg / kg af ICG skal indføres i musen cirkulation med henblik på at skabe påviselige kontrast med multi-spektrale optoacoustics in vivo.
BEMÆRK: kontrastmiddel skal væregodkendt til human og / eller animalsk brug af den pågældende myndighed.
5. Afslutning af Experiment
- Stop laser.
- Fjern optoacoustic sonden fra afbildet område. For dyr undersøgelse, stop anæstesi forsyning.
- Placer dyret under en infrarød varmelegeme for at holde den varm og forhindre kontakt med andre dyr, indtil det fuldt tilbagebetalt fra anæstesi. Efterlad ikke dyr uden opsyn i løbet af genopretning fra anæstesi.
6. Off-line Databehandling
- Indlæse filen (r), der indeholder de tilkøbte optoacoustic signaler i programmet benyttes til databehandlingen.
- Brug en rekonstruktionsalgoritme at opnå en tredimensionel matrix matrix svarende til en volumetrisk billede af den optiske absorption for hver ramme og hver bølgelængde.
BEMÆRK: Til genopbygning er det at foretrække at bruge en algoritme tegner sig for forvridende faktorer, såsom heterogeneteter og dæmpning i det afbildede objekt, at virkningerne af den endelige båndbredde og geometriske form af detekteringselementerne og lette intensitetsniveauer variationer, for at opnå en mere kvantitativ repræsentation af fordelingen af den absorberede energi. - Brug en unmixing algoritme til at opnå fra hver multi-bølgelængde ramme, et nyt sæt af tre-dimensionelle matrix arrays, der repræsenterer den optiske absorption for hver absorberende stof til stede i prøven.
- Hvis det er nødvendigt, viderebehandle de matrix arrays, der repræsenterer den optiske absorption fordeling at lette visualisering og læsning af biologisk relevante parametre.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
Repræsentative resultater, der demonstrerer mulighederne i den beskrevne volumetriske håndholdte optoacoustic sonde, der er fremvist i dette afsnit. I alle tilfælde blev lys indflydelse på hudens overflade holdes under grænsen på 20 mJ / cm 2 19 sikkerheden eksponering.
Udførelsen af sonden i realtid sporing perifere human vaskulatur er fremvist i figur 2. I løbet af dette forsøg blev sonden langsomt scannet langs hånden af en sund frivillig forsøgsperson ved en enkelt bølgelængde på 800 nm med laseren drift 10 pulser pr sek 17, således at visualisering i realtid af blodkarrene for alle scanning positioner opnås. Repræsentant maksimal intensitet fremspring (MIP) af de rekonstruerede billeder i alle tre retninger vises i figur 2. Real-time visualisering under målingen er aktiveret med en GPU implementation af den filtrerede back-bagprojektionsalgoritme 17.
Realtids Multispektralbilledteknik kapacitet fremvist i figur 3. Specifikt blev målingerne udføres ved at scanne sonden langs håndleddet af en rask frivillig har blodkar med forskellige størrelser og iltmætning niveauer samt en melanin-rige hudpigmentering 10. En 50 Hz pulsrepetitionshastigheden laser med en bølgelængde-tuning kapacitet på en per-puls grundlag blev anvendt i dette tilfælde. Laseren blev indstillet til flere bølgelængder mellem 730 og 850 nm med 30 nm trin (5 bølgelængder), svarende til en monoton fald i absorptionen af melanin, en monoton stigning i absorptionen af oxygeneret hæmoglobin og en karakteristisk top i absorptionen af deoxygeneret hæmoglobin. Erhvervelse af en hel multispektral datasæt tager kun 100 msek på grund af den hurtige tuning kapacitet laser. MIP billeder langs dybdenretning for 3 forskellige bølgelængder, svarende til den samme position af sonden er vist i figur 3A. Figur 3B viser den ublandede fordeling af iltet hæmoglobin (HBO 2), deoxygeneret hæmoglobin (HBr) og melanin i rød, blå og gul, henholdsvis , mens det blev endvidere antaget, at absorptionen var udelukkende på grund af disse tre chromofore komponenter. Derved, røde og blå strukturer i figur 3 udgør sandsynligvis arterier og vener, henholdsvis, mens den gule plet svarer til hudpigmentering. Stærk lysabsorption melanin kan reducere den gældende indtrængningsdybde for denne metode i mennesker med mørk hud, selvom yderligere testning er klart nødvendigt at drage kvantitative konklusioner.
Figur 4 illustrerer evnen til billeddannelse dynamiske processer in vivo. Heri, omsætning i den midterste finger var obstructed ved hjælp af en elastik og frigives under dataopsamling 18. En sekvens af enkelt bølgelængde billeder blev erhvervet ved 10 frames per sekund, som bestemmes af pulsrepetitionshastigheden af laseren. Fire MIP billeder langs de laterale og dybde retninger afstand af 1 sek bliver fremvist, hvor det andet billede svarer til det øjeblik, efter cirkulationen blev genoprettet. Bølgelængden var sat til 900 nm, således at amplituden af optoacoustic signaler forøges både blodvolumen og blodets iltning.
Endelig Figur 5 viser evnen af det indførte system til at spore perfusion dynamik i et tredimensionelt område i en mus ved anvendelse af ICG som kontrastmiddel 9. En otte uger gammel kvinde nøgen CD-1 mus blev anvendt til in vivo forsøg. Den eksperimentelle procedure var i overensstemmelse med de institutionelle og bayerske statslige regler og forskrifter. Hjernen vaskulatur varafbildet ved at placere musen i en liggende stilling, og 2% isofluran i ren oxygen blev anvendt til anæstesi. Vet salve blev anvendt til at beskytte øjnene med musen. 10 nmol af ICG fortyndes i 50 ml saltvand blev injiceret 5 sek efter start erhvervelsen optoacoustic data. Bølgelængden af laseren blev indstillet til 730, 760, 800, 850 og 900 nm på en per-impuls basis med en hastighed på 50 gange per sekund. For hvert sæt af bølgelængder blev ICG fordeling ublandet ved at antage, at den optiske absorption er kun på grund af dette middel samt oxygenerede og deoxygeneret former for hæmoglobin. MIP billeder langs retningen dybde svarende til den ublandede ICG fordeling for 5 forskellige tidspunkter er vist i figur 5A (tid efter injektion er også angivet). Absorptionsspektret af ICG i plasma er vist i figur 5B. Dette særlige eksperiment viser, at den foreslåede fremgangsmåde er i stand til simultane gere gør virkelig fem-dimensional (dvs. spektralt beriget tidsopløst tredimensionelle) tomografisk data, der efterfølgende bruges til at rekonstruere og spektralt unmix fordelingen af forskellige iboende chromophorer og eksogene midler i realtid.
Figur 1: Layout af håndholdte tredimensional optoacoustic sonde (A) Fordeling af de piezoelektriske elementer (blå prikker) med hensyn til regionen af interesse (sort terning) (B) faktisk billede af transducergruppen (TA.. ) og fiber bundt (FB). (C) Vand omslutter del. (D) Faktisk billede af optoacoustic sonde, som anvendes i den håndholdte drift. .jpg "target =" _ blank "> Klik her for at se en større udgave af dette tal.
Figur 2: Tracking af perifert humant vaskulatur maksimal intensitet projektion billeder af optisk absorption langs de tre retvinklede retninger for fire på hinanden følgende billeder.. Her laseren blev betjent ved 10 impulser per sekund med en bølgelængde konstant indstillet til 800 nm. Ordningen farve grå-skala repræsenterer intensiteten af optisk absorption H i objektet i arbitrære enheder. Klik her for at se en større udgave af dette tal.
s.jpg "width =" 700 "/>
Figur 3:. Håndholdt billeddannelse af specifikke endogene chromophores (A) maksimal intensitet projektion billeder af optisk absorption langs retningen dybde for tre forskellige bølgelængder svarende til tre på hinanden følgende impulser. I dette tilfælde er laseren arbejder ved 50 pulser pr sek (proben blev ikke flyttet). (B) spektralt ublandede billeder viser distributionen af iltet og deoxygeneret hæmoglobin og melanin. Klik her for at se en større udgave af dette tal.
Figur 4:. Real-time imaging af blodgennemstrømningen Maksimal intensitet projektion billeder af optisk absorption langs dybden oglaterale retninger, der svarer til fire forskellige øjeblikke. Cirkulationen i den midterste finger blev blokeret inden forsøget og frigivet under eksperimentet (ved 0 sek). Klik her for at se en større udgave af dette tal.
Figur 5: Real-time imaging af fordelingen af optiske kontrastmiddel i mus (A) Fordeling af ICG kontrastmiddel (maksimal intensitet projektion langs retningen dybde) for fire forskellige tidspunkter efter injektion af midlet (ved 0 sec).. (B) Extinction spektrum af ICG i plasma. Klik her for at se en større udgave af thans figur.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
De unikke fordele ved optoacoustic billeddannende teknikker i små dyr forskning har skabt en stærk motivation for at oversætte den teknologi til klinisk praksis, med en række af diagnostik og behandling applikationer overvågning forestillede sig f.eks., I bryst og hudkræft, betændelse eller perifere vaskulatur sygdomme. Men i modsætning til mus eller mindre dyr, som kan være omgivet af et tilstrækkeligt antal belysningskilder og detekteringselementer at skabe en effektiv tomografisk erhvervelse geometri, de store dimensioner af det menneskelige legeme og begrænset optisk penetration hinder for anvendelsen af hele kroppen optoacoustic tomografi ligeledes til MRI eller CT. De præsenterede håndholdt optoacoustic imaging probe er ideel til human billeddannelse, da det deler mange af fordelene ved ultralydsundersøgelse, såsom bærbar brug, høj opløsning, ikke-ioniserende excitation og tidstro. Ikke desto mindre er den optimale hardware design og Reconstruction procedurer for optoacoustic billeddannelse adskiller sig væsentligt fra dem, der almindeligvis anvendes i ultralydsscannere. Dette skyldes grundlæggende forskelle mellem de optimale operationelle karakteristika ved de to modaliteter, såsom pulsrepetitionsfrekvens, amplituden af de detekterede ultralyds reaktioner, understregningen signal excitation mekanismer og det resulterende billede genopbygning tilgange. Især optoacoustics er i sagens natur en tredimensionel afbildningsmodalitet som komplette volumetrisk tomografiske datasæt fra det afbildede objekt kan i princippet frembringes med en enkelt laser spørgende impuls, som blev også demonstreret i dette arbejde. Desuden kan en tilpasning af sonden til samtidig give ultralydsbilleder gennemføres og forbliver som en fremtidig skridt i vores forskning dagsorden.
Sammenlignet med andre veletablerede kliniske billeddannende modaliteter, såsom magnetisk resonans-billeddannelse (MRI) eller røntgen computertomografi (CT), optoacoustic tomografi er ikke en hel-krop afbildningsmodalitet men kan give betydeligt rigere og mere specifik kontrast baseret på lys forhør af væv. Faktisk betyder endogene optisk absorption kontrast ikke kun levere høj opløsning vævsmorfologi men gør også funktionelle og potentielt målrettet molekylær information af stor betydning for klinisk beslutningstagning. Den molekylær billeddannelse kapacitet yderligere kraftigt understøttet af betydeligt større tilgængelighed af kontrastmiddel tilgange af optiske billeddiagnostiske metoder sammenlignet dem til rådighed for andre billeddiagnostiske metoder 20,21. Desuden høj tidslig opløsning på optoacoustic tilgang demonstrerede her, dvs., Høj frame rate (real-time) tredimensional billeddannelse, er ikke almindeligt tilgængelige med andre modaliteter i klinisk eller laboratoriebrug. Endelig samtidige erhvervelse af multi-bølgelængde data bringer en ekstra femte dimension i den virkelige tid volumetric visualisering, der tillader udførelse af ægte tredimensionelle spektroskopiske observationer af væv chromofor og specifikke bio-markør biofordelinger.
De mulige anvendelser af et tredimensionalt optoacoustic håndholdt probe er ikke begrænset til klinisk billeddannelse, men det kan også være et meget vigtigt redskab i biologisk forskning med dyremodeller. Faktisk dyr større end mus er generelt ikke egnet til at blive afbildet på et tomografisk optoacoustic og den håndholdte fremgangsmåde er sandsynligvis mere praktisk. Også volumetrisk (tredimensional) billeddannelse af visse regioner i realtid med optisk kontrast og ultralyd beslutning repræsenterer en unik fordel i studiet af afgivelsesenheden, hæmodynamiske ændringer eller farmakokinetik.
Afslutningsvis forventer vi, at den indførte metode til håndholdt optoacoustic billeddannelse vil bede kliniske oversættelse af teknologi og betydeligt fremskridt prækliniske og biological forskning i mange grænser som godt.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| Optical parametric oscillator (OPO)-based laser | Innolas Laser GmbH, Krailling (Germany) | custom-made | The laser provides laser pulses with a duration around 10 nsec and an energy up to 80 mJ. The wavelength is tunable between 680-950 nm. |
| Spherical array of piezocomposite detectors | Imasonic SaS, Voray (France) | custom-made | The array consists of 256 piezoelectric sensors distributed on a spherical surface. Each element has dimensions 3 x 3 mm2, a central frequency of 4 MHz and a bandwidth of 100%. |
| Data acquisition system (DAQ) | Falkenstein Mikrosysteme GmbH, Taufkirchen (Germany) | custom-made | The DAQ simultaneously acquires 256 signals at 40 megasamples per second and 2,030 samples. The input impedance is 1 MW. |
| Fiber bundle | CeramOptec GmbH, Bonn (Germany) | custom-made | The bundle consists of 480 individual fibers randomly distributed in the input and output. The numerical aperture of each individual fiber is 0.22. |
| Athymic nude mouse | Harlan Laboratories (The Netherlands) | Athymic nude - Foxn1nu | The mouse was 8 weeks old (adult) at the time of the experiment. The ethical protocol was approved by the Bavarian goverment (number 55.2.1.54-2632-102-11) |
| Bepanthen cream | Bayer AG (Germany) | Vet ointment to protect the eyes during anesthesia | |
| Data processing software | Matlab (Mathworks, Natick, MA, USA) | custom-made | The data processing software was devoped at our institute. It allows reconstruction at each wavelength and multi-wavelength unmixing, as well as further data processing. |
| Water-enclosing part | custom-made | This part contains the water that acts as an acoustic coupling medium between skin and transducer elements | |
| Indocyanine green (ICG) | PULSION Medical Systems SE | ICG-PULSION (active ingredient: indocyanine green dye) is a drug used in cardiac, circulatory and micro-circulatory diagnostics, liver function diagnostics and ophthalmic angiography diagnostics. |
References
- 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).
- Herzog, E., et al. Optical Imaging of Cancer Heterogeneity with Multispectral Optoacoustic Tomography. Radiology. 263 (2), 461-468 (2012).
- 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).
- Yao, J. J., et al. Noninvasive photoacoustic computed tomography of mouse brain metabolism in vivo. Neuroimage. 64, 257-266 (2013).
- 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).
- Beard, P. Biomedical photoacoustic imaging. Interface Focus. 1, 602-631 (2011).
- Wang, L. H. V., Hu, S. Photoacoustic Tomography: In Vivo Imaging from Organelles to Organs. Science. 335 (6075), 1458-1462 (2012).
- Xiang, L. Z., Wang, B., Ji, L. J., Jiang, H. B. 4-D Photoacoustic Tomography. Sci Rep-Uk. 3, 10-1038 (2013).
- 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).
- Dean-Ben, X. L., Razansky, D. Adding fifth dimension to optoacoustic imaging: volumetric time-resolved spectrally-enriched tomography. Light: Science and Applications. 3, (2014).
- Fronheiser, M. P., et al. Real-time optoacoustic monitoring and three-dimensional mapping of a human arm vasculature. J Biomed Opt. 15 (2), (2010).
- Buehler, A., Kacprowicz, M., Taruttis, A., Ntziachristos, V. Real-time handheld multispectral optoacoustic imaging. Opt Lett. 38 (9), 1404-1406 (2013).
- Yang, J. M., et al. Simultaneous functional photoacoustic and ultrasonic endoscopy of internal organs in vivo. Nat Med. 18 (8), 1297-1302 (2012).
- 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).
- 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).
- 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).
- 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).
- Dean-Ben, X. L., Razansky, D. Functional optoacoustic human angiography with handheld video rate three dimensional scanner. Photoacoustics. 1 (3-4), 68-73 (2013).
- 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).
- Ntziachristos, V., Razansky, D. Molecular imaging by means of multispectral optoacoustic tomography (MSOT). Chemical reviews. 110 (5), 2783-2794 (2010).
- 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).
