Introduction
Оптико-акустические (ФА) изображений привлекает растущий интерес от биологических и медицинских научно-исследовательских сообществ, как проявляется все большее количество публикаций, охватывающих целый ряд новых приложений, которые используют уникальные достоинства по технологии 1-5. В частности, способность изображения спектрально отличительных фото поглощающих агентов с высоким пространственно-временным разрешением на глубине далеко за пределами диффузионного предела света открывает беспрецедентные возможности для функционального и молекулярной визуализации 6-10.
Действительно, перевод ОА технологии в клиническую практику поставляется с многообещающие перспективы в диагностике и мониторинге лечения многих заболеваний. Тем не менее, ограничено распространение фотонов в оптически рассеивающих и поглощающих тканей и вообще слабых реакций, связанных с оптико-акустического явления ограничить применимый глубину метода. В результате ручной optoacoustic зонды были попытался изображения частей доступных извне 11,12 тела во время эндоскопических систем используются для обеспечения изображения с внутри тела, вставляя их через естественные отверстия 13. Некоторые низкий поглощающие части человеческого тела, такие как женской груди, также доступны по томографических ОА сканеров 14,15. Особый интерес представляет ручной подход, поскольку позволяет большую гибкость, так же, как УЗИ. Здесь, адаптация общих ультразвуковых линейных зондов массива для оптико-акустического изображения остается сложной, в основном из-за фундаментальных различий в томографических требований изображений между ультразвуком и оптоакустики. В то время как высокая частота кадров в стандартном УЗИ включены путем последовательной передачи-приема схемы, использующие частоты повторения импульсов в диапазоне кГц, в режиме реального времени трехмерной визуализации ОА достигается за счет одновременного сбора объемной томографического данных из одного Interrogating лазерный импульс. Таким образом, высокое качество изображения ОА подразумевает приобретение трехмерных данных на основе максимально возможной телесного угла вокруг отображаемого объекта.
Недавно мы ввели первый карманный ОА зонд для трехмерного (объемного) изображения в режиме реального времени 16. Система основана на двумерном массиве 256 пьезоэлектрических элементов, расположенных на сферической поверхности (голубыми точками на фиг.1А), охватывающий угол 90 °. Размер отдельных элементов примерно 3 х 3 мм 2, а также их ориентация и ширина полосы частот (примерно 2-6 МГц) гарантирует эффективный сбор сигналов от объема сантиметровой шкалы, окружающей центр сферы (черный куб на рисунке 1А). Оптическое возбуждение области формирования изображения снабжено пучка волокон, вставленной через центральную цилиндрическую полость матрицы, так что любой длины волны susceptible быть переданы через пучок волокон может быть использован для работы с изображениями. Фактическая картина массива датчиков вдоль с оптическим пучка волокон показан на фиг.1В. Эффективное возбуждение и одновременное обнаружение сигналов позволяет глубоко в тканях изображений с однократного возбуждения (один лазерного импульса), так что в режиме реального времени изображений с частотой кадров определяется частотой повторения импульсов лазера дополнительно включен с графически обработка-блок (GPU) осуществление процедуры реконструкции 17. Цилиндрический кожух с прозрачной полиэтиленовой мембраны (рис 1С) прикреплен к массиву преобразователя, чтобы приложить акустически передающий жидкую среду (воду). Мембрана дополнительно соединен с тканью с помощью акустического геля. Картина ОА зонда как используется в ручном режиме показан на рисунке 1D.
Продемонстрировали ЧетEE мерной ручной ОА томография в сочетании с в режиме реального времени мощности функциональной визуализации приходят с важных преимуществ для клинической диагностики и ряда потенциальных приложений предусмотрены по различным показаниям, например, заболевания периферических сосудов, лимфатических расстройств системы, рак молочной железы, кожных поражений, воспаление или артрит 18. Кроме того, емкость быстро томография позволяет визуализировать динамических биологических событий с зонда, расположенного в стационарном положении. В сочетании с быстрым волны-тюнинг ПГС (ПГС) лазерной технологии, этот подход позволяет в режиме реального времени визуализации биораспределения фото поглощающих агентов. Таким образом, новые возможности в равной степени может появиться в небольших приложений обработки изображений животных, например., В изучении тканей гемодинамики, естественных слежения в клетки, визуализация фармакокинетики, перфузии органов, направлены молекулярной визуализации опухолей и сердечно-сосудистой системы, или нейровизуализации.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
Подробный порядок работы с объемной ручного оптико-акустического датчика описан ниже. Эта процедура выполняется в соответствии с утвержденными институциональных правил, касающихся животных и человека экспериментов.
1. Система Подготовка
- Включите лазер для разминки период ~ 15 мин до операции для стабилизации выходного светового луча.
- Поместите часть воды ограждающих с изолирующей мембраной, которая находится в контакте с кожей (рис 1).
Примечание: Расстояние между изолирующим мембраны (в контакте с кожей) и области с максимальной чувствительности датчика (центр сферического зонда) устанавливает эффективную глубину изображения. - Заполнить весь объем приблизительно 100 мл между изолирующим мембраны и поверхностью датчика с деионизированной водой при помощи насоса.
- Убедитесь, что ни утечки воды, ни пузырьков воздуха являются Preseнт. С другой стороны, избежать воздушных пузырей, предоставляя рециркуляцию воды.
- Выполните эксперименты при комнатной температуре и обеспечить соединительную среду (воду) выдерживают при этой температуре.
2. изображений Подготовка
- Подготовка человека визуализации.
- Удалить волосы с к-быть-изображаемого части с депиляции лосьон, чтобы избежать нежелательного фона в изображениях (этот шаг необязателен).
- Применение ультразвука гель на кожу вокруг области, чтобы быть отображены с тем чтобы обеспечить эффективную акустическую связь. Поместите ОА зонд в интересующей области. Обеспечить, чтобы пузырьки воздуха не присутствуют в ультразвуковой контактный гель.
- Подготовка изображений животных.
- Убедитесь, что процедуры по уходу и экспериментальные с животными находятся в согласии с институциональными и государственных норм и правил.
- Снимите шерсть животного в области для включения в образ с бритья лосьон. Защитите глаза животного сВетеринар мазь, которая предотвращает сухость и повреждение от воздействия интенсивного импульсного лазерного излучения.
- Обезболить животное с помощью внутрибрюшинной инъекции (IP) кетамина / ксилазина (100 мг / кг кг Кетамин + 5 мг / кг кг ксилазина) до эксперимента, или использовать изофлуран анестезии (2-3% (по объему) с 0,9 л / Поток газа мин) в течение эксперимента. Подтвердите обезболивания, проверяя рефлекс задней конечности животного.
- Применение ультразвука гель на кожу вокруг области, чтобы быть отображены с тем чтобы обеспечить эффективную акустическую связь и поместите оптико-акустический датчик в области, представляющей интерес. Обеспечить, чтобы пузырьки воздуха не присутствуют в ультразвуковой контактный гель.
3. Предварительно вид Режим работы
- Определить длину волны (ы) формирования изображения между 690 нм и 900 нм и частоты следования импульсов от 10 до 50 Гц. Выберите параметры для акустической системы сбора данных - 1 МОмвходное сопротивление. Приобретать 2030 образцов для каждого лазерного импульса с частотой дискретизации 40 megasamples в секунду и 12 бит вертикального разрешения. Trigger приобретение с Q-переключателя выхода лазера.
- Убедитесь, что оба оператора и пациента использовать защитные очки, приспособленные к длине волны (ы) Оптический возбуждения. Установите мощность лазера так, чтобы свет флюенс на поверхности ткани поддерживают ниже 20 мДж / см 2 в течение эксперимента для ближней инфракрасной длин волн, с тем, чтобы удовлетворить пределов безопасности воздействия для человека экспериментов 19 и чтобы предотвратить термическое напряжение и повреждение кожи у животных ,
- Запустите предварительно вид программного обеспечения с осуществлением GPU алгоритмов обработки, чтобы позволить визуализации трехмерных изображений с частотой кадров, соответствующей частоте повторения импульсов лазера.
- Перемещение зонда и / или объект для включения в образ, чтобы оптимизировать производительность визуализации и локализации структур интерес.
4. Сбор данных
- Сбор данных для сканирования режиме (ручной).
- При необходимости вводят контрастное вещество до приобретения обогатить контраст в области, представляющей интерес.
ПРИМЕЧАНИЕ: В наших экспериментах мы не проводили человеческое воображение контрастным усилением. Тем не менее, различные контрастные агенты могут быть потенциально использованы для этой цели. Индоцианиновая зеленый (ICG) является одним из примеров клинически одобренного оптического контрастного агента, который может использоваться для усиления контраста при максимальной рекомендованной дозе 2 мг / кг массы тела у взрослых. - Запустить средство для сбора данных с параметрами, описанными в 3,1 поддерживающих выполнение программного обеспечения предварительного просмотра. Осторожно перемещать зонд вокруг отображаемого области для отслеживания структур, представляющих интерес.
Примечание: Когда изображения в нескольких лазерных длин волн приобретаются одновременно, скорость движения зонда в режиме ручного должен быть значительно снизилась (предпочтительно ниже 2 мм / секдля лазерного частотой повторения импульсов 50 Гц) для того, чтобы избежать артефактов движения, связанных в спектрально несмешанных изображений. - Сбор данных для стационарного режима.
- Установите отображаемого объекта (например., Животное) и ручной зонд на держатель и запустить сканирование с параметрами, описанными в 3.1, поддерживающих выполнение предварительно зрения программного обеспечения.
- Поддержание оптико-акустический датчик и часть изображения в таком же положении, в ходе эксперимента, чтобы визуализировать динамические биологические события в области, представляющей интерес.
- Вводят контрастное вещество, чтобы отслеживать свое динамическое распределение в области, представляющей интерес.
Примечание: В наших экспериментах мыши, Индоцианиновая зеленый (ICG) был использован для усиления контраста. В качестве общей рекомендации, количестве 10 нмоль или 0,4 мг / кг МКГ должен быть введен в обращение мыши, чтобы создать детектируемую контраст с мульти-спектральные оптоакустики в естественных условиях.
ПРИМЕЧАНИЕ: контрастное вещество должно бытьодобрен для применения у человека и / или животного соответствующего органа.
5. Завершение эксперимента
- Остановите лазер.
- Снимите ОА зонд от отображаемого региона. Для исследования на животных, прекратить подачу наркоза.
- Расположите животное под инфракрасным обогревателем, чтобы держать его теплым и предотвратить контакт с другими животными, пока он полностью не оправилась от наркоза. Не оставляйте животное без присмотра во время восстановления от анестезии.
6. Автономная обработки данных
- Загрузите файл (ы), содержащий полученные ОА сигналов в приложении, используемые для обработки данных.
- Использование алгоритмом восстановления, чтобы получить трехмерную матрицу матрицы, соответствующей объемной изображение оптического поглощения для каждого кадра и каждой длины волны.
Примечание: Для восстановления предпочтительно использовать алгоритм учета искажающих факторов, таких как гетерогенныхтельности и затухание в изображаемого объекта, эффекты конечного пропускной способности и геометрической формы элементов обнаружения света и вариаций плотности энергии, с тем, чтобы получить более количественное представление о распределении поглощенной энергии. - Используйте алгоритм расслоение получить, от каждого многоволнового рамы, новый набор трехмерных массивов матричных представляющего оптического поглощения для каждого поглощающего вещества, присутствующего в образце.
- При необходимости, дополнительно обрабатывать матричные массивы, представляющие распределение оптического поглощения для удобства представления и чтение биологически релевантных параметров.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
Представитель результаты, демонстрирующие возможности описанного объемного ручного ОА зонда, которые продемонстрированы в этом разделе. Во всех случаях, свет флюенс на поверхности кожи держали ниже ПДК в воздухе безопасность 20 мДж / см 2 19.
Производительность зонда в режиме реального времени отслеживать периферическую сосудистую человека продемонстрированы на фиг.2. В ходе этого эксперимента, зонд медленно сканировать вдоль руки здорового человека добровольца на одной длине волны 800 нм с лазер, работающий на 10 импульсов в секунду 17, так что в режиме реального времени визуализации кровеносных сосудов для всех позиций сканирования достигается. Максимальная проекция представитель интенсивность (MIP) из восстановленных изображений во всех трех направлениях будут отображаться на рисунке 2. Визуализация в реальном времени во время измерения включена с GPU implementatioн отфильтрованного алгоритма обратного проецирования 17.
В режиме реального времени мощность мультиспектральных изображений продемонстрированы на рисунке 3. В частности, измерения проводились с помощью сканирующего зонда вдоль запястья здорового добровольца, имеющей кровеносных сосудов с различными размерами и уровня насыщения кислородом, а также меланина богатых пигментации кожи 10. Скорость лазерной повторения импульсов 50 Гц с возможностью волны-тюнинг в основе каждого импульса был использован в данном случае. Лазер был настроен на нескольких длинах волн 730 и 850 нм с шагом 30 нм (5 длин волн), что соответствует монотонному уменьшению поглощения меланина, монотонным возрастанием поглощения оксигемоглобина и характерным пиком в поглощении дезоксигенируют гемоглобин. Приобретение всего мультиспектральных набора данных занимает всего 100 миллисекунд из-за быстрого тюнинга мощностью лазера. Изображения MIP по глубинеНаправление в течение 3 разных длинах волн, соответствующих одному и тому же положении зонда, отображаются на фигуре 3А. 3В показывает распределение несмешанный кислородом гемоглобина (HBO 2), венозная гемоглобина (HBr) и меланина в красный, синий и желтый, соответственно , в то время как это было в дальнейшем предполагается, что поглощение было исключительно из-за этих трех хромофорных компонентов. Таким образом, красные и синие структуры на рисунке 3, скорее всего, представляют собой артерии и вены, соответственно, в то время как желтое пятно соответствует пигментации кожи. Сильное поглощение света меланином могут уменьшить соответствующую глубину проникновения для этого метода у людей с темной кожей, хотя дальнейшее тестирование очевидно, что необходимо сделать количественные выводы.
На рисунке 4 показана возможность визуализации динамических процессов в естественных условиях. При этом циркуляция в среднем пальце была Obstructed с помощью резиновой ленты и выпущен во время приобретения данных 18. Последовательность изображений отдельных длин волн была приобретена в 10 кадров в сек, как определяется частотой повторения импульсов лазера. Четыре MIP изображения вдоль боковых направлениях и глубины, разнесенных на 1 сек продемонстрированы, где второе изображение соответствует моменту после того, как было восстановлено кровообращение. Длина волны была установлена в 900 нм, таким образом, чтобы амплитуда ОА сигналов увеличивается как с объемом крови и оксигенации крови.
Наконец, на рисунке 5 демонстрирует способность введенной системе отслеживать динамику перфузии в трехмерной области мыши с помощью МКГ в качестве контрастного агента 9. Восемь неделю-летняя женщина ню CD-1 мышей был использован для в естественных экспериментов. Экспериментальная процедура была в согласии с институциональными и баварских государственных правил и положений. Сосудистая мозгизображается путем позиционирования мыши в лежачем положении и 2% изофлуран в чистом кислороде использовался для анестезии. Ветеринар мазь используется для защиты глаз от мыши. 10 нмоль ICG, разведенного в 50 мл физиологического раствора вводили 5 сек после начала сбора данных ОА. Длина волны лазера настраивалась на 730, 760, 800, 850 и 900 нм на основе каждого-импульса со скоростью 50 раз в секунду. Для каждого набора длин волн, распределение МКГ был несмешанных, если предположить, что оптическое поглощение только в связи с этим агентом, а также окисленные и свободного от кислорода форм гемоглобина. Изображения MIP вдоль направления глубины, соответствующей несмешанного распределения ICG течение 5 различные моменты показаны на фиг.5А (время после инъекции также показан). Спектр поглощения МКГ в плазме отображается на рисунке 5В. Это особенно эксперимент показывает, что предложенный подход способен simultane менно оказания действительно пятимерное (т.е., спектрально обогащается временным разрешением трехмерную) томографическое данные, которые впоследствии используются для восстановления и спектрально unmix распределение различных внутренних хромофоров и экзогенных факторов в режиме реального времени.
Рисунок 1: Схема ручного трехмерного ОА зонда (А) Распределение пьезоэлектрических элементов (синие точки) по отношению к интересующей области (черный куб) (B) Фактическая картина массива преобразователя (ТП.. ) и расслоение (FB). (С) воды ограждающих часть. (D) Фактическая картина ОА зонда как используется в режиме ручного. .jpg "цель =" _ пустой "> Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы посмотреть увеличенную версию этой фигуры.
Рисунок 2: Отслеживание периферической человеческой сосудистой Проекция максимальной интенсивности изображения оптического поглощения вдоль трех декартовых направлений четырех последовательных изображений.. При этом лазер работает при 10 импульсов в секунду с длиной волны постоянно установлен на 800 нм. Серого цвета схема представляет интенсивность оптического поглощения H в объекте в условных единицах. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы посмотреть увеличенную версию этой фигуры.
s.jpg "ширина =" 700 "/>
На рисунке 3:. Ручной изображений специфических эндогенных хромофоров (А) Проекция максимальной интенсивности изображения оптического поглощения вдоль направления глубины для трех различных длинах волн, соответствующих трех последовательных импульсов. В этом случае, лазер работал на 50 импульсов в секунду (зонд не был перенесен). (B) спектрально несмешанные изображения показывая распределение кислородом и венозная гемоглобина и меланина. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы посмотреть увеличенную версию этой фигуры.
Рисунок 4:. В режиме реального времени визуализации кровотока Проекция максимальной интенсивности изображения оптического поглощения по глубине ибоковых направлениях, соответствующие четырем разные моменты времени. Циркуляция в средний палец был заблокирован до эксперимента и выпущен во время эксперимента (при 0 сек). Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы посмотреть увеличенную версию этой фигуры.
Рисунок 5: реального времени изображений распределения оптической контрастного вещества у мышей (А) Распределение ICG контрастного вещества (Проекция максимальной интенсивности вдоль направления глубины) в течение четырех различные моменты после инъекции агента (при 0 сек).. (B) Вымирание спектр МКГ в плазме. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы посмотреть увеличенную версию тего фигура.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
Уникальные преимущества, предлагаемые ОА методов визуализации в небольшом исследовании животных создали сильную мотивацию для перевода технологии в клиническую практику, с рядом диагностики и приложений мониторинга лечения предусмотренных например., В груди и рака кожи, воспаления или заболевания периферической сосудистой сети. Тем не менее, в отличие от мышей или мелких животных, которые могут быть окружены достаточного количества источников освещения и детекторных элементов, чтобы создать эффективную томографическое геометрию захвата изображений, крупные размеры тела человека и ограниченного оптического реализации проникновение препятствовать всего тела Аналогично ОА томографии МРТ или КТ. Представленный ручной ОА зонд изображения идеально подходит для работы с изображениями человека как он разделяет многие из преимуществ УЗИ, например, портативного использования, высокое разрешение, неионизирующих возбуждения и мощности в режиме реального времени. Тем не менее, оптимальная конструкция оборудования и выздоровеетПроцедуры nstruction для ОА томографии значительно отличаются от тех, которые обычно используются в ультразвуковых сканеров. Это связано с принципиальными различиями между оптимальных эксплуатационных характеристик двух методов, таких как частота повторения импульсов, амплитуды обнаруженных ультразвуковых реакций, в которых подчеркивается механизмов возбуждения сигнала и в результате подходов реконструкции изображения. В частности, Оптоакустика по своей сути трехмерным методом визуализации, как полные наборы данных объемный томографические из отображаемого объекта в принципе, может быть сгенерирован с помощью одного лазерного импульса опрашивающего, как также было показано в этой работе. Кроме того, адаптация зонда одновременно обеспечивать ультразвуковых изображений могут быть реализованы и остается одной будущей шаг в нашей программе исследований.
По сравнению с другими хорошо известными клиническими методами визуализации, такие как магнитно-резонансной томографии (МРТ) или рентгеновской компьютерной томографии (КТ), optoacoustic томография не томография модальность всего тела, но может обеспечить значительно более богатую и более конкретные контраст на основе легкой допроса тканей. Действительно, эндогенный контраст оптического поглощения не только доставить тканей морфологии с высоким разрешением, но и оказывает функциональное и потенциально целевой молекулярной информации большое значение для принятия клинических решений. Емкость молекулярная визуализация далее активно поддерживают значительно больший наличия контрастного вещества приближается методов оптических изображений, по сравнению теми, для другой визуализации УСЛОВИЯ 20,21. Кроме того, высокая временное разрешение ОА подхода продемонстрировали здесь, то есть., Высокая частота кадров (в реальном времени) трехмерных изображений, как правило, не доступны с любыми другими методами в настоящее время в клинических или лабораторных использования. Наконец, одновременное получение данных многоволнового приносит дополнительный пятое измерение в реальном времени volumetRIC визуализации, который позволяет выполнять настоящие трехмерные спектроскопические наблюдения тканей хромофора и конкретных био-маркер Биораспределение.
Потенциальные применения трехмерной ОА ручного зонда не ограничиваются клинической визуализации, но она также может представлять собой весьма важный инструмент в биологических исследованиях с животных моделях. В самом деле, животные более крупные, чем у мышей, как правило, не пригодны для включения в образ в томографического ОА системы и ручного подхода, вероятно, более удобно. Кроме того, объемная (трехмерная) визуализация некоторых регионах в режиме реального времени с оптическим контрастом и разрешением ультразвука представляет собой уникальное преимущество в изучении доставки лекарств, изменения гемодинамики или фармакокинетики.
В заключение, мы ожидаем, что введена методика ручного ОА томографии подскажет клиническую перевод технологии и значительно продвинуться доклинических и бiological исследования на многих границ, а также.
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.
- 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.
- 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.
- 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).
