Summary
一个临床手持光声成像系统将证明 real-time 非侵入性小动物成像。
Abstract
光声成像在临床中的翻译是一项重大挑战。手持 real-time 临床光声成像系统是非常罕见的。在这里, 我们报告一个联合光声和临床超声成像系统集成了一个超声探头与轻分娩的小动物成像。我们通过在小动物身上显示前哨淋巴结成像以及微创 real-time 针引导来证明这一点。一个具有原始通道数据的临床超声平台允许将光声成像集成到手持 real-time 的临床光声成像系统中。亚甲蓝用于前哨淋巴结成像 675 nm 波长。此外, 使用成像系统显示了双模态超声和光声成像的针制导。高达1.5 厘米的深度成像演示了10赫兹激光器的光声成像帧速率为每秒5帧。
Introduction
对于癌症的检测和分期, 有不同的成像技术。一些广泛使用的成像模式是磁共振成像 (MRI), x 射线计算机断层扫描 (CT), x 射线, 超声 (美国), 正电子发射断层扫描 (PET), 荧光成像,等1,2,3,4. 但是, 现有的一些成像技术要么是侵入性的、有害的辐射, 要么是缓慢的、昂贵的、笨重的或对病人不友善的。因此, 有一个不断需要开发新的, 快速的, 和 cost-effective 成像技术的诊断和治疗5。
光声成像 (排) 是一种新兴的成像技术, 它结合了丰富的光学对比度和高超声分辨率在更深的成像深度5,6,7,8, 9。在排, 一个短的激光脉冲用于组织照射。光被组织吸收, 导致小的温度上升。由于热弹性膨胀, 压力波 (以声波的形式) 在组织内产生。产生的声波 (也称为光声 (PA) 波) 是获得了一个宽带超声换能器 (一) 外的组织边界。这些获得的 pa 信号可以用来重建 pa 图像, 揭示组织内部的结构和功能信息。排有广泛的应用, 包括: 血管成像, 前哨淋巴结成像, 脑血管成像, 肿瘤成像, 分子成像,等10,11,12, 13,14,15排有许多应用, 因为它的优点是: 更深的穿透深度, 良好的空间分辨率, 和高的软组织对比度。在排的对比可以是内生的血液, 黑色素,等。当内源对比度不够强时, 外源对比剂如有机染料、纳米粒子、量子点、等16、17、18、19、20,21可用于改善对比度。
尽管排便与其他成像技术相比有许多好处, 但临床翻译仍然是一个很大的挑战。主要的限制是使用的激光器笨重的性质, 大多数用于数据采集的 USTs 与临床美国系统不兼容, 而且没有提供可供使用的美国临床成像系统, 可以访问原始通道数据.直到最近, 具有访问原始数据的商用临床美国机器才成为可用的22。在这项工作中, 我们的目的是展示使用一个临床美国平台的手持式安装的可行性。我们的目的是通过在小动物模型中显示前哨淋巴结 (淋巴结) 的非侵入性成像来证明这一点。
侵袭性乳腺肿瘤是女性癌症死亡的主要原因之一。早期诊断和分期乳腺癌是决定治疗策略的关键, 对患者的预后起着重要作用。乳腺癌分期前哨淋巴结活检 (SLNB) 通常使用23,24。SLN 是主要的淋巴结, 可能发现癌细胞是最高的, 由于转移。SLNBs 涉及注射染料或放射性示踪剂, 其次是用小切口切开该区域, 然后在染料的情况下或在盖革计数器的帮助下以视觉方式定位 SLN, 以防放射性示踪剂。经过鉴定, 一些 SLN 被删除的病理学研究24,25。阳性 SLNB 表明, 肿瘤已转移到附近的淋巴结和其他器官可能。阴性 SLNB 表明, 转移的概率是微不足道的26。SLNB 有许多相关的并发症, 如手臂麻木, 淋巴水肿,等27为了消除 SLNB 相关的并发症, 需要一种非侵入性的成像技术。
对于小动物和人类的 SLN 映射, PA 成像在不同对比剂的帮助下得到了广泛的探索15,28,29,30,31,32. 但是, 目前所使用的系统不能用于临床情况, 正如前面所指出的那样。另一个需要解决的问题是 SLNB28中涉及的外科手术过程。为了减少患者的恢复时间和副作用, 需要对细针穿刺活检 (FNAB) 进行微创手术。在这项工作中, 一个临床美国系统被用来结合美国和 PA 成像是使用。为了便于临床安装, 设计了一种定制的用于住宅光纤和光的手持支架。亚甲蓝 (MB) 用于识别和测绘淋巴结. 此外, 为了消除与 SLNB 手术相关的并发症, 还演示了无创 real-time 针跟踪。
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Protocol
所有动物实验都是根据新加坡南洋理工大学动物保育和使用委员会批准的指导方针和规定进行的 (动物协议号-SBS/NIE-A0263).
1. 手持式实时临床 PA 和美国成像系统
- 手持式临床排系统的示意图 33 显示在 图 1a 中。它由一个光学参量振荡器 (参量) 激光器泵浦的频率加倍的纳秒脉冲钕: YAG 激光器, 分岔光纤束 ( 图 1b ), custom-made 3D 打印手持探针架 ( 图 1c ) 33 , 临床双模态和 PA 系统, 和一个临床上兼容的线性阵列 (见材料表).
- 通过单击桌面上的软件图标, 运行制造商在临床美国系统中提供的软件.
- 从触摸屏中选择 #39; 研究和 #39; 按钮在研究模式下操作美国系统。单击脚本列表中的美国和 PA 组合成像脚本, 然后单击 "运行" 按钮以进行组合模式下的图像处理.
- 使用激光触发或使用光电二极管将临床美国系统与激光同步.
注意: 将固定的同步从激光器连接到美国系统的同步中。确保提供正晶体管-晶体管逻辑 (TTL) 信号作为同步信号。光电二极管信号也可用于同步目的。美国系统同步在连接到光电二极管探测器使用光电二极管偏置模块。无论何时激光, 光电二极管都发出信号来触发和同步激光器和美国系统。每次执行此步骤. - 打开激光器, 接通交流电源, 然后将激光控制器上的键向左打开。在确保重复率为10赫兹 (F10 将显示在显示屏上) 和 Q 开关延迟是低至170和 #181; s, 以确保低激光能量。若要设置延迟, 请按选择键, 直到看到延迟值并将其增加到 170.
注: 激光大约需要20分钟来预热. - 打开计算机上的软件界面, 然后在 "转到" 菜单中输入波长 675 nm, 然后按 #39; 启动和 #39; 按钮以 675 nm 设置波长.
注: 激光可调谐从670到 2500 nm, 但是, 它是不稳定的在 670 nm. - 按下快门按钮并使用开关将激光束对准光纤输入.
- 使用1英寸 (2.5 厘米) 直径的焦距 15 mm 的平凸透镜, 将激光束聚焦到纤维束上, 这样所有的光就会落在光纤输入端上.
注: 光纤有1600小纤维捆绑在一起。它是中间分岔的两个矩形输出端, 其中有800光纤。800纤维被包装成一个面积 0.1 x 4 厘米, 以配合的尺寸。每个光纤的核心直径是185和 #181; m, 数值孔径为 0.22. - 对齐后关闭激光器
- 从4探头持照角度不同 (0 和 #176; 5 和 #176;, 10 和 #176;, 和15和 #176;) 根据应用程序选择合适的探头支架 (成像深度、对象大小、对象形状和对象的位置).
注: 探头的设计和3D 打印在实验室。它有三插槽, 两个分岔光纤和中央一个为一。探头座的尺寸基于光纤的尺寸和光的大小。对高深度成像淋巴结所需的光照进行了蒙特卡罗模拟研究。信噪比在较低深度为15和 #176 的光照较高; 33 . - 将分岔光纤放入3D 打印探头支架上, 光照角度为15和 #730;.
- 插入支架的中间槽.
注: 图 1d 显示了带有光纤的探头支架的照片。线性阵列有128阵列元素。中心频率为 8.5 MHz, 小数带宽为95%。它的长度是3.85 厘米。然而, 该系统只有64并行数据采集硬件, 需要两个激光脉冲来收集所有128元素的数据。因此, 该系统的有效帧率是激光器的脉冲重复率的一半, 它是每秒 34 5 帧. - 通过松开侧面的螺钉并在调整精确距离后将其拧紧, 以将光纤端和纤维末端之间的距离调整到1厘米.
注意: 参数优化的 SLN 成像与模拟和幻影实验 33 。可以用探针架上的两个螺钉固定。这给出了改变光纤和光的距离的灵活性. - 在激光器上切换, 确保在前面的位置获得矩形激光光斑.
- 关掉激光器。增加激光能量 (通过增加延迟) 到期望值为成像目的.
注: 请参阅手册中的最大延迟, 可以设置为钕: YAG 激光器。该系统用于 SLN 成像的预期延迟值设置为 210.
2。分辨率特性
- 将商业上可用的鸡肉组织板切割成 6 x 6 cm 2 板。用刀子把它切成0.5 厘米厚的薄片.
- 放置一个点对象, 像23克直径0.6 毫米的针, 在鸡胸肉组织的顶端.
- 打开激光.
警告: 在使用激光处理协议的其余部分时, 应佩戴安全护目镜。由于激光能量较弱, 在对准过程中发生了异常. - 在不同深度上将针的 PA 图像叠加在一起, 将厚度为0.5 厘米的多个鸡胸肉组织切片, 由 3 cm 组成. 在鸡胸肉组织层之间应用美国凝胶, 以改善美国的耦合.
- 将波束形成的图像保存并存储为. 席子文件.
- 关闭激光.
- 使用图像处理软件 in-house 代码处理数据 17 .
注意: 为了确定轴向和横向的分辨率, 从归一化 PA 信号中找出点传播函数, 并将它们与高斯分布函数 17 相匹配。获得最大宽度的一半。要获得点扩展函数, 需要对点进行图像处理。然而, 有另一种方法获得点传播功能时, 成像点目标是困难的 (在我们的情况下, 对于一个非常微小的点目标的信号是相当小的, 因此我们使用一个稍大的目标)。如果目标是大的, 而不是直接得到点扩展函数, 你可以得到一个边缘扩展函数。然后利用边缘展开函数的第一阶导数, 可以得到点扩散函数。因此, 使用点目标来计算分辨率 22 并不是绝对必要的.
3。SLN 成像的动物准备
p 类 = "jove_con帐篷 ">> 注意: 上述的手持临床成像系统被证明为成像小动物 SLN。为实验, 6-到8星期老健康, 雌性老鼠 (局: 大, 220 和 #177; 30 g) 被购买了。雌性大鼠使用的原因是雄性大鼠乳癌发生率较低。然而, 雄性大鼠也可用于研究。此外, 在文献中, 雌性大鼠更广泛地用于 SLN 成像.- 鼠麻醉
- 成像前, 麻醉的麻醉液, 其中含有氯胺酮鸡尾酒 (100 毫克/毫升), 嗪 (20 毫克/毫升), 和注射生理盐水的比例 2:1: 1。增加0.2 毫升的鸡尾酒每100克的动物重量到一个无菌手术1毫升注射器针 (27G, #189; 英寸).
- 用手把老鼠的颈部 right-lower, 用酒精拭子将腹部的象限消毒。将麻醉液注入动物体内.
- 通过检查脚趾捏的反射来确保动物麻醉.
- 对于 SLN 图像, 从感兴趣的区域中轻轻地移除头发, 并提供商业可用的脱毛膏。尽可能多地使用所需的覆盖区域。在 3-5 分钟的应用后, 用湿棉签除去奶油。为防止眼部干燥和意外激光损伤, 应用人工泪液软膏.
- 将蓝色 underpad 放在桌子上, 并将动物放在它的侧面。通过鼻锥 (0.75% 的异氟醚和氧气 (1.2 升/分)) 进行吸入麻醉, 在实验过程中维持麻醉下的动物。将脉冲血到老鼠的后爪上, 以监测整个实验中的心率和周围氧饱和度.
#160; 注意: 请确保动物是温暖的使用的热垫批准动物使用.
4。 在体内 大鼠的 SLN 成像
- 成像前, 使用注射器将0.5 到1毫升的美国凝胶涂抹在皮肤上, 并使用一个涂抹器将其传播得很好。在成像区放置一个0.5 厘米厚的鸡胸肉组织切片, 大小 6 cm x 6 厘米, 并在鸡组织上应用更多的美国凝胶, 以改善耦合.
注: #160; LNs 位于皮肤下 (2-3 毫米以内) 的大鼠。在人类中, LNs 的深度是1厘米. 因此, 鸡的组织被放置在大鼠的成像区, 模仿人类的成像场景。另外, 组织模仿幽灵可以用来代替鸡的组织. - 在激光器上切换。将手持式探头托架放在鸡肉组织的顶部, 并将其扫描 (将持有者右向左移动) 在组合的美国和 PA 模式下.
注: 激光束的面积约为3厘米 2 , 计算结果为大约8兆焦耳/cm 2 , 小于美国国家标准学会 (ANSI) 安全限制 (20 兆焦耳/cm 2 ) 35.在临床美国系统中, 成像深度设置为2厘米。当激光器打开时, 应随时佩戴安全护目镜. - 将成像深度设置为2厘米以进行 PA 成像.
- 获取感兴趣区域的控制图像, 在胸腔上方的前腿上方, 通过在造影剂注射前从侧面移动手持探头.
注意: 所有数据都以波束形成的数据类型保存, 以便进一步处理. - 在动物的前爪中注入0.2 毫升的造影剂 (即: 、MB (10 毫克/毫升)), 并对其进行良好的按摩2分钟, 以促进造影剂运动到淋巴结通过淋巴管.
- 在5分钟后, 用手持探针沿鸡组织扫描, 在 PA 信号的帮助下定位 SLN.
注意: 所有帧都以波束形成的数据类型保存. - 单击 "#39; 冻结和 #39; 从美国系统上的控件按钮, 然后单击和 #39; 从触摸屏监视器导出选定的框架和 #39; 按钮导出记录的数据.
注意: 数据可以存储在不同的格式, 即波束形成, 扫描转换, 通道和智商 - 在动物的顶端加2层0.5 厘米厚的鸡组织切片, 并找到 SLN, 以展示深度成像的可行性达1.5 厘米.
- 成像后, 取出所有的鸡组织切片
- 关闭激光.
5。SLN 的 PA 光谱
- 在大鼠上放置一个0.5 厘米厚的鸡胸肉组织切片.
- 使用该软件将激光器的波长设置为 670 nm.
- 在激光器上切换。用探针沿该区域的鸡胸肉组织扫描, 借助 PA 信号定位 SLN.
- 在识别 SLN 后保持探头稳定.
- 在提供的激光调谐软件中, 在激光软件中输入波长为 800 nm, 将速度设置为 10 nm/秒, 然后单击并 #39; 启动和 #39; 按钮.
注意: 这将改变波长从 670 nm 到 800 nm 的速度 10 nm/秒。波长范围的变化取决于所使用的造影剂的吸收光谱。MB 在 670 nm 附近有一个尖峰. - 观察 PA 信号随波长变化的变化.
- 关闭激光.
- 卸下鸡肉组织切片.
6。实时针跟踪使用排
- 在动物身上放置一个0.5 厘米厚的鸡胸肉组织切片。将波长设置为 675 nm.
- 在激光器上切换。在 PA 信号的帮助下, 移动探头在屏幕上定位和识别 SLN.
- 实时针跟踪
- 注入23克针, 尺寸为 0.6 x 32 mm 2 , 平行于通过鸡组织进入动物, 到达 SLN, 同时引导它在 Real-time 的临床美国系统监视器.
- 在实验后关闭激光。从动物身上取出鸡组织和脉冲血, 将动物移到工作台上。用棉抹布清洗大鼠的超声波凝胶.
- 将动物放在它的床上用品上, 并监视它直到它恢复知觉.
- 当动物的行为正常后, 将其返回笼子.
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Representative Results
图 1: 系统描述。(a)具有双模态临床美国系统的排系统的示意图表示。参量-光学参量振荡器, 光纤束, 跳频光纤支架, USM-临床美国机器。光纤支架集成了两个输出光纤束。在实验过程中, 使用异氟醚和氧的麻醉机来保持动物的麻醉。(b)分岔光纤的照片。i/o 表示光纤的输入端, O/p 表示光纤的两个输出端。(c)带三插槽的光纤支架的照片, 两个用于光纤, 一个用于 a。(d)在纤维支架上固定的末端和两端的照片。(e)轴向分辨率, 其特征是在不同的深度上以半最大宽度计算。请单击此处查看此图的较大版本.
为了表征成像系统的轴向和横向分辨率, 使用了直径0.6 毫米的针。沿轴向和侧向方向的 PA 信号被绘制并拟合为高斯分布函数。在1厘米、1.5 厘米、2厘米、2.5 厘米和3厘米的不同深度计算了半最大宽度。轴向分辨率的图形显示在图 1e中。轴向分辨率计算为207±45µm。侧向分辨率受元素间距的限制。从理论上来说, 横向分辨率是300µm, 这是一个元素的大小。从该针获得的 PA 图像中计算的横向分辨率为351µm。
MB 是一个食品和药物管理局 (FDA) 批准染料的 SLN 成像和广泛用于临床 SLNB。因此, MB 已被广泛用于无创成像的 SLN 与排。根据激光调谐36的光学光谱和限制, 确定了 675 nm 的最佳波长。图 2a显示了用于 SLN 成像的大鼠剃光区域的照片。红色虚线显示了用于结合美国和 PA 成像的近似成像平面。所有的 PA 和美国的图像显示的截图取自临床美国系统监测。图 2b显示了在注入 MB 之前合并的 US 和 PA 图像。可以看到, 在图像中没有 PA 信号。从美国, 淋巴结的图像可以识别, 但只有经过训练的眼睛, 因为对比度非常差。此外, 与普通美国的图像, SLN 不能区分与其他淋巴结。图 2c显示了经过 MB 注入后的美国和 PA 图像的组合。从这个图像, sln 可以很容易地识别, 由于强大的 PA 信号从 MB 的 sln。
图 2: SLN 标识。(a)为 SLN 成像的大鼠剃光成像区域的照片, 红色虚线显示 B 扫描的近似平面以及排线;(b)在 mb 注入前将 us 和 pa 图像组合在一起, (c)将 us 和 pa 图像合并为 mb。X 和 Y 轴上的刻度线表示相同的长度。请单击此处查看此图的较大版本.
实时 pa 光谱学可以做的临床 pa 成像系统, 改变波长的激光成像。MB 有一个尖锐的吸收峰值约 670 nm。因此, 通过改变波长从 670 nm 到 800 nm, PA 信号从 SLN 将慢慢消失。图 3a-c分别显示 670 nm、700 nm 和 800 nm 的 SLN。
图 3: 实时 PA 光谱学.(a) sln 在 670 nm, (b) sln 在 700 nm, (c) sln 在 800 nm。X 和 Y 轴上的刻度线表示相同的长度。请单击此处查看此图的较大版本.
淋巴结通常位于1-2 厘米深度之间从皮肤表面在人。在小动物中, 可以在皮肤下面发现 SLN。因此, 为了模拟人类的 SLN 成像场景, 鸡乳腺组织被放置在大鼠皮肤表面的顶端。此外, 为了演示深度成像, 鸡乳腺组织的厚度在0.5 厘米的台阶上增加到1.5 厘米. 目前的设置已经观察到1.5 厘米深成像。随着激光能量的增加, 成像深度可以进一步提高。
图 4: 实时针引导.(a) us 图像, 显示由黄色箭头标记的针制导, (b)屏幕截图, 显示由美国和 PA 图像组合而成的用于填充 MB 的 SLN 的针形制导。X 和 Y 轴上的刻度线表示相同的长度。请单击此处查看此图的较大版本.
非侵入性的鉴定, 连同 FNAB 的 SLN, 将减少与 SLNB 手术相关的并发症。超声是最常用的针制导技术, 直到现在37。但是, 我们的对比是很差的可视化针引导组织。这里显示了无创, real-time 针指导的 SLN 与排活检。图 4a显示了仅在 SLN 中进行成像的针制导的图像。显然, 我们提供的对比是不好的, 需要训练有素的眼睛来跟踪和引导针正确。图 4b显示了针制导在体内的组合的 US 和 PA 图像。通过 PA 成像, 从针头获得的对比度非常高, 可以很容易地监测和跟踪在体内。电影 S1 显示的视频 PA 成像的在体内针跟踪。一旦针到达 sln, 一小部分的 sln 组织可以采取进一步的组织学检查。
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Discussion
目前癌症的筛查、诊断和治疗的费用非常高。有不同的成像方式, 正在用于癌症筛查和诊断。然而, 这些成像技术有很多限制, 包括笨重的机器大小, 侵入性诊断, 友好病人, 太昂贵, 要求电离辐射, 或使用放射性造影剂。因此, 需要有一个高效、成本效益高、real-time 的成像和引导系统。结合美国和 PA 成像是一种技术, 可用于有效的, 非侵入性的筛查, 诊断和分期的癌症。临床 PA 成像可以使更可行的 FDA 批准的造影剂, 如 MB。由于 PA 成像是一个非侵入性的程序, 它消除了与 SLNB 手术有关的并发症。
在临床排成成功之前, 需要注意一些挑战。首先, 用于排种的激光器的尺寸必须更加紧凑。它们很大, 很重, 而且通常需要一个光学表来进行它们的内部。它们对对齐的微小变化也很敏感, 因此不能用于临床。与笨重的参量激光器相比, 小二极管激光器产生的功率非常低, 而且通常无法调谐。最近, 便携式参量激光器已经提供。这可以极大地解决可移植性问题。其次, 光传输与美国探针的高光耦合效率的集成是一项具有挑战性的任务。小型二极管激光器已经集成在了这片内部。但是, 电源要低得多, 需要在 USTs 中进行自定义修改, 这使得它更昂贵38。光的有效的外部耦合需要做。第三, 提供一个商业化的美国临床成像系统, 以获得原始通道数据和兼容的 USTs 进行数据采集。最近, 这种系统已在商业上提供。
其他小的挑战是增加有效的成像帧率。这是目前限制的脉冲重复率的激光。大多数参量激光器的脉冲重复率高达200赫兹. 脉冲二极管激光器有一个更高的脉冲重复率的几赫。使用这些激光器将有助于大大提高成像帧率34。此外, 很少有 FDA 批准的造影剂 (如 MB) 是临床排的另一个限制。大量的研究正在进行中寻找和测试不同的造影剂的排。在执行手持 PA 成像时, 还需要考虑其他次要方面。由于我们使用的是手持探针的动物, 将有一些错误, 由于手的动作, 而处理的持有人。应最大限度地减少此错误。同时, 在显示 real-time 针跟踪的同时, 将针在平面上精确定位到中心位置对从针上获得最大 PA 信号并成功跟踪是非常关键的。通过克服所有这些挑战, 排可以成为一种可行的临床成像工具, 广泛应用 (细胞器到器官), 包括血管成像, 脑血管, 肿瘤, SLN, 膀胱, 和循环肿瘤细胞。
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Disclosures
作者在稿件中没有相关的财务利益, 也没有其他潜在利益冲突的披露。
Acknowledgments
作者想感谢新加坡教育部资助的1级研究补助金 (RG48/16: M4011617) 和新加坡教育部资助的2级研究补助金 (ARC2/15: M4020238) 的财政支持。作者想承认 Dr. Rhonnie 奥地利 Dienzo 对动物处理的帮助。
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| Q-switched Nd:YAG laser | Continuum | Surelite | Pump laser |
| Optical parametric oscillator | Continuum | OPO laser | |
| Clinical ultrasound imaging system | Alpinion | E-CUBE 12R | Dual modal ultrasound and photoacoustic imaging system |
| Linear array ultrasound transducer | Alpinion | L3-12 | 128 element linear array transducer with centre frequency of 8.5 MHz, fractional bandwidth of 95%, |
| Bifurcated optical fiber | CeramOptec | Custom made | To couple the light from the laser to the handheld fiber holder |
| Lens | Thorlabs | LB1869 | Focus light from the laser to the optical fiber |
| Ultrasound gel | Progress/parker acquasonic gel | PA-GEL-CLEA-5000 | Acoustic coupling |
| Image Processing software | Mathworks | Matlab | Home made program using Matlab |
| Anesthetic Machine | medical plus pte ltd | Non-Rebreathing Anaesthesia machine with oxygen concentrator. | Supplies oxygen and isoflurane to animal |
| Pulse Oxymeter portable | Medtronic | PM10N with veterinary sensor | Monitors the pulse oxymetry of the animal |
| Animal distributor | In Vivos Pte Ltd, Singapore | Animal distributor that supplies small animals for research purpose. | |
| Breathing mask | Custom made | Used along with animal holder to supply anesthesia mixture to the animal | |
| chicken breast tissue | Pasar | Used to add depth to mimic human imaging scenario | |
| 23G needle | BD Precisionglide | 23G,1 and half inch | Used for realtime needle guidance |
| Holder for the fiber optic cable | Custom made | To hold the input end of the bifurcated cable | |
| Handheld probe | Custom made 3D printed | With two slots for the two output ends of the optical fiber and one slot for the ultrasound transducer | |
| Methylene blue (10 mg/mL) | Sterop | Contrast agent for PA imaging | |
| Laser tuning software | Surelite OPO PLUS | SLOPO | Software to tune the wavelength of OPO laser |
| Photodiode | Thorlabs | SP05/M | To detect the laser pulse to trigger the ultrasound system |
| Photodiode bias module | Thorlabs | PBM42 | To amplify the photodiode signal to tigger ultrasound signal |
| Depilatory cream | Reckitt Benckiser | Veet | Used to remove hair from the imaging area |
| Laser power meter | Ophir | Starlite, p/n: 7Z01565 | Used to measure the laser power |
References
- Yun, S. H., Kwok, S. J. Light in diagnosis, therapy and surgery. Nat. Biomed. Eng. 1, 0008 (2017).
- Tseng, J., et al. Clinical accuracy of preoperative breast MRI for breast cancer. J. Surg. Oncol. , (2017).
- Baran, P., et al. Optimization of propagation-based x-ray phase-contrast tomography for breast cancer imaging. Phys. Med. Biol. 62 (6), 2315 (2017).
- 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).
- Upputuri, P. K., Pramanik, M. Recent advances toward preclinical and clinical translation of photoacoustic tomography: a review. J. Biomed. Opt. 22 (4), 041006 (2017).
- Wang, L. V., Yao, J. A practical guide to photoacoustic tomography in the life sciences. Nat. Methods. 13 (8), 627-638 (2016).
- Wang, L. V., Gao, L. Photoacoustic microscopy and computed tomography: from bench to bedside. Annu Rev Biomed Eng. 16, 155-185 (2014).
- Beard, P. Biomedical photoacoustic imaging. Interface Focus. 1 (4), 602-631 (2011).
- Yao, J., Wang, L. V. Photoacoustic tomography: fundamentals, advances and prospects. Contrast Media Mol Imaging. 6 (5), 332-345 (2011).
- 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).
- 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).
- 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).
- Wang, L. V., Hu, S. Photoacoustic Tomography: In Vivo Imaging from Organelles to Organs. Science. 335 (6075), 1458-1462 (2012).
- Pan, D., et al. Molecular photoacoustic imaging of angiogenesis with integrin-targeted gold nanobeacons. FASEB J. 25 (3), 875-882 (2011).
- 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).
- 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).
- 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).
- 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).
- 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).
- 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).
- 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).
- Kim, J., et al. Programmable Real-time Clinical Photoacoustic and Ultrasound Imaging System. Sci. Rep. 6, 35137 (2016).
- 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).
- Krag, D., et al. The sentinel node in breast cancer - a multicenter validation study. N. Engl. J. Med. 339 (14), 941-946 (1998).
- Borgstein, P. J., Meijer, S., Pijpers, R. Intradermal blue dye to identify sentinel lymphnode in breast cancer. The Lancet. 349 (9066), 1668-1669 (1997).
- 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).
- 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).
- Kim, C., et al. Handheld array-based photoacoustic probe for guiding needle biopsy of sentinel lymph nodes. J. Biomed. Opt. 15 (4), 046010 (2010).
- 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).
- 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).
- Pan, D., et al. Near infrared photoacoustic detection of sentinel lymph nodes with gold nanobeacons. Biomaterials. 31 (14), 4088-4093 (2010).
- 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).
- 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).
- 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).
- Laser Institute of America. American National Standard for Safe Use of Lasers. ANSI Standard Z136.1-2007. , NY. (2007).
- Prahl, S. Tabulated molar extinction coefficient for methylene blue in water. , Available from: http://omlc.ogi.edu/spectra/mb/mb-water.html (2016).
- Chapman, G. A., Johnson, D., Bodenham, A. R. Visualisation of needle position using ultrasonography. Anaesthesia. 61 (2), 148-158 (2006).
- 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).
