Waiting
Login processing...

Trial ends in Request Full Access Tell Your Colleague About Jove
Click here for the English version

Bioengineering

Håndholdt klinisk Photoacoustic tenkelig System for sanntid ikke-invasiv liten dyr Imaging

doi: 10.3791/56649 Published: October 16, 2017

Summary

En klinisk håndholdte photoacoustic tenkelig system vil bli demonstrert for sanntid ikke-invasiv liten dyr bildebehandling.

Abstract

Oversettelsen av photoacoustic imaging i klinikken er en stor utfordring. Håndholdt sanntid klinisk photoacoustic imaging-systemer er svært sjeldne. Her rapporterer vi et kombinert photoacoustic og klinisk ultralyd imaging system ved å integrere en ultralyd sonde med lys levering for liten dyr bildebehandling. Dette viser vi av viser sentinel lymfeknute tenkelig i små dyr med minimal invasiv sanntid nål veiledning. En klinisk ultralyd plattform med tilgang til rå kanaldata gjør at integrering av photoacoustic imaging fører til en håndholdt sanntid klinisk photoacoustic tenkelig system. Methylene blåfarge ble brukt for sentinel lymfeknute bildebehandling på 675 nm bølgelengde. I tillegg ble nål veiledning med dobbelt sperrende ultralyd og photoacoustic imaging vist ved hjelp av tenkelig system. Dybde imaging opptil 1,5 cm ble demonstrert med en 10 Hz laser på en photoacoustic imaging bildefrekvens på 5 bilder per sekund.

Introduction

or Start trial to access full content. Learn more about your institution’s access to JoVE content here

For å oppdage og iscenesettelse av kreft, ulike imaging teknikker er tilgjengelige. Noen av de brukte tenkelig modalitetene er magnetisk resonans imaging (MRI), røntgen tomografi (CT), røntgen, ultralyd (US), fantes et positron utslipp tomografi (PET), fluorescens imaging, etc.1,2, 3 , 4. men noen av de eksisterende Bildeteknikker er enten invasiv, har skadelige stråling eller er tregt, dyrt, klumpete eller uvennlig til pasienter. Dermed er det et konstant behov for å utvikle nye raske og kostnadseffektiv Bildeteknikker for diagnostikk og behandling5.

Photoacoustic imaging (PAI) er en ny bildeenhet teknikk, som kombinerer rik optisk kontrast med ultralyd høyoppløselig på dypere tenkelig dybde5,6,7,8, 9. I PAI brukes en kort laser puls for vev bestråling. Lyset blir absorbert av vev som fører til en liten temperaturøkning. På grunn av thermoelastic ekspansjon genereres trykkbølger (i form av akustiske bølger) i vevet. De genererte akustiske bølgene (også kjent som photoacoustic (PA) bølger) kjøpt med en bredbånds ultralyd svinger (UST) utenfor vev grensen. Disse ervervet PA signalene kan brukes til å rekonstruere PA bilder, avslørende strukturelle og funksjonelle informasjonen i vevet. PAI har en rekke programmer, inkludert: blod fartøy bildebehandling, sentinel lymfeknute bildebehandling, hjerne blodkar bildebehandling, svulst bildebehandling, molekylær bildebehandling, etc.10,11,12, 13,14,15 PAI har mange programmer på grunn av sine fordeler, nemlig: dypere gjennomtrenging dyp, god romlig oppløsning og høy bløtvev kontrast. Kontrasten i PAI kan endogene fra blod, melanin, etc. Når endogene kontrasten ikke er sterk nok, som eksogene kontrast agenter organisk fargestoffer, nanopartikler, kvante prikker, etc.16,17,18,19, 20 , 21 kan brukes for å forbedre kontrasten.

Selv om PAI har mange fordeler i forhold til andre Bildeteknikker, er klinisk oversettelse fortsatt en stor utfordring. Viktigste begrensningene store natur lasere brukes, de fleste av USTs brukes for datainnsamling er ikke kompatibel med klinisk amerikanske systemer og ikke-tilgjengeligheten av kommersielt tilgjengelig klinisk amerikanske imaging-systemer som gir tilgang til rå kanal data. Bare nylig kommersielle klinisk amerikanske maskiner med tilgang til rådata har blitt tilgjengelig22. I dette arbeidet, har vi som mål å demonstrere gjennomførbarheten av PAI med en håndholdt oppsett ved hjelp av en klinisk amerikanske plattform. Vi ønsker å demonstrere dette ved å vise ikke-invasiv avbilding av sentinel lymfeknuter (SLNs) i en liten dyr modell.

Invasiv bryst tumorer er en av de viktigste årsakene til kreftdødsfall blant kvinner. Diagnostisering og staging brystkreft tidlig er avgjørende for å avgjøre behandling strategier, som spiller en viktig rolle i prognosen for pasienten. For bryst brukt kreft oppsetning sentinel lymph node biopsies (SLNB) er vanligvis23,24. SLN er primære lymfeknute hvor å finne kreftceller er den høyeste på grunn av metastasering. SLNBs involverer injeksjonsbruk en farge eller et radioaktivt tracer, etterfulgt av kutte åpne området med et lite innsnitt, og deretter finne SLN visuelt ved fargestoffer eller ved hjelp av en Geiger-teller, i tilfelle en radioaktiv tracer. Etter identifikasjon fjernes noen SLN for histopathological studier24,25. Positiv SLNB indikerer at svulsten har metastasized til nærliggende lymfeknuter og kanskje til andre organer. Negative SLNB angir at sannsynligheten for metastasering er ubetydelig26. SLNB har mange komplikasjoner knyttet til den som arm nummenhet, lymphedema, etc.27 å eliminere SLNB forbindes komplikasjoner, en ikke-invasiv tenkelig teknikk er nødvendig.

For SLN kartlegging i små dyr og mennesker, har PA imaging blitt undersøkt grundig ved hjelp av ulike kontrast agenter15,28,29,30,31 , 32. imidlertid den som brukes for tiden kan ikke brukes i et klinisk scenario som påpekt tidligere. En annen bekymring tas er den kirurgiske prosedyren involvert i SLNB28. Tilpasse minimal invasiv prosedyrer for tynn nål aspirasjon biopsi var (FNAB) nødvendig å redusere gjenopprettingstiden og bivirkninger av pasientene. I dette arbeidet, en klinisk amerikanske systemet ble brukt for kombinert USA og PA imaging ble brukt. For brukervennlighet i klinisk oppsett, en skreddersydde håndholdte holderen for bolig optisk fiber og UST ble utformet. Methylene Blåfarge (MB) ble brukt for å identifisere og tilordne SLNs. i tillegg til å eliminere komplikasjoner knyttet SLNB kirurgi, ikke-invasiv sanntid nål sporing er også demonstrert.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

or Start trial to access full content. Learn more about your institution’s access to JoVE content here

alle dyreforsøk ble utført godkjente retningslinjer og forskriftene av institusjonelle Animal Care og bruk av Nanyang Technological University, Singapore (dyr Protokollnummer ARF-SBS / Nie-A0263).

1. håndholdte Real-time klinisk PA og oss Imaging System

  1. skjematisk av de håndholdte kliniske PAI systemet 33 vises i figur 1a. Det består av en optisk parametrisk oscillator (OPO) laser pumpes av en frekvens doblet nanosekund pulserende Nd:YAG pumpe laser, en bifurcated optisk fiber bunt ( figur 1b), en skreddersydd 3D trykt håndholdte sonde holderen ( figur 1 c) 33, klinisk dobbelt sperrende USA og PA system og en klinisk kompatibel lineær array UST (se tabell av materialer).
  2. Kjøre programvaren fra produsenten i klinisk amerikanske systemet ved å klikke på ikonet for programmet fra skrivebordet.
  3. Velg berøringsskjermen, den ' forskning ' knapp å betjene det amerikanske systemet i forskningsmodus. Klikk på den kombinerte USA og PA imaging skript fra listen over skript og klikk på Kjør-knappen for bildebehandling i kombinert modus.
  4. Synkronisere klinisk amerikanske systemet med laser ved hjelp av laser utløse ut eller en photodiode.
    Merk: Koble fast sync ut fra laseren til amerikanske systemet sync i. Pass på å gi positive Transistor-transistor logikk (TTL) signal som det sync signalet. Et photodiode signal kan også brukes for synkronisering formål. Det amerikanske systemet sync i er koblet til photodiode detektoren bruker en photodiode bias modul. Når laser er på, gir photodiode et signal utløse og synkronisere både laser og det amerikanske systemet. Utføre dette trinnet hver gang.
  5. å slå på laseren, Bytt strøm, og vri nøkkelen til venstre på laser-kontrolleren. Starte laser kontroller gjentagelsen er 10 Hz (F10 vises på skjermen) og Q-bryteren forsinkelsen er så lavt som 170 µs å sikre lav laser energi. Hvis du vil angi forsinkelsen, trykk select-knappen til du ser forsinkelsen verdi og øke den til 170.
    Merk: Laser tar ca 20 min å varme opp
  6. Åpne programvaregrensesnitt på en datamaskin og i goto menyen angir bølgelengden som 675 nm og trykk den ' start ' for å sette bølgelengde på 675 nm.
    Merk: Laser kan være innstilt fra 670 2500 nm, men det er ustabilt på 670 nm.
  7. Trykk lukkerknappen og slå laser på bryteren justere laserstrålen til fiber inngang.
  8. Bruker en 1 tommers (2,5 cm) diameter plano-konveks linse av brennvidde 15 mm, fokus laserstrålen i fiber-gruppen slik at lyse faller på fiber input slutten.
    Merk: Optisk fiber har 1600 lite fiber buntet sammen. Det er bifurcated i midten med to rektangulære utgang ender som har 800 optiske fibre hver. 800 fibrene er pakket inn i et område på 0,1 x 4 cm, for å samsvare med størrelsen på UST. Kjernen diameteren på hver optisk fiber er 185 µm, med en numerisk blenderåpning av 0.22.
  9. Slå av laser etter justering.
  10. Fra 4 sonde holdere med forskjellige vinkler av belysning (0, 5°, 10° og 15°) velge riktig sonde abonnenten basert på programmet (dybde Imaging, størrelsen på objektet, formen på objektet, og plasseringen av objektet).
    Merk: Sonde innehavere var designet og 3D trykt i laboratoriet. Det har tre plasser, to for de bifurcated optiske fibrene og den sentrale for UST. Dimensjonen av innehaveren av sonden var basert på dimensjonene av optisk fiber og UST. Monte Carlo-simuleringer ble gjort for å studere lys belysning kreves for imaging SLNs på høyere dybde. SNR var høyere i lavere dybder for en belysning 15 ° 33.
  11. Passer bifurcated optisk fiber i 3D trykt sonde abonnenten i en lys belysning vinkel på 15˚.
  12. Sett UST i center sporet av holderen.
    Merk: Figur 1 d viser bildet av sonden holderen med optisk fiber og UST. Den lineære array UST har 128 matriseelementer. At senterfrekvensen av UST er 8,5 MHz brøk båndbredden er 95%. Lengden på UST er 3.85 cm. Men systemet har bare 64 parallelle datainnsamling maskinvare og krever to laser pulser for å samle informasjon fra alle 128 elementer. Derfor systemet effektiv bildefrekvens er halvparten av repetisjon puls av laser, som er 5 rammens per andre 34.
  13. Justerer avstanden mellom UST og fiber slutten til 1 cm ved å løsne skruene på siden, og stram etter justering den nøyaktige avstanden.
    Merk: Parametrene er optimalisert for SLN tenkelig med simulering og phantom eksperimenter 33. UST kan sikres med de to skruene på sonde abonnenten. Dette gir fleksibilitet til å variere avstanden mellom optisk fiber og UST.
  14. Slå på laser og sørg for å få en rektangulær laserstråle spot foran UST.
  15. Bytte av laser. Øke på laseren energi (ved å øke forsinkelsen) til ønsket verdi for bildebehandling formålet.
    Merk: Se i håndboken for maksimal forsinkelse som kan angis for Nd:YAG laser. Ønsket forsinkelsesverdien for dette systemet for SLN avbildning ble satt til 210.

2. Oppløsning karakterisering

  1. tar kommersielt tilgjengelig kylling vev skive og skjær den i en 6 x 6 cm 2 skive. Bruk en kniv kuttet den i 0,5 cm tykke skiver.
  2. Plasserer et punkt objekt, som en 23 G nål med diameter 0.6 mm, over kylling brystvev.
  3. Slå på laseren.
    Forsiktig: Vernebriller bør brukes når du arbeider med laser for resten av protokollen. Et unntak ble gjort under justering prosessen, siden på laseren energi var svake.
  4. Ta PA bilder av pinnen på ulike dybder ved stabling flere kylling bryst vev skiver av tykkelse 0,5 cm en av en opp til 3 cm. Bruk amerikanske gel mellom kylling bryst vev lag å forbedre oss kopling.
  5. Lagre og lagre bjelke-formet bildene som .mat-fil.
  6. Slå av laseren.
  7. Behandle dataene med interne koden med bildebehandling programvare 17.
    Merk: For å bestemme aksial og lateral, finne spilltilbud funksjonen fra normalisert PA signaler langs de respektive retningene og passer dem til en Gauss-fordelingen funksjon 17. Få full bredde på halv maksimalt. For å få poenget spredning funksjonen, er det nødvendig å image et punkt. Det er imidlertid en annen måte å skaffe en Poenget spredning funksjon når imaging en punkt mål er vanskelig (som i vårt tilfelle, for en meget lille punktet mål signalet er ganske liten, og derfor vi bruke et litt større mål). Hvis målet er stor, i stedet for direkte å få poenget spredning funksjon, kan man få en kant spre funksjon. Så ved å ta den første deriverte av funksjonen kanten spredt, kan få funksjonen punktet spredt. Derfor er det ikke å bruke et punkt mål til å beregne oppløsning 22.

3. Dyr forberedelse for SLN Imaging

< p class = "jove_conteltet "> Merk: håndholdte klinisk tenkelig systemet beskrevet ovenfor ble demonstrert for imaging liten dyr SLN. For eksperimenter, ble 6 - til 8-uke-gamle sunn, kvinnelige rotter (NTac:Sprague Dawley, 220 ± 30 g) anskaffet. Hunnrotter brukes fordi forekomsten av brystkreft i mannlig rotter er sjeldnere. Hannrotter kan imidlertid også brukes for studiene. I tillegg i litteraturen, hunnrotter brukes mer allment for SLN avbilding.

  1. Rotten anesthetization
    1. før bildebehandling, bedøve rotte med anestesi løsningen, som inneholder en blanding av ketamin (100 mg/mL), xylazine (20 mg/mL) og injiserbare saltvann i en andel av 2:1:1. Legge til 0,2 mL cocktail per 100 g dyr vekt en steril kirurgisk 1 mL sprøyte med nål (27G, ½ tommers).
    2. Scruff av rotta hånd og desinfiser den høyre-nedre delen av magen med en alkoholholdige vattpinnen. Injisere anestesi løsning i dyr kroppen.
    3. Sikrer at dyret er anaesthetized ved å kontrollere for refleks på tå knipe.
  2. For SLN imaging, fjerne hår fra regionen rundt forsiktig med kommersielt tilgjengelig hår fjerning krem. Bruke som kreves for å dekke området helt. Fjerne kremen med en våt bomullspinne etter 3-5 minutter av programmet. For å hindre øyne fra tørrhet og utilsiktet laser skade, bruke kunstig tåre salve.
  3. Sted blå underpad på bordet og plassere dyret sidelengs på den. Administrere innånding anestesi gjennom en forpart (0,75% av isoflurane med oksygen (1,2 L/min)) for å opprettholde dyret under narkose under eksperimenter. Klipp puls oksymeter til bakben labben av rotte overvåke hjertefrekvens og eksterne oksygenmetning gjennom eksperimenter.
    Merk: Kontroller at dyret er varmt bruke en varmeputen godkjent for dyr bruk.

4. I Vivo SLN Imaging av rotter

  1. før bildebehandling, bruke 0,5 til 1 mL av amerikanske gel på huden med en sprøyte og spre den også bruker en applikator. Plasser en 0,5 cm tykk kylling bryst vev slice størrelse 6 cm x 6 cm på området tenkelig og bruke mer amerikanske gel på kylling vev å forbedre kopling.
    Merk: LNs finnes under huden (innen 2-3 mm) i rotter. Hos mennesker, kaller vi LNs er dyp på 1 cm. dermed, kylling vev er plassert i bildeområdet i rotte å etterligne den menneskelige tenkelig scenariet. Alternativt, vev mimicking fantomer kan brukes i stedet for kylling vev.
  2. Bryter på laseren. Plassholder håndholdte sonde på toppen av kylling vev og skanning it (Flytt abonnenten høyre mot venstre) i kombinert USA og PA modus.
    Merk: Laserstrålen er ca 3 cm 2 og fluence er beregnet til ca 8 mJ/cm 2, som er mindre enn grensen på American National Standards Institute (ANSI)-sikkerhet (20 mJ/cm 2) 35 . Tenkelig dybden er satt til 2 cm i klinisk amerikanske systemet. Vernebriller bør brukes på alle tider når Laseren slås på.
  3. Angir imaging dybden 2 cm for PA imaging.
  4. Få en kontroll bilde av regionen rundt, over forsiden beinet i thorax området, ved å flytte håndholdte sonden sidelengs før injeksjon av kontrast agent.
    Merk: Alle data lagres i bjelke-formet data type for videre behandling.
  5. Injisere 0,2 mL kontrast agent, (dvs. MB (10 mg/mL)) i forepaw av dyret og massasje det for 2 minutter å lette kontrast agent bevegelsen til lymfeknutene gjennom lymfesystemet fartøyer.
  6. Skanning etter 5 min med håndholdte sonde langs kylling vevet å finne SLN ved hjelp av PA.
    Merk: Alle rammer lagres i bjelke-formet datatypen.
  7. Klikk på den ' fryse ' knappen fra kontrollene i det amerikanske systemet og klikker den ' eksportere valgte delbilder ' knappen fra den berøringsskjerm monitoren eksportere de innspilte dataene.
    Merk: Data kan lagres i ulike formater nemlig strålen dannet, skanning konvertert, kanal og IQ
  8. Legge 2 flere lag av 0,5 cm tykk kylling vev skiver på toppen av dyret enkeltvis og Finn SLN å demonstrere gjennomførbarheten av dybde imaging opptil 1,5 cm.
  9. Etter bildebehandling, fjerne alle kylling vev skiver
  10. Slå av laseren.

5. PA spektroskopi av SLN

  1. plasserer en 0,5 cm tykk kylling bryst vev slice på rotta.
  2. Angi Bølgelengden av laseren som 670 nm programmvre.
  3. Bryter på laseren. Skanne med sonden langs kylling brystvev på området for å finne SLN ved hjelp av PA.
  4. Hold sonden stabil etter identifisere SLN.
  5. På laser tuning programvaren, angir bølgelengden som 800 nm i laser-programmet angi hastigheten som 10 nm/s, og klikk den ' start ' knappen.
    Merk: Dette varierer bølgelengden fra 670 nm 800 nm med en hastighet på 10 nm/s. Bølgelengdeområde skal varieres avhenger av absorpsjon spekteret av kontrast agent brukt. MB har en skarp topp rundt 670 nm.
  6. Observere endring i PA signal med bølgelengde endring.
  7. Slå av laseren.
  8. Fjerne kylling vev slice.

6. Sanntid nål sporing bruker PAI

  1. sted en 0,5 cm tykk kylling bryst vev slice på dyret. Angi bølgelengden til 675 nm.
  2. Bryter på laseren. Flytt sonde å finne og identifisere SLN på skjermen ved hjelp av PA.
  3. Sanntid nål sporing
    1. injisere en 23 G nål, dimensjoner 0,6 x 32 mm 2, parallelt med UST gjennom kylling vev i dyret nå SLN, samtidig guiding det i sanntid på klinisk amerikanske systemmonitoren.
  4. Etter eksperimenter, deaktivere laser. Fjerne kylling vevet og puls oksymeter fra dyret og flytte dyret til arbeidsbenk. Rengjør ultralyd gel på rotte med bomull kluter.
  5. Plasser dyret på sin sengetøy og overvåke den til det gjenvinner bevisstheten.
  6. Tilbake dyret til buret sitt etter sin er normalt.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Representative Results

or Start trial to access full content. Learn more about your institution’s access to JoVE content here

Figure 1
Figur 1: systembeskrivelse. (a) skjematisk fremstilling av PAI system med dobbelt sperrende klinisk amerikanske systemet. OPO - optisk parametrisk oscillator, av - optisk fiber bunt, FH - fiber holderen, USM - kliniske amerikanske maskinen. Fiber abonnenten integrerer UST og to produksjon optisk fiber bunt. Anestesi maskinen isoflurane og oksygen til å holde dyr under narkose under forsøkene. (b) bilde av bifurcated. Jeg / P angir inndata slutten av fiber og O/P angir to utgang endene av fiber. (c) bilde av fiber holderen med tre spor, to for optisk fiber og en for UST. (d) bilde av UST og av endene fast i fiber holderen. (e) aksial oppløsning preget på ulike dyp beregnet fra full bredde på halv maksimalt. Klikk her for å se en større versjon av dette tallet.

Betegner aksial og lateral oppløsningen av tenkelig system, brukte en nål med 0.6 mm diameter. PA signalet aksial og lateral retning var plottet og montert en gauss-fordeling. Full bredde ved halv maksimal ble beregnet på ulike dybder på 1 cm, 1,5 cm, 2 cm, 2,5 cm og 3 cm. Handlingen for aksial oppløsning er vist i figur 1e. Aksial oppløsning beregnet til 207 ± 45 µm. Lateral oppløsningen er begrenset av elementet tonehøyden til UST. Teoretisk sett, lateral oppløsningen er 300 µm, som er element i UST. Lateral er beregnet fra ervervet PA bildet av nålen 351 µm.

MB er mat og Drug Administration (FDA) godkjente fargestoff for SLN bildebehandling og er mye brukt klinisk for SLNB. Derfor har MB vært brukt i noninvasive imaging av SLN med PAI mye. En optimal bølgelengden til 675 nm ble fastsatt basert på optiske spektrum og begrensninger av laser tunability36. Figur 2a viser fotografiet av regionen barbert av rotte for SLN bildebehandling. Den røde stiplede linjen viser omtrentlig tenkelig flyet for kombinert USA og PA imaging. Alle kombinert PA og amerikanske bildene vises er skjermbilder fra klinisk amerikanske system monitor. Figur 2b viser kombinert USA og PA bildet før injeksjon MB. Det kan bemerkes at det er ikke noe PA signal i bildet. Fra USA, kan bilder av lymfeknutene identifiseres, men bare med en trenet øye som kontrast er svært dårlig. I tillegg med vanlig amerikansk bilder, kan SLN være differensiert fra andre lymfeknutene. Figur 2 viser kombinert USA og PA bildet etter MB injeksjon. Fra dette bildet kan SLN lett identifiseres på grunn av sterk PA signalet fra MB SLN.

Figure 2
Figur 2: SLN ID. (a) fotografi av barbert tenkelig regionen rotta for SLN imaging, den røde prikkede linjen viser omtrentlig flyet av B-scan USA samt PAI; (b) kombinert USA og PA bildet før MB injeksjon, (c) kombinert USA og PA bildet etter MB injeksjon. Baren skalaen på X- og Y-aksen representerer samme lengde. Klikk her for å se en større versjon av dette tallet.

Sanntid PA spektroskopi kan gjøres med klinisk PA tenkelig system av varierende Bølgelengden av laser mens bildebehandling. MB har en skarp absorpsjon topp rundt 670 nm. Så, av varierende bølgelengden fra 670 nm 800 nm, PA signalet fra SLN forsvinner sakte. Figur 3a -c viser SLN 670 nm, 700 nm og 800 nm, henholdsvis.

Figure 3
Figur 3: Real-time PA spektroskopi. (a) SLN på 670 nm, (b) SLN på 700 nm, (c) SLN på 800 nm. Baren skalaen på X og Y-aksen representerer samme lengde. Klikk her for å se en større versjon av dette tallet.

SLNs er vanligvis plassert mellom 1-2 cm dybde fra hudens overflate hos mennesker. I små dyr finnes SLN like under huden. Derfor for å etterligne en menneskelig SLN tenkelig scenario, ble kylling brystvev plassert på hudoverflaten av rotte. I tillegg for å demonstrere dybde imaging tykkelsen av kylling brystvev økes i trinn på 0,5 cm opp til har 1,5 cm. opptil 1,5 cm dyp bildebehandling blitt observert med gjeldende oppsett. Tenkelig dybden kan forbedres ytterligere med høyere laser energi.

Figure 4
Figur 4: sanntid nål veiledning. (a) USA bildet viser nål veiledning preget av gule pilen, (b) skjermbilde av kombinert oss og PA bildet viser nål veiledning for SLN fylt med MB. Baren skalaen på X og Y-aksen representerer samme lengde. Klikk her for å se en større versjon av dette tallet.

Ikke-invasive identifikasjon, sammen med FNAB av SLN, reduserer komplikasjoner forbundet med SLNB kirurgi. Ultrasonography er den vanligste fremgangsmåten nål veiledning til nå37. Men kontrasten av USA er svært dårlig å visualisere nål veiledning i vev. Ikke-invasive, sanntid nål veiledning for biopsy av SLN med PAI er vist her. Figur 4a viser bildet av nålen veiledning av amerikanske tenkelig bare til SLN. Det er tydelig at kontrasten levert av amerikanske er ikke bra og trenger en trenet øye å spore og guide nålen riktig. Figur 4b viser kombinert USA og PA bildet av nålen veiledning i vivo. Med PA imaging, kontrasten fra nålen er svært høy og kan lett overvåkes og i vivo. Filmen S1 viser video av PA imaging etter i vivo nål sporing. Når nålen når SLN, tegnes en liten del av SLN vev for videre histologiske undersøkelse.

Film S1:please Klikk her for å laste ned denne filen.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Discussion

or Start trial to access full content. Learn more about your institution’s access to JoVE content here

Foreløpig er kostnaden for screening, diagnose og behandling av kreft svært høy. Det er ulike imaging modaliteter som brukes for cancer screening og diagnose. Mange av disse Bildeteknikker har imidlertid begrensninger inkludert store maskin størrelse, invasiv diagnose, uvennlighet pasienter, for dyrt, kravet av ioniserende stråling, eller bruk av radioaktivt kontrast agenter. Derfor er en effektiv, bekostning effektiv, sanntid bildebehandling og guiding system mye nødvendig. Kombinert USA og PA imaging er en teknikk som kan brukes for effektiv, ikke-invasiv screening, diagnose og iscenesettelse av kreft. Klinisk PA imaging kan gjøres mer gjennomførbart med FDA godkjente kontrast agenter som MB. PA imaging er en ikke-invasiv prosedyre, eliminerer det komplikasjoner relatert til SLNB kirurgi.

Finnes det noen utfordringer som trenger oppmerksomhet før kliniske PAI blir vellykket. Først har størrelsen på laseren som brukes for PAI å bli gjort mer kompakt. De er store, tunge, og ofte krever en optisk tabell å huset seg. De er også sensitive til svært små endringer i justering, derfor ikke bærbare for klinisk bruk. Liten diode laser gi svært lavt strømforbruk sammenlignet med store OPO lasere og er ofte ikke tunable. Bærbar OPO lasere har nylig gjort tilgjengelig. Dette kan sterkt løse problemet med portabilitet. For det andre, integrering av lys levering med amerikanske sonde med høy lys kopling effektivitet er en utfordrende oppgave. Liten diode laser er integrert i UST selv. Men kraften er mye lavere og krever skreddersydde endringer i USTs som gjør det enda dyrere38. Effektiv eksterne koblingen av lys og UST må gjøres. For det tredje, tilgjengeligheten av en kommersiell klinisk amerikanske tenkelig system for PAI med tilgang til rå kanaldata og kompatible USTs for datainnsamling. Nylig har slike systemer blitt tilgjengelig kommersielt.

Andre mindre utfordringene er å øke effektiv tenkelig bildefrekvens. Dette er for tiden begrenset av repetisjon puls av laser. De fleste OPO lasere har en puls repetisjon av opp til 200 Hz. puls diode lasere har en mye høyere puls repetisjon noen kHz. Bruk av disse lasere vil hjelpe i å forbedre bildebehandling rammen rate betydelig34. Tilgjengeligheten av svært få FDA godkjente kontrast agenter (som MB) er også en annen begrensning for klinisk PAI. Mye forskning blir utført i å finne og tester ulike kontrast agenter for PAI. Andre mindre aspekter må også tas i betraktning når du utfører håndholdte PA imaging. Vi bruker en håndholdt sonde på dyret, vil det være noen feil på grunn av bevegelse av hendene under behandling av abonnenten. Største forsiktighet bør tas å minimere denne feilen. Også mens viser sanntids nål sporing, er posisjonering nålen nøyaktig i-fly til midten av UST svært viktig å få maksimal PA signalet fra nålen og spore den vellykket. Overvinne alle disse utfordringene, PAI kan være en levedyktig klinisk bildebehandling verktøy for omfattende programmer (celle organeller til organer) inkludert avbilding av blodkar, hjerne blodkar, svulster, SLN, urinblæren og sirkulerende kreftceller.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Disclosures

Forfatterne har ingen relevante økonomiske interesser i manuskriptet, og ingen andre potensielle konflikter av interesse å avsløre.

Acknowledgments

Forfatterne ønsker å erkjenne økonomisk støtte fra Tier 1 forskningsstipend finansiert av utdanningsdepartementet i Singapore (RG48/16: M4011617) og Tier 2 forskningsstipend finansiert av utdanningsdepartementet i Singapore (ARC2/15: M4020238). Forfatterne ønsker å erkjenne Dr. Rhonnie Østerrike Dienzo for hans hjelp med dyr håndtering.

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

DOWNLOAD MATERIALS LIST

References

  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).
Håndholdt klinisk Photoacoustic tenkelig System for sanntid ikke-invasiv liten dyr Imaging
Play Video
PDF DOI DOWNLOAD MATERIALS LIST

Cite this Article

Sivasubramanian, K., Periyasamy, V., Pramanik, M. Hand-held Clinical Photoacoustic Imaging System for Real-time Non-invasive Small Animal Imaging. J. Vis. Exp. (128), e56649, doi:10.3791/56649 (2017).More

Sivasubramanian, K., Periyasamy, V., Pramanik, M. Hand-held Clinical Photoacoustic Imaging System for Real-time Non-invasive Small Animal Imaging. J. Vis. Exp. (128), e56649, doi:10.3791/56649 (2017).

Less
Copy Citation Download Citation Reprints and Permissions
View Video

Get cutting-edge science videos from JoVE sent straight to your inbox every month.

Waiting X
Simple Hit Counter