Waiting
Login processing...

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

Bioengineering

Håndholdte kliniske Photoacoustic Imaging System for Real-time Non-invasiv små dyr Imaging

doi: 10.3791/56649 Published: October 16, 2017

Summary

En klinisk håndholdte photoacoustic imaging system vil blive demonstreret for real-time non-invasiv små dyr billeddannelse.

Abstract

Oversættelse af photoacoustic imaging i klinikken er en stor udfordring. Håndholdt real-time kliniske photoacoustic imaging systems er meget sjældne. Vi rapporterer her, en kombineret photoacoustic og kliniske ultrasound imaging system ved at integrere en ultralydssonde med lys levering for små dyrs imaging. Vi demonstrere det ved viser sentinel lymfeknude imaging i små dyr sammen med minimalt invasiv real-time nål vejledning. En klinisk ultralyd platform med adgang til rå kanaldata giver mulighed for integration af photoacoustic imaging fører til en håndholdt real-time kliniske photoacoustic imaging system. Methylenblåt blev brugt til sentinel lymfeknude imaging på 675 nm bølgelængde. Derudover blev nål vejledning med dobbelt modal ultralyd og photoacoustic imaging vist ved hjælp af billedbehandling system. Dybde imaging på op til 1,5 cm blev demonstreret med et 10 Hz laser på en photoacoustic imaging framerate af 5 billeder i sekundet.

Introduction

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

Til påvisning og iscenesættelse af kræft er forskellige billeddiagnostiske teknikker til rådighed. Nogle af de udbredte billeddiagnostiske modaliteter er magnetisk resonans imaging (MR), X-Ray computertomografi (CT), X-Ray, ultralyd (os), positron emissions tomografi (PET), fluorescens imaging, etc.1,2, 3 , 4. men nogle af de eksisterende Billeddannende teknikker er enten invasive, har skadelig stråling, eller er langsom, dyrt, voluminøse eller uvenlig til patienter. Således er der et konstant behov for at udvikle nye, hurtige og omkostningseffektive Billeddannende teknikker til diagnostik og terapi5.

Photoacoustic imaging (PAI) er en spirende billedbehandling teknik, der kombinerer rig optisk kontrast med høj ultralyd opløsning på en dybere imaging dybde5,6,7,8, 9. I PAI, er en kort laser puls anvendes til væv bestråling. Lyset bliver absorberet af det væv, hvilket fører til en lille temperaturstigning. Som følge af termoelastisk ekspansion genereres trykbølger (i form af akustiske bølger) i vævet. De genererede akustiske bølger (også kendt som photoacoustic (PA) bølger) er erhvervet med en wideband ultralyd transducer (UST) uden det væv. Disse erhvervede PA signaler kan bruges til at rekonstruere PA billeder, afsløre den strukturelle og funktionelle oplysninger inde i vævet. PAI har en bred vifte af applikationer, herunder: blodkar imaging, sentinel lymfeknude imaging, hjernen Vaskulaturen imaging, tumor imaging, molekylær billeddannelse, etc.10,11,12, 13,14,15 PAI har talrige anvendelsesmuligheder på grund af dens fordele, nemlig: dybere indtrængningsdybde, gode rumlige opløsning og høj bløddele kontrast. Kontrasten i PAI kan være endogene fra blod, melanin, osv. Når endogene kontrasten ikke er stærk nok, som eksogene kontrastmidler organiske farvestoffer, nanopartikler, quantum dots, etc.16,17,18,19, 20 , 21 kan bruges til at forbedre kontrasten.

Selvom PAI har mange fordele i forhold til andre billeddiagnostiske teknikker, er kliniske oversættelse stadig en meget stor udfordring. De vigtigste begrænsninger er voluminøse arten af lasere anvendes, de fleste af USTs anvendt til dataopsamling er ikke kompatibel med kliniske amerikanske systemer, og den manglende tilgængelighed af kommercielt tilgængelige kliniske US Billeddannende systemer som giver adgang til rå kanal data. Først for nylig blevet kommercielle kliniske US maskiner med adgang til rå data tilgængelige22. I dette arbejde, vi sigter mod at påvise gennemførligheden af PAI med en håndholdt set-up ved hjælp af en klinisk amerikanske platform. Vi har til formål at demonstrere dette ved at vise ikke-invasive billeddannelse af sentinel lymfeknuder (SLNs) i et lille dyr model.

Invasiv brystkræft er en af de førende årsager til kræftdødsfald blandt kvinder. Diagnosticering og iscenesættelse brystkræft tidligt er afgørende for beslutningen behandling strategier, som spiller en vigtig rolle i prognosen for patienten. For breast anvendes cancer midlertidige sentinel lymfeknude biopsier (SLNB) er normalt23,24. SLN er den primære lymfeknude, hvor muligheden for at finde kræftceller er det højeste på grund af metastaser. SLNBs indebærer injektion af et farvestof eller et radioaktivt sporstof, efterfulgt at skære åbne område med et lille snit, og derefter finde SLN visuelt i tilfælde af farvestoffer eller ved hjælp af en geigertæller, i tilfælde af et radioaktivt sporstof. Efter identifikation fjernet et par SLN for histopatologiske undersøgelser24,25. Positiv SLNB angiver, at tumoren har spredt sig til nærliggende lymfeknuder og måske til andre organer. Negative SLNB viser, at sandsynligheden for metastaser er ubetydelig26. SLNB har mange komplikationer forbundet med det som arm følelsesløshed, lymphedema, etc.27 til at eliminere SLNB forbundet komplikationer, en non-invasiv billeddiagnostik teknik er nødvendig.

For SLN kortlægning i små dyr og mennesker, er PA imaging blevet undersøgt grundigt ved hjælp af forskellige kontrast agenter15,28,29,30,31 , 32. dog de systemer, der anvendes i øjeblikket ikke kan bruges i et klinisk scenario som tidligere påpegede. En anden bekymring behandles er den kirurgiske procedure involveret i SLNB28. Tilpasning af minimalt invasive procedurer for fin nål aspiration biopsi (FNAB) var nødvendig for at reducere restitutionstid og bivirkninger af patienterne. I dette arbejde, en klinisk amerikanske system var blevet benyttet til kombineret USA og PA imaging blev brugt. For brugervenlighed i klinisk setup, en brugerdefineret gjort håndholdte holder til boliger optisk fiber og UST blev designet. Methylenblåt (MB) blev brugt til at identificere og tilknytning SLNs. Derudover for at fjerne komplikationer forbundet med SLNB kirurgi, non-invasiv real-time nål tracking fremgår også.

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 dyreforsøg blev udført efter godkendte retningslinjer og forordninger af institutionelle Animal Care og brug Udvalget af Nanyang Technological University, Singapore (dyr protokolnummer ARF-SBS / Nie-A0263).

1. håndholdte Real-time kliniske PA og os Imaging System

  1. skematisk af den håndholdte kliniske PAI system 33 er vist i figur 1a. Det består af en optisk parametrisk oscillator (OPO) laser pumpes af en hyppigheden fordoblet nanosekund pulserende ND: YAG pumpe laser, en todelt optisk fiber bundt ( figur 1b), en skræddersyet 3D trykte håndholdte sonde indehaveren ( figur 1 c) 33, kliniske dobbelt modal USA og PA system og en klinisk kompatibel lineær array UST (se tabel of Materials).
  2. Køre softwaren, der leveres af producenten i den kliniske amerikanske system ved at klikke på ikonet for software fra skrivebordet.
  3. Fra touch screen, vælger den ' forskning ' knap til at drive det amerikanske system i forskning mode. Klik på den kombinerede USA og PA imaging script fra listen over scripts og klik på knappen Kør for billeddannelse i den kombinerede tilstand.
  4. Synkroniseres den kliniske amerikanske system med laser bruger laser udløser ud eller ved hjælp af en fotodiode.
    Bemærk: Slut faste sync ud fra laser til amerikanske system synkronisering i. Sørg for at give positiv Transistor-transistor logic (TTL) signal som synk-signal. En fotodiode signalet kan også bruges til sync formål. Den amerikanske system sync i er tilsluttet fotodiode detektoren ved hjælp af en fotodiode bias modul. Når laseren er ON, giver fotodiode et signal til at udløse og synkronisere både laser og det amerikanske system. Udføre dette trin hvergang.
  5. At aktivere laser, skifte på vekselstrøm, og drej nøglen til venstre på laser-controller. Start laser efter at sikre en gentagelse sats er 10 Hz (F10 vil blive vist på displayet) og Q-switch forsinkelse er så lav som 170 µs at sikre lav laser energi. For at indstille en forsinkelse, skal du trykke på select-tasten, indtil du se forsinkelse værdi og forhøje den til 170.
    Bemærk: Laser tager ca 20 min til at varme op.
  6. Åbne softwaregrænsefladen på en computer og i gåtil menu Indtast bølgelængde som 675 nm og tryk på den ' start ' knap til bølgelængden på 675 nm.
    Bemærk: Laser kan indstilles fra 670 til 2500 nm, men det er ustabilt på 670 nm.
  7. Tryk på udløserknappen og tænder laseren ved hjælp af parameteren til at justere laserstråle til fiber input.
  8. Ved hjælp af en 1 tomme (2,5 cm) diameter plano konveks linse focal længde 15 mm, fokus laserstråle til fiber bundt, sådan at alle lys falder på fiber input slutningen.
    Bemærk: Optisk fiber har 1.600 små fibre bundtet sammen. Det er tvedelt i midten med to rektangulære output ender, der har 800 optiske fibre hver. De 800 fibre er pakket ind i et areal på 0,1 x 4 cm, så den passer med dimensioner af UST. Hver optisk fiber kerne diameter er 185 μm, med en numerisk blænde på 0,22.
  9. Slukke laseren efter justering.
  10. Fra 4 sonde indehavere med forskellige vinkler på belysning (0°, 5°, 10° og 15°) vælge den passende sonde indehaveren primærbeholdere (dybde af imaging, størrelsen på objektet, formen af objektet, og placeringen af objektet).
    Bemærk: Sonden indehavere var designet og 3D trykt i laboratoriet. Det har tre pladser, to for todelt optiske fibre og den centrale ene til UST. Dimensionen af indehaveren af sonden var baseret på dimensionerne af optisk fiber og UST. Monte Carlo simuleringer blev gjort for at studere den lys belysning kræves for imaging SLNs i større dybde. SNR er højere på lavere dybder til en belysning af 15 ° 33.
  11. Passer den todelt optisk fiber ind i 3D trykte sonde holderen i en lys belysning vinkel på 15˚.
  12. Indsætter center slot af indehaveren UST.
    Bemærk: Figur 1 d viser fotografiet af indehaveren af sonde med optisk fiber og UST. Den lineære array UST har 128 arrayelementer. Center hyppigheden af UST er 8,5 MHz og fraktioneret båndbredden er 95%. Længden af UST er 3,85 cm. Men systemet har kun 64 parallelle dataopsamling hardware og kræver to laser bælgsæd til at indsamle data fra alle 128 elementerne. Derfor, effektive frame rate af systemet er halv puls gentagelseshyppighed for laser, som er 5 frames per second 34.
  13. Justere afstanden mellem UST og fiber udgangen til 1 cm ved at løsne skruerne på siden og spænd det efter justering den nøjagtige afstand.
    Bemærk: Parametrene er optimeret til SLN imaging med simulering og phantom eksperimenter 33. UST kan sikres med de to skruer på indehaveren af sonden. Dette giver fleksibilitet til at variere afstanden mellem optisk fiber og UST.
  14. Switch ON laser og sørg for at opnå et rektangulært laserstråle spot foran UST.
  15. Switch OFF laser. Øge Laseren energi (ved at øge forsinkelsen) til den ønskede værdi for billedbehandling formålet.
    Bemærk: Se i brugervejledningen til den for den maksimale forsinkelse, der kan indstilles for ND: YAG laser. Den ønskede forskydningsværdi for dette system til SLN imaging blev fastsat til 210.

2. Opløsning karakterisering

  1. tage kommercielt tilgængelige kylling væv plade og skær den i en 6 x 6 cm 2 slab. Brug en kniv skæres i 0,5 cm tykke skiver.
  2. Placer et punkt objekt, ligesom en 23 G nål med en diameter 0,6 mm, på toppen af kyllingebryst væv.
  3. Switch ON laseren.
    Forsigtig: Beskyttelsesbriller bør bæres, når man arbejder med laser for resten af protokollen. En undtagelse blev gjort under justeringsprocessen, da Laseren energi var svag.
  4. Tage PA billeder af nålen på forskellige dybder ved at stable flere kylling bryst væv skiver af tykkelse 0,5 cm én efter én op til 3 cm. Anvend U.S. gel mellem kylling bryst væv lag til at forbedre os kobling.
  5. Opspare og opmagasinere de stråle-dannet billeder som .mat fil.
  6. Slukke laseren.
  7. Behandler dataene med den interne kode ved hjælp af billedbehandling software 17.
    Bemærk: For at bestemme den aksiale og laterale beslutning, finde funktionen punkt-spredning fra de normaliserede PA signaler langs de respektive retninger og passer dem til en Gaussisk distribution funktion 17. Få den fulde bredde halv maximalt. For at få funktionen punkt spredt, er det nødvendigt at billede et punkt. Men der er en anden måde at opnå et punkt spredt funktion når imaging en mål er svært (som i vores tilfælde, for et meget lille punkt mål signalet er ganske lille og derfor bruger vi en lidt større mål). Hvis målet er stor, i stedet for direkte at få punktet spredes funktion, man kan opnå en kant sprede funktion. Så ved at tage den første afledede af funktionen kant spredt, kan man få funktionen punkt spredt. Derfor, det er ikke absolut nødvendigt at bruge et mål til at beregne opløsning 22.

3. Animalske forberedelse til SLN Imaging

< p class = "jove_contelt "> Bemærk: den håndholdte kliniske billedbehandlingssystem beskrevet ovenfor blev demonstreret for imaging lille dyr SLN. For eksperimenter, blev 6 til 8 uger gamle sund, kvindelige rotter (NTac:Sprague Dawley, 220 ± 30 g) indkøbt. Hunrotter bruges, fordi forekomsten af brystkræft i mandlige rotter er mindre hyppige. Mandlige rotter kan dog også bruges til undersøgelserne. Derudover i litteraturen, hunrotter der bruges mere udbredte til SLN imaging.

  1. Rat anesthetization
    1. før imaging, bedøver rotte med anæstesi-løsning, der indeholder en cocktail af ketamin (100 mg/mL), xylazin (20 mg/mL) og injicerbar saltvand på en del af 2:1:1. Tilføje 0,2 mL af cocktailen, pr. 100 g af dyrenes vægt til en steril kirurgiske 1 mL sprøjte med nål (27G, ½ tomme).
    2. Harmoniske halsen af rotte i hånden og desinficere højre-nedre kvadrant af maven med en spritserviet. Tilføre den dyrs krop anæstesi løsning.
    3. Sikrer, at dyret er bedøvet ved at kontrollere for refleks på tå knivspids.
  2. For SLN imaging, fjerne hår fra det pågældende område forsigtigt med kommercielt tilgængelige hårfjerning fløde. Brug så meget som kræves til at dække området helt. Fjerne cremen med en våd vatpind efter 3-5 min ansøgning. For at forhindre øjne fra udtørring og utilsigtet laser skade, anvende kunstige tåre salve.
  3. Sted blå underpad på bordet og placere dyret sidelæns på det. Administrere inhalation anæstesi gennem en næsen kegle (0,75% af isofluran sammen med ilt (1,2 L/min)) for at holde dyret under bedøvelse under eksperimenter. Klip pulsoximeter til bagben pote af rotte at overvåge puls og perifere iltmætning i hele eksperimenter.
    Bemærk: Sørg for, at dyret er varm, bruge en varmepude, godkendt til brug af dyr.

4. In Vivo SLN Imaging af rotter

  1. før imaging, anvende 0,5 til 1 mL af amerikanske gel på huden ved hjælp af en sprøjte og sprede det godt med en applikator. Placere en 0,5 cm tykke kyllingebryst væv skive størrelse 6 cm x 6 cm på det billeddiagnostiske område og anvende flere amerikanske gel på kylling væv til at forbedre kobling.
    Bemærk: LNs er placeret under huden (indenfor 2-3 mm) i rotter. I mennesker, LNs i en dybde af 1 cm. derfor, kylling væv er placeret i det billeddiagnostiske område af rotte at efterligne den menneskelige imaging scenario. Alternativt, væv efterligne phantoms kan bruges i stedet for kylling væv.
  2. Switch på laser. Placer håndholdte sonde indehaveren på det kylling væv og scan it (move indehaveren ret til venstre) i den kombinerede USA og PA tilstand.
    Bemærk: Området af laserstrålen er ca 3 cm 2 og fluens er beregnet til at være ca 8 mJ/cm 2, som er mindre end den amerikanske nationale standarder Institute (ANSI) sikkerhed limitere (20 mJ/cm 2) 35 . Den imaging dybde er indstillet til 2 cm i den kliniske amerikanske system. Beskyttelsesbriller bør blive båret på alle tidspunkter når laseren tændes.
  3. Angivet imaging dybden til 2 cm for PA imaging.
  4. Opnå en kontrol billede af region af interesse, ovenfor forben i thorax-området, ved at flytte den håndholdte sonde fra side til side før injektion af kontrast agent.
    Bemærk: Alle data er gemt i beam-dannet data type til videreforarbejdning.
  5. Indsprøjtes 0,2 mL af kontrast agenten, (dvs., MB (10 mg/mL)) i forpoteknogler af dyret og massér det godt for 2 min til at lette kontrast agent at lymfeknuder gennem lymfekar.
  6. Scan efter 5 min med den håndholdte sonde langs kylling væv til at lokalisere SLN ved hjælp af PA signalet.
    Bemærk: Alle rammer gemmes i den stråle-dannet datatype.
  7. Klik på den ' fryse ' knap fra kontrol med det amerikanske system og klik den ' eksportere markerede rammer ' knap fra touch skærm til at eksportere de registrerede data.
    NOTE: Data kan blive lagret i anderledes formaters nemlig stråle dannet, scanning konverteres, kanal og IQ
  8. Tilføje 2 flere lag af 0,5 cm tykke kylling væv skiver på toppen af dyret én efter én og finde SLN at demonstrere muligheden for dybde imaging op til 1,5 cm.
  9. Efter imaging, fjerne alle kylling væv skiver
  10. Slukke laseren.

5. PA spektroskopi af SLN

  1. placere en 0,5 cm tykke kyllingebryst væv skive på rotten.
  2. Bølgelængden af laser som 670 nm ved hjælp af softwaren.
  3. Switch på laser. Scanne med sonden langs kylling brystvævet på området for at finde SLN ved hjælp af PA signalet.
  4. Hold sonden stabil efter at identificere SLN.
  5. På laseren tuning software, der leveres, Indtast bølgelængde som 800 nm i laser-softwaren indstiller hastigheden som 10 nm/s, og klik på den ' start ' knappen.
    Bemærk: Dette vil variere bølgelængde fra 670 nm til 800 nm med en hastighed på 10 nm/s. Bølgelængdeområde skal varieres afhænger absorptionsspektrum af kontraststof, der anvendes. MB har skarpe toppe omkring 670 nm.
  6. Observere ændringer i PA signal med bølgelængde ændring.
  7. Slukke laseren.
  8. Fjerne kylling væv slice.

6. Real-time nål sporing ved hjælp af PAI

  1. sted en 0,5 cm tykke kyllingebryst væv skive på dyret. Bølgelængden 675 nm.
  2. Switch på laser. Flytte sonden til at lokalisere og identificere SLN på skærmen ved hjælp af PA signalet.
  3. Real-time nål sporing
    1. indsprøjtes en 23 G kanyle, af dimensioner 0,6 x 32 mm 2, parallelt med UST gennem kylling væv i dyret at nå SLN, mens vejlede det i realtid på den kliniske US Systemovervågning.
  4. Efter eksperimenter, slukke laser. Fjerne kylling væv og puls oximeter fra dyret og flytte dyret til arbejdsbord. Ren ultralyd gel på rotte med bomuld klude.
  5. Placere dyret på sit sengetøj og overvåge det indtil det kommer til bevidsthed.
  6. Vende tilbage dyret til sit bur efter dens adfærd er normal.

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: Beskrivelse af. (a) skematisk gengivelse af PAI system med dobbelt modal kliniske amerikanske system. OPO - optisk parametrisk oscillator, af - optisk fiber bundt, FH - fiber indehaveren, USM - kliniske US maskine. Indehaveren af fiber integrerer UST og to output optisk fiber bundt. Anæstesi maskine levere isofluran og ilt bruges til at holde dyret under bedøvelse under forsøgene. (b) fotografi af todelt optisk fiber. Jeg / P angiver input slutningen af fiber og O/P angiver de to output enderne af fiber. (c) fotografi af fiber indehaveren med tre pladser, to for optisk fiber og en til UST. (d) fotografi af UST og i enderne fast i indehaveren af fiber. (e) aksial opløsning karakteriseret ved forskellige dybder beregnet ud fra den fulde bredde halv maximalt. Venligst klik her for at se en større version af dette tal.

For at karakterisere den imaging Systems aksiale og laterale opløsning, blev en nål på 0,6 mm i diameter brugt. PA signalet langs den aksiale og laterale retning var afbildet og udstyret til en Gaussisk distribution funktion. Fuld bredde på halv maksimalt var beregnet på forskellige dybder på 1 cm, 1,5 cm, 2 cm, 2,5 cm og 3 cm. Plot til aksial beslutning er vist i figur 1e. Den aksiale opløsning blev beregnet til 207 ± 45 µm. Den laterale opløsning er begrænset af element banen af UST. Teoretisk set, den laterale beslutning er 300 µm, hvilket er element størrelsen af UST. Den laterale beslutning beregnes ud fra den erhvervede PA billede af nålen var 351 µm.

MB er en fødevare og Drug Administration (FDA) godkendt farvestof til SLN imaging og er almindeligt anvendt klinisk til SLNB. Derfor er MB blevet brugt for noninvasiv imaging af SLN med PAI flittigt. En optimal boelgelaengden 675 nm blev fastsat baseret på optiske spektrum og begrænsninger af laser tunability36. Figur 2a viser fotografi af regionen barberet af rotte til SLN billeddannelse. Den røde stiplede linje viser det omtrentlige tænkelig plan for kombinerede USA og PA imaging. Alle de kombinerede PA og amerikanske billeder vist er screenshots taget fra den kliniske US Systemovervågning. Figur 2b viser den kombinerede USA og PA et billede før injektion af MB. Det kan bemærkes, at der ikke er noget PA signal i billedet. Fra USA, kan billeder af lymfeknuder identificeres, men kun ved et trænet øje da kontrasten er meget dårlig. Derudover med almindelig amerikanske billeder, kan ikke SLN skelnes fra andre lymfeknuder. Figur 2 viser kombinerede USA og PA billedet efter MB injektion. Fra dette billede, SLN meget let kan identificeres på grund af det stærke PA signalet fra MB i SLN.

Figure 2
Figur 2: SLN identifikation. (a) fotografi af rotte til SLN imaging glatbarberet imaging regionen, den røde stiplede linje viser det omtrentlige plan B-scan USA samt PAI; (b) kombineret USA og PA billede før MB injektion, (c) kombineret USA og PA billede efter MB injektion. Skalalinjen på X- og Y-aksen repræsenterer den samme længde. Venligst klik her for at se en større version af dette tal.

Real-time PA spektroskopi kan gøres med den kliniske PA imaging system af varierende bølgelængde laser mens billeddannelse. MB har en skarp absorption peak omkring 670 nm. Ja, af varierende bølgelængde fra 670 nm til 800 nm, PA signalet fra SLN vil forsvinde langsomt. Figur 3a -c viser SLN på 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. Skalalinjen på X og Y-aksen repræsenterer den samme længde. Venligst klik her for at se en større version af dette tal.

SLNs er som regel placeret mellem 1-2 cm dybde fra hudoverfladen hos mennesker. I små dyr, kan SLN findes lige under huden. Derfor, for at efterligne en menneskelig SLN imaging scenario, kyllingebryst væv blev placeret øverst på hudens overflade af rotten. Derudover for at demonstrere dybde imaging, tykkelsen af kyllingebryst væv øges i trin på 0,5 cm op til er 1,5 cm. op til 1,5 cm dyb imaging blevet observeret med den nuværende opsætning. Den imaging dybde kan forbedres yderligere med højere laser energi.

Figure 4
Figur 4: Real-time nål vejledning. (a) kr. billede viser nål vejledning præget af den gule pil, (b) skærmbillede af kombineret os og PA billede viser nål vejledning til SLN fyldt med MB. Skalalinjen på X og Y-aksen repræsenterer den samme længde. Venligst klik her for at se en større version af dette tal.

Non-invasiv identifikation, sammen med FNAB af SLN, vil reducere komplikationer forbundet med SLNB kirurgi. Ultralyd er den mest anvendte teknik nål vejledning indtil nu37. Men kontrast i USA er meget dårlig til at visualisere nål vejledning i væv. Non-invasiv, real-time nål vejledning for biopsi af SLN med PAI er vist her. Figur 4a viser billedet af nålen vejledning af amerikanske imaging kun til SLN. Det er klart, at kontrasten leveret af amerikanske er ikke godt og har brug for et trænet øje at spore og guide nålen korrekt. Figur 4b viser den kombinerede USA og PA billede af nålen vejledning i vivo. Med PA imaging, kontrasten fremstillet af nålen er meget højt og kan nemt overvåge og spores i vivo. Filmen S1 viser video af PA imaging for in vivo nål sporing. Når nålen når SLN, kan en lille del af SLN væv tages for yderligere histologisk undersøgelse.

Film S1:Please Klik her for at downloade denne fil.

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

I øjeblikket er omkostningerne ved screening, diagnosticering og behandling af kræft meget høj. Der er forskellige imaging modaliteter, som bliver brugt til brystkræftscreening og diagnose. Dog, en masse af disse Billeddannende teknikker har begrænsninger herunder pladskrævende maskine størrelse, invasiv diagnose, uvenskab til patienter, for dyrt, krav af ioniserende stråling, eller brug af radioaktive kontrastmidler. Derfor, en effektiv, omkostningseffektiv, real-time imaging og vejlede system er meget nødvendig. Kombinerede USA og PA imaging er en teknik, der kan bruges til effektiv, ikke-invasiv screening, diagnosticering og iscenesættelse af kræft. Kliniske PA imaging kan gøres mere realistisk med FDA godkendt kontrastmidler såsom MB. Som PA imaging er en non-invasiv procedure, eliminerer det komplikationer relateret til SLNB kirurgi.

Der er nogle udfordringer, der kræver opmærksomhed, før kliniske PAI bliver vellykket. For det første har størrelsen af laseren bruges til PAI gøres mere kompakt. De er store, tunge, og ofte kræver en optisk tabel til at huse dem. De er også følsomme over for meget små ændringer i justering, derfor ikke bærbare til klinisk brug. Lille diode lasere udbyttet meget lavt strømforbrug i forhold til pladskrævende OPO lasere og er ofte ikke afstemmelige. For nylig, bærbare OPO lasere har stillet til rådighed. Dette kan meget løse problemet med portabilitet. For det andet er er integrationen af lys levering med amerikanske sonden med høj lys kobling effektivitet en udfordrende opgave. Lille diode lasere er blevet integreret i UST selv. Men magt er meget lavere og kræver custom lavet ændringer i de USTs, som gør det endda dyrere38. Effektiv ekstern kobling af lys og UST skal gøres. For det tredje, tilgængeligheden af en kommerciel kliniske US billedbehandlingssystem Pai med adgang til rå kanaldata og kompatibel USTs for dataopsamling. For nylig, sådanne systemer er blevet tilgængelige kommercielt.

Andre mindre udfordringer er at øge den effektive imaging frame rate. Dette er i øjeblikket begrænset af gentagelse puls af laser. De fleste OPO lasere har en gentagelse puls af op til 200 Hz. impuls diode lasere har en meget højere puls for gentagelse af et par kHz. Brugen af disse lasere vil hjælper med at forbedre imaging rammen Vurder betydeligt34. Tilgængeligheden af meget få FDA godkendt kontrastmidler (ligesom MB) er også en anden begrænsning for kliniske PAI. En masse forskning udføres i at finde og teste forskellige kontrastmidler Pai. Andre mindre aspekter skal også tages i betragtning under udførelse af håndholdte PA imaging. Da vi bruger en håndholdt sonden på dyret, vil der være nogle fejl på grund af bevægelse af hænder mens håndtering af indehaveren. Største omhu bør tages til at minimere denne fejl. Også, mens der viser real-time nål tracking, positionering nålen nøjagtigt i-fly til midten af UST er meget afgørende for at opnå maksimal PA signalet fra nålen og spore den med succes. Ved at overvinde alle disse udfordringer, PAI kan være en levedygtig kliniske tænkelig værktøj til udbredt programmer (celle organeller til organer) herunder billeddannelse af blodårerne, hjernen Vaskulaturen, tumorer, SLN, urinblæren og cirkulerende tumorceller.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Disclosures

Forfatterne har ingen relevante finansielle interesser i manuskriptet og ingen andre potentielle interessekonflikter at oplyse.

Acknowledgments

Forfatterne vil gerne anerkende den finansielle støtte fra Tier 1 forskning tilskud finansieret af Undervisningsministeriet i Singapore (RG48/16: M4011617) og Tier 2 forskning tilskud finansieret af Undervisningsministeriet i Singapore (ARC2/15: M4020238). Forfatterne vil gerne anerkende Dr. Rhonnie Østrig Dienzo for hans hjælp 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).
Håndholdte kliniske Photoacoustic Imaging System for Real-time Non-invasiv små 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