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Bioengineering

Hand-Held fotoacústico clínico sistema de imagem para imagens de animais em tempo real não-invasiva pequenas

doi: 10.3791/56649 Published: October 16, 2017

Summary

Um clínico fotoacústico portátil sistema de imagem será demonstrado para em tempo real imagens de animal pequena não-invasiva.

Abstract

Tradução de imagem fotoacústico para a clínica é um grande desafio. Sistemas de imagem portátil fotoacústico clínicos em tempo real são muito raros. Aqui, nós relatamos um combinado fotoacústico e ultra-som clínico sistema de imagem através da integração de uma sonda de ultra-som com luz entrega para geração de imagens de animal de pequena. Vamos demonstrar isso por mostrando imagens de linfonodo sentinela em pequenos animais juntamente com orientação minimamente invasiva agulha em tempo real. Uma plataforma de ultra-som clínico com acesso aos dados brutos de canal permite a integração de fotoacústico, levando a um portátil fotoacústico clínico em tempo real, sistema de imagem de imagem. Azul de metileno foi usado para a imagem latente de linfonodo sentinela no comprimento de onda de 675 nm. Além disso, orientação de agulha com dual modal ultrasom e imagem latente fotoacústico foi mostrada usando o sistema da imagem latente. Imagens de profundidade de até 1,5 cm foi demonstrada com um laser de 10 Hz em um fotoacústico taxa de quadros de 5 quadros por segundo de imagem.

Introduction

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Para a detecção e estadiamento do câncer, diferentes técnicas de imagem estão disponíveis. Algumas das modalidades de imagem amplamente utilizadas são imagens de ressonância magnética (MRI), raio x tomografia computadorizada (CT), raio-x, ultra-som (US), tomografia por emissão de pósitrons (PET), fluorescência de imagem, etc.1,2, 3 , 4. mas, algumas das técnicas de imagem existentes ou são invasivos, radiações nocivas, ou lento, caro, volumosos ou hostil aos pacientes. Assim, há uma necessidade constante de desenvolver novas técnicas de imagem rápidas e econômicas para diagnóstico e terapia5.

Fotoacústico da imagem latente (PAI) é uma técnica de imagem emergente, que combina rico contraste óptico com ultra-som de alta resolução em um fundo de imagem profundidade5,6,7,8, 9. Pascoal, um pulso de laser curto é usado para a irradiação do tecido. A luz é absorvida pelo tecido que leva a um aumento de temperatura pequena. Devido à expansão termoelástica, ondas de pressão (sob a forma de ondas acústicas) são geradas dentro do tecido. As ondas acústicas geradas (também conhecido como ondas fotoacústico (PA)) são adquiridas com um transdutor de ultrassom wideband (UST) fora do limite do tecido. Estes sinais PA adquiridas podem ser usados para reconstruir imagens PA, revelando as informações estruturais e funcionais dentro do tecido. Pascoal tem uma ampla gama de aplicações, incluindo: vaso sanguíneo de imagem, imagem de linfonodo sentinela, visualização da vasculatura cerebral, imagem latente do tumor, imagem molecular, etc.10,11,12, 13,14,15 Pascoal tem numerosas aplicações por causa de suas vantagens, nomeadamente: profundidade de penetração mais profunda, boa resolução espacial e contraste elevado de tecidos moles. O contraste em Pascoal pode ser endógeno de sangue, melanina, etc. Quando o contraste endógeno não é forte o suficiente, agentes de contraste exógeno como corantes orgânicos, nanopartículas, pontos quânticos, etc.16,17,18,19, 20 , 21 pode ser usado para melhorar o contraste.

Embora Pascoal tem inúmeros benefícios em relação a outras técnicas de imagem, tradução clínica ainda é um desafio muito grande. As principais limitações são a natureza volumosa dos lasers sendo usado, a maioria das USTs usados para aquisição de dados não é compatíveI com sistemas clínicos dos EUA e a não disponibilidade de sistemas comercialmente disponíveis E.U. clínicas de imagem que dão acesso ao canal cru dados. Apenas recentemente, máquinas de E.U. clínicas comerciais com acesso aos dados brutos tornaram-se disponíveis22. Neste trabalho, pretendemos demonstrar a viabilidade do PAI com um set-up portátil usando uma plataforma de E.U. a clínica. Pretendemos demonstrar isso, mostrando a imagem não-invasivos de sentinela linfonodos (pecados) em um modelo animal pequeno.

Tumores de mama invasivo são uma das principais causas de morte de câncer entre as mulheres. Diagnóstico e estadiamento do cancro da mama no início são vital para decidir estratégias de tratamento, que desempenham um papel importante no prognóstico do paciente. Para mama câncer preparo biópsias de linfonodo sentinela (BLS) são geralmente utilizados23,24. SLN é o linfonodo primário onde a possibilidade de encontrar células cancerosas é o mais elevado devido a metástase. SLNBs envolve a injeção de um corante ou um traçador radioativo, seguido por abrir a área com uma pequena incisão e em seguida, localizando a SLN visualmente em caso de corantes ou com a ajuda de um contador de Geiger, no caso de um traçador radioativo. Após a identificação, alguns SLN são removidos para estudos histopatológicos24,25. BLS positivo indica que o tumor se espalhou para os linfonodos vizinhos e, talvez, para outros órgãos. BLS negativo indica que a probabilidade de metástase é negligenciável26. BLS tem inúmeras complicações associadas como dormência do braço, linfedema, etc.27 para eliminar as complicações BLS associados, é necessária uma técnica de imagem não-invasivos.

Para o mapeamento de SLN em pequenos animais e seres humanos, PA de imagem tem sido explorado extensivamente com a ajuda de contraste diferentes agentes15,28,29,30,31 , 32. no entanto, os sistemas utilizados atualmente não podem ser usados em um cenário clínico, como apontado anteriormente. Outra preocupação de ser abordada é o procedimento cirúrgico envolvido em BLS28. Adaptação de procedimentos minimamente invasivos para biópsia de aspiração de agulha fina (FNAB) era necessária para reduzir o tempo de recuperação e os efeitos colaterais dos pacientes. Neste trabalho, utilizou-se um sistema clínico de E.U. para imagem combinada de EUA e PA foi usada. Para facilidade de uso na configuração do clínico, um feito à mão titular para fibra óptica de habitação e UST foi projetado. Azul de metileno (MB) foi usado para identificação e mapeamento de pecados... Além disso, para eliminar as complicações associadas a cirurgia BLS, não-invasivo agulha em tempo real de controle também é demonstrada.

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Protocol

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todas as experiências em animais foram realizadas de acordo com as orientações aprovadas e regulamentos pelo Comitê institucional de cuidado Animal e uso de Nanyang Technological University, Singapore (número de protocolo de Animal ARF-SBS / Nie-A0263).

1. handheld real-time clínica PA e nos Imaging System

  1. o esquemático do portátil clínica Pasquali sistema 33 é mostrado na Figura 1a. Consiste de um oscilador paramétrico óptico (OPO) laser bombeado por uma frequência nanossegundos duplicou pulsada bomba Nd: YAG, um feixe de fibras de ótica bifurcado ( Figura 1b), um 3D feito por impresso (titular de sonda portátil Figura 1 c) 33, clínica modal EUA e PA sistema dual e uma matriz linear clinicamente compatível UST (ver tabela de materiais).
  2. Executar o software fornecido pelo fabricante no sistema dos EUA clínico clicando no ícone do software a partir do desktop.
  3. De tela sensível ao toque, selecione o ' pesquisa ' botão para operar o sistema dos E.U. no modo de pesquisa. Clique sobre o combinado dos EUA e PA imagem script a partir da lista de scripts e clique no botão Executar para imagens no modo combinado.
  4. Sincronizar o sistema dos E.U. clínico com o laser usando o gatilho do laser para fora ou usando um fotodíodo.
    Nota: Conecte o sync fixo fora do laser para a sincronização do sistema dos EUA em. Certifique-se de fornecer positivo Transistor-transistor logic (TTL) sinal como o sinal de sincronização. Um sinal do fotodiodo também pode ser usado para fins de sincronização. A sincronização do sistema dos Estados Unidos no está conectada para o detetor de fotodiodo usando um módulo de viés de fotodiodo. Sempre que o laser está ligado, o fotodiodo dá um sinal para acionar e sincronizar tanto o laser e o sistema dos EUA. Execute esta etapa de cada vez.
  5. Para ligar o laser, ligue a alimentação CA e gire a chave para a esquerda no controlador do laser. Iniciar o laser depois de garantir a repetição a taxa é de 10 Hz (F10 será exibido no visor) e o atraso de Q-switch é tão baixo quanto 170 µs assegurar do laser de baixa energia. Para definir o atraso, pressione a tecla select até ver o atraso valor e aumentá-lo até 170.
    Nota: O laser leva cerca de 20 min para cima quente
  6. Abrir a interface do software em um computador e em goto menu entrar o comprimento de onda como 675 nm e pressione o ' iniciar ' botão para definir o comprimento de onda de 675 nm.
    Nota: O laser pode ser ajustado de 670 para 2.500 nm, no entanto, é instável em 670 nm.
  7. Pressione o botão do obturador e ligue o laser utilizando o interruptor para alinhar o feixe de laser para a fibra entrada.
  8. Usando uma lente plano-convexa de diâmetro de 1 polegada (2,5 cm) de distância focal 15 mm, foco de raio laser para o feixe de fibras de tal forma que toda a luz cai na extremidade da fibra de entrada.
    Nota: A fibra óptica tem 1.600 pequenas fibras agrupadas. Isso é bifurcado no meio com duas extremidades de saída retangular que tem 800 fibras ópticas. As 800 fibras são embaladas em uma área de 0,1 x 4 cm, para combinar com as dimensões da UST. O diâmetro do núcleo de cada fibra óptica é 185 µm, com uma abertura numérica de 0.22.
  9. Desligue o laser após o alinhamento.
  10. Porta-sonda de the 4 com diferentes ângulos de iluminação (0°, 5°, 10° e 15°) escolhe o titular de sonda apropriado baseado no aplicativo (profundidade da imagem, tamanho do objeto, a forma do objeto e a localização do objeto).
    Nota: Os titulares de sonda foram projetados e 3D impresso no laboratório. Ele tem três slots, dois para as fibras ópticas bifurcadas e o central para o UST. A dimensão do porta-sonda baseou-se nas dimensões de fibra óptica e o UST. Simulações de Monte Carlo foram feitas para estudar a iluminação necessária para a imagem latente pecados em maior profundidade. SNR foi maior em profundidades inferiores para uma iluminação de 15 ° 33.
  11. Coloque a fibra ótica bifurcada no suporte do 3D sonda impresso em um ângulo de iluminação de 15 ˚.
  12. Inserir o UST na ranhura do suporte centro.
    Nota: Figura 1 d mostra a fotografia do titular da sonda com a fibra óptica e UST. A linear UST de matriz tem 128 elementos de matriz. A frequência central do UST é 8,5 MHz e a largura de banda fracionária é 95%. O comprimento da UST é cm 3,85. No entanto, o sistema tem apenas 64 dados paralela-aquisição hardware e requer que dois pulsos para coletar dados de todos os 128 elementos de laser. Portanto, a taxa de quadros eficaz do sistema é a metade da taxa de repetição de pulso do laser, que é de 5 quadros por segundo 34.
  13. Ajustar a distância entre o UST e a fibra a 1cm, desapertando os parafusos do lado e aperte-o depois de ajustar a distância exata.
    Nota: Os parâmetros são otimizados para SLN de imagem com simulação e experimentos fantasma 33. A UST pode ser fixada com os dois parafusos no suporte da sonda. Isto dá a flexibilidade para variar a distância entre a fibra óptica e o UST.
  14. Ligue o laser e certifique-se de obter um feixe de laser retangular ponto na frente do UST.
  15. Interruptor fora do laser. Aumentar a energia do laser (aumentando o atraso) para o valor desejado para o efeito de imagem.
    Nota: Consulte o manual do atraso máximo que pode ser definida para o laser de Nd: YAG. O valor de atraso desejado para este sistema para a imagem latente SLN foi definido como 210.

2. Caracterização de resolução

  1. levar a laje de tecido galinha comercialmente disponíveis e corte-o em uma laje de 2 6 x 6 cm. Usando uma faca de corte em fatias grossas de 0,5 cm.
  2. Coloque um objeto de ponto, como uma agulha 23G de diâmetro 0.6 mm, em cima do tecido do peito de frango.
  3. Ligue o laser de
  4. .
    Cuidado: Óculos de segurança devem ser usados quando se trabalha com o laser para o restante do protocolo. Uma exceção foi feita durante o processo de alinhamento, desde que a energia do laser foi fraca.
  5. Imagens PA tirar da agulha em diferentes profundidades por empilhamento múltiplo frango peito fatias de tecido de espessura de 0,5 cm um por um até a 3 cm. aplicar U.S. gel entre as camadas de tecido de peito de frango para melhorar nos acoplamento.
  6. Salvar e armazenar as imagens de feixe-formado como arquivo mat.
  7. Desligue o laser.
  8. Processar os dados com o código interno usando software 17 de processamento de imagem.
    Nota: Para determinar a resolução axial e lateral, encontrar a função de ponto-propagação dos sinais PA normalizadas ao longo as respectivas direcções e encaixá-los a uma função de distribuição gaussiana 17. Obter a largura total no máximo metade. Para obter a função de ponto de espalhar, é necessário um ponto de imagem. No entanto, há outra maneira de obter uma função de ponto de propagação quando um ponto de destino de imagem é difícil (como no nosso caso, para um alvo muito pequeno ponto o sinal é bastante pequeno e, portanto, usamos um alvo ligeiramente maior). Se o destino for grande, em vez de diretamente recebendo o ponto espalhar função, um pode obter uma função de borda se espalhou. Então, tirando a primeira derivada da função de borda se espalhar, pode obter a função de ponto de espalhar. Portanto, não é absolutamente necessário usar um ponto de destino para calcular a resolução 22.

3. Preparação de animais para SLN Imaging

< classe p = "jove_contenda "> Nota: O sistema da imagem latente clínico portátil descrito acima foi demonstrado para pequenos animais SLN de imagem. Para experiências, 6 a 8 semanas de idade ratos saudáveis, do sexo femininos (NTac:Sprague Dawley, 220 ± 30 g) foram adquiridos. Ratos fêmeas são usados porque a ocorrência de câncer de mama em ratos machos é menos frequente. No entanto, ratos machos também podem ser usados para os estudos. Além disso, na literatura, são utilizados ratos fêmeas mais amplamente para o tratamento de imagens de SLN.

  1. Anesthetization rato
    1. antes de imagem, anestesiar o rato com a solução de anestesia, que contém um coquetel de cetamina (100mg/mL), xilazina (20 mg/mL) e soro fisiológico injetável em uma proporção de 2:1:1. Adicionar 0,2 mL do coquetel por 100 gramas de peso do animal para uma seringa estéril cirúrgico 1 mL com agulha (27G, polegada do ½).
    2. Nuca do pescoço do rato pela mão e desinfectar o quadrante inferior direito do abdome com um algodão embebido em álcool. Injecte a solução de anestesia no corpo do animal.
    3. Certifique-se de que o animal é anestesiado, verificando o reflexo na pitada de dedo do pé.
  2. Para SLN imaging, remover cabelo da região de interesse delicadamente com o creme depilatório comercialmente disponível. Use tanto quanto necessário para cobrir a área completamente. Remova o creme com um cotonete molhado após 3-5 min de aplicação. Para evitar que os olhos de secura e dano acidental do laser, aplique pomada de lágrima artificial.
  3. Lugar azul underpad em cima da mesa e posicione o animal para o lado nele. Administre anestesia por inalação através de um cone de nariz (0,75% de isoflurano juntamente com oxigênio (1,2 L/min)) para manter o animal sob anestesia durante as experiências. Clip do oxímetro de pulso para a pata traseira do rato para monitorar a frequência cardíaca e saturação periférica de oxigênio durante experimentos.
    Nota: Certifique-se de que o animal está quente usando uma almofada de aquecimento aprovada para uso animal.

4. Na Vivo SLN Imaging de ratos

  1. antes de imagem, aplicar 0,5 a 1 mL de gel dos EUA sobre a pele utilizando uma seringa e espalhá-lo bem com um aplicador. Coloque um pedaço de tecido grosso de peito de frango 0,5 cm de tamanho 6 x 6 cm sobre a área de imagem e aplicar mais gel dos EUA sobre o tecido de frango para melhorar o acoplamento.
    Nota: LNs estão localizados sob a pele (dentro de 2-3 mm) em ratos. Em humanos, LNs estão a uma profundidade de 1 cm. daí, galinha de tecido é colocada na área de imagem do rato para simular o cenário de imagens humano. Alternativamente, tecido imitando fantasmas pode ser usado no lugar de tecido galinha.
  2. Interruptor do laser. Coloque a porta-sonda portátil em cima o tecido de frango e varredura é (mover o titular da direita para a esquerda), no modo combinado de EUA e PA.
    Nota: A área do feixe de laser é de aproximadamente 3 cm 2 e fluência é calculada para ser aproximadamente 8 mJ/cm 2, que é menor que o limite de segurança de American National Standards Institute (ANSI) (20 mJ/cm 2) 35 . A profundidade de imagem é definida como 2 cm no sistema de clínica dos Estados Unidos. Óculos de segurança devem ser usados em todos os momentos quando o laser estiver ligado.
  3. Definir a profundidade da imagem latente de 2cm para PA imagem.
  4. Obter uma imagem de controle da região de interesse, sobre a perna da frente na área torácica, movendo a sonda portátil de um lado para o outro antes da injeção do agente de contraste.
    Nota: Todos os dados são salvos nos dados de feixe formado digite para processamento adicional.
  5. Injetar 0,2 mL do agente de contraste, (ou seja, MB (10 mg/mL)) no focinho do animal e massageá-lo bem por 2 min facilitar o movimento de agente de contraste para os linfonodos através dos vasos linfáticos.
  6. Sonda
  7. scan após 5 min com a mão ao longo do tecido de frango para localizar o pecado com a ajuda do sinal PA.
    Nota: Todos os quadros são salvos no tipo de dados de feixe formado.
  8. Clique no ' congelar ' botão de controles sobre o sistema dos E.U. e clique o ' exportar quadros selecionados ' botão no monitor de tela de toque para exportar os dados gravados.
    Nota: Os dados podem ser armazenados em diferentes formatos, ou seja, feixe formado, varredura convertido, canal e QI
  9. Adicionar mais 2 camadas de fatias de tecido grosso galinha 0,5 cm em cima do animal, um por um e localize o SLN para demonstrar a viabilidade da profundidade da imagem latente até 1,5 cm.
  10. Após a imagem, remova todas as fatias de tecido de frango
  11. Desligue o laser.

5. Espectroscopia de SLN de PA

  1. Coloque uma fatia de tecido de peito de frango grossa de 0,5 cm no rato.
  2. Definir o comprimento de onda do laser como 670 nm, utilizando o software.
  3. Interruptor do laser. Digitalização com a sonda ao longo do tecido do peito de frango sobre a área para localizar a SLN com a ajuda do sinal PA.
  4. Segure a sonda estável depois de identificar a SLN.
  5. Do laser tuning software fornecido, digite o comprimento de onda como 800 nm no software do laser, definir a velocidade de 10 nm/s e clique o ' iniciar ' botão.
    Nota: Isto pode variar o comprimento de onda de 670 nm para 800 nm a uma velocidade de 10 nm/s. O intervalo de comprimento de onda para ser variado depende do espectro de absorção do agente de contraste usado. MB tem um acentuado pico cerca de 670 nm.
  6. Observar a mudança no sinal de PA com mudança de comprimento de onda.
  7. Desligue o laser.
  8. Remover o pedaço de tecido de frango.

6. Em tempo real agulha rastreamento usando Pascoal

  1. lugar de 0,5 cm peito de frango grossa fatia de tecido do animal. Definir o comprimento de onda de 675 nm.
  2. Interruptor do laser. Mover a sonda para localizar e identificar SLN na tela com a ajuda do sinal PA.
  3. Agulha em tempo real de rastreamento
    1. injetar uma agulha 23G, de dimensões 0,6 x 32 mm 2, paralela a UST através do tecido de frango para o animal para chegar a SLN, enquanto guiando-o em tempo real sobre o monitor do sistema clínico dos Estados Unidos.
  4. Depois de experimentos, desligar o laser. Remova o tecido de frango e pulso oxímetro do animal e mover o animal para a bancada de trabalho. Limpar o gel de ultra-som no rato com toalhitas de algodão.
  5. Colocar o animal na sua roupa de cama e monitorá-lo até que ele recupere a consciência.
  6. Retorno do animal para sua gaiola depois que seu comportamento é normal.

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Representative Results

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Figure 1
Figura 1: Descrição do sistema. (a) representação esquemática do sistema Pasquali com sistema dual modal E.U. clínico. OPO - ótico oscilador paramétrico, de - feixe de fibras ópticas, FH - titular da fibra, USM - clínica dos EUA máquina. O titular de fibra integra o UST e dois pacote de fibra óptica de saída. A máquina de anestesia fornecendo isoflurano e oxigênio é usada para manter o animal sob anestesia durante os experimentos. (b) fotografia da fibra óptica bifurcada. Eu / P indica a entrada final da fibra e o O/P indica que as duas extremidades da fibra de saída. (c) fotografia do titular da fibra com três slots, dois para a fibra óptica e um para o UST. (d) fotografia do UST e as extremidades da fixada no suporte de fibra. (e) resolução Axial caracteriza-se em diferentes profundidades calculados a partir da largura total no máximo meia. Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.

Para caracterizar a resolução axial e lateral do sistema da imagem latente, utilizou-se uma agulha com 0,6 mm de diâmetro. O sinal do PA ao longo da direção axial e lateral foi plotado e equipado para uma função de distribuição gaussiana. A largura total no máximo metade foi calculada em várias profundidades de 1 cm, 1,5 cm, 2 cm, 2,5 cm e 3 cm. A trama para resolução axial é mostrada na Figura 1e. A resolução axial foi calculada para ser 207 ± 45 µm. A resolução lateral é limitada pelo campo de elemento da UST. Teoricamente, a resolução lateral é 300 µm, que é o tamanho do elemento da UST. A resolução lateral, calculada a partir da imagem adquirida do PA da agulha foi 351 µm.

MB é um alimento e Drug Administration (FDA) aprovou o corante para a imagem latente SLN e é amplamente utilizada clinicamente para BLS. Portanto, MB tem sido usado para não-invasiva por imagem da SLN com Pascoal extensivamente. Um comprimento de onda ideal de 675 nm foi determinado com base no espectro ótico e limitações do laser pré-definido36. Figura 2a mostra a fotografia da região raspada do rato para a imagem latente SLN. A linha tracejada vermelha mostra o avião de imagem aproximado para combinado EUA e PA de imagem. Todas as combinada PA e EUA imagens mostradas são screenshots retirados o monitor do sistema clínico dos EUA. Figura 2b mostra a imagem dos EUA e PA combinada antes da injeção de MB. Pode notar-se que não há nenhum sinal de PA na imagem. Dos EUA, imagens dos linfonodos podem ser identificadas, mas apenas por um olho treinado como o contraste é muito pobre. Além disso, com imagens simples de E.U., a SLN não pode ser diferenciada de outros linfonodos. Figura 2C mostra a imagem dos EUA e PA combinada após a injeção de MB. Nesta imagem, a SLN pode ser muito facilmente identificado devido o forte sinal de PA de MB na SLN.

Figure 2
Figura 2: identificação de SLN. (a) fotografia da região depilada da imagem latente do rato para SLN de imagem, linha vermelha pontilhada mostra o avião aproximado de B-scan de E.U., bem como PAI; (b) combinado EUA e PA imagem antes da injeção do MB, (c) combinado a imagem dos EUA e PA após a injeção de MB. A barra de escala no eixo X e Y representa o mesmo comprimento. Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.

Espectroscopia de PA em tempo real pode ser feita com o clínico PA sistema de imagem, variando o comprimento de onda do laser enquanto imagem. MB tem um pico de absorção acentuada em torno de 670 nm. Então, variando o comprimento de onda de 670 nm para 800 nm, o sinal PA a SLN irá desaparecer lentamente. Figura 3a -c mostra o SLN em 670 nm, 700 nm e 800 nm, respectivamente.

Figure 3
Figura 3: espectroscopia de real-time PA. (a) SLN em 670 nm, SLN (b) em 700 nm, SLN (c) a 800 nm. A barra de escala em X e o eixo Y representa o mesmo comprimento. Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.

Pecados são geralmente localizados entre 1 a 2 cm de profundidade da superfície da pele em humanos. Em pequenos animais, SLN pode ser encontrada logo abaixo da pele. Portanto, para simular um cenário de imagens humano de SLN, tecido de peito de frango foi colocado na parte superior da superfície da pele do rato. Além disso, para demonstrar a profundidade da imagem latente, a espessura do tecido do peito de frango é aumentada em passos de 0,5 cm até 1,5 cm. imagem profunda de 1,5 cm até tem sido observado com a configuração atual. A profundidade de imagem pode ser melhorada com maior energia de laser.

Figure 4
Figura 4: orientação de agulha em tempo real. (a) imagem dos EUA mostrando agulha marcada pela seta amarela, (b) captura de tela de orientação nos combinados e imagem PA mostrando a orientação da agulha para a SLN repleto de MB. A barra de escala em X e o eixo Y representa o mesmo comprimento. Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.

Identificação não-invasivos, juntamente com FNAB de SLN, irá reduzir complicações associadas à cirurgia de BLS. Ultrasonografia é a técnica mais comumente utilizada para orientação da agulha até agora37. Mas, o contraste dos E.U. é muito pobre para visualizar o guia de agulha no tecido. Não-invasivos, orientação em tempo real de agulha para biópsia de SLN com Pascoal é mostrada aqui. A figura 4a mostra a imagem de orientação da agulha pela imagem dos EUA apenas para o pecado. É evidente que o contraste fornecido pelos EUA não é bom e precisa de um olho treinado para controlar e guiar a agulha corretamente. Figura 4b mostra a imagem dos EUA e PA combinada da agulha de orientação na vivo. Com PA de imagem, o contraste obtido a partir da agulha é muito alto e pode ser facilmente controlado e controlados em vivo. S1 do filme mostra o vídeo de PA para agulha vivo em controle de imagem. Uma vez que a agulha atinge a SLN, uma pequena porção do tecido SLN pode ser retirada para periciar histológica.

Filme S1:Please clique aqui para baixar este arquivo.

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Discussion

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Atualmente, o custo de rastreio, diagnóstico e tratamento de câncer é muito alto. Existem diferentes modalidades que estão sendo utilizadas para o rastreio do cancro e diagnóstico de imagem. No entanto, um monte destas técnicas de imagem têm limitações, incluindo o tamanho da máquina volumosos, diagnóstico invasivo, inimizades para pacientes, muito caro, exigência de radiação ionizante, ou uso de agentes de contraste radioativo. Portanto, uma imagem eficiente, rentável, em tempo real e sistema de guiamento é muito necessário. Imagem de EUA e PA combinada é uma técnica que pode ser usada para triagem eficaz, não-invasivo, diagnóstico e estadiamento do câncer de. PA clínico de imagem pode ser viabilizado mais com agentes de contraste aprovado pela FDA como MB. Como PA de imagem é um procedimento não-invasivo, que elimina as complicações relacionadas à cirurgia de BLS.

Há alguns desafios que precisam de atenção antes de Pascoal clínico se torna bem sucedido. Em primeiro lugar, o tamanho do laser usado para o pastor tem que ser feita mais compacto. Eles são grandes, pesados e muitas vezes requerem uma tabela óptica para abrigá-los. Eles também são sensíveis a muito pequenas mudanças no alinhamento, daí não portáteis para uso clínico. Lasers de diodo pequeno rendem energia muito baixa em comparação com lasers de OPO volumosos e muitas vezes não são ajustáveis. Recentemente, lasers de OPO portáteis se tornaram disponíveis. Isto grandemente pode resolver o problema de portabilidade. Em segundo lugar, a integração da luz entrega com a sonda dos EUA com luz de alta eficiência de acoplamento é uma tarefa desafiadora. Lasers de diodo pequeno foram integrados dentro do UST em si. No entanto, o poder é muito menor e requer modificações feitas sob encomenda nas USTs que o torna até mais caro38. Eficaz acoplamento externo de luz e UST precisa ser feito. Em terceiro lugar, a disponibilidade de um comercial clínicas E.U. sistema de imageamento para Pasquali com acesso aos dados brutos de canal e USTs compatíveis para aquisição de dados. Recentemente, esses sistemas tornaram-se disponíveis comercialmente.

Outros desafios menores são para aumentar a taxa de quadros de imagem eficaz. Esta atualmente é limitada pela taxa de repetição de pulso do laser. A maioria dos lasers de OPO tem uma taxa de repetição de pulso de até 200 Hz. pulsado lasers de diodo tem uma taxa de repetição de pulso muito maior de alguns kHz. O uso destes lasers ajudará a melhorar o quadro de imagem taxa significativamente34. Também, a disponibilidade de poucos agentes de contraste aprovado pela FDA (como MB) é outra limitação para clínica Pasquali. Muita pesquisa está sendo realizada em encontrar e teste de agentes de contraste diferente para o PAI. Outros aspectos menores também precisam ser levado em consideração durante a execução de PA portátil de imagem. Como estamos usando uma sonda portátil do animal, haverá algum erro devido ao movimento das mãos durante o manuseio do titular. Deve ter maior cuidado para minimizar esse erro. Também, ao mesmo tempo mostrando a agulha em tempo real de rastreamento, posicionando a agulha exatamente no plano para o centro do UST é crucial para obter o máximo sinal de PA da agulha e segui-lo com sucesso. Por superar todos esses desafios, PAI pode ser uma ferramenta de imagem clínica viável para aplicações generalizadas (organelas celulares para órgãos) incluindo imagens de vasos sanguíneos, a vasculatura cerebral, tumores, SLN, bexiga urinária e circulação de células tumorais.

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Disclosures

Os autores têm sem interesses financeiros relevantes no manuscrito e não outros potenciais conflitos de interesse a divulgar.

Acknowledgments

Os autores gostaria de agradecer o apoio financeiro do Tier 1 bolsa de pesquisa financiado pelo Ministério da educação em Singapura (RG48/16: M4011617) e Tier 2 bolsa de pesquisa financiado pelo Ministério da educação em Singapura (ARC2/15: M4020238). Os autores gostaria de reconhecer o Dr. Rhonnie Áustria Dienzo por sua ajuda com animal manipulação.

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

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References

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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).

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