Universal à main en trois dimensions optoacoustique sonde d'imagerie pour Deep Tissue angiographie humain et des études précliniques fonctionnels en temps réel

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Bioengineering

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Deán-Ben, X., Fehm, T. F., Razansky, D. Universal Hand-held Three-dimensional Optoacoustic Imaging Probe for Deep Tissue Human Angiography and Functional Preclinical Studies in Real Time. J. Vis. Exp. (93), e51864, doi:10.3791/51864 (2014).

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Abstract

Introduction

Acousto-optique (photo-acoustique) imagerie attire de plus en plus l'intérêt des communautés de recherche biologique et médicale, qui se manifeste par le nombre sans cesse croissant de publications couvrant variété de nouvelles applications qui exploitent les avantages uniques offerts par la technologie 1-5. En particulier, la capacité à image distinctive spectrale agents de photo-absorption avec une résolution spatio-temporelle à des profondeurs bien au-delà de la limite de diffusion de la lumière ouvre capacités sans précédent pour l'imagerie fonctionnelle et moléculaire 6-10.

En effet, la traduction de la technologie acousto-optique dans la pratique clinique est livré avec des perspectives prometteuses dans le diagnostic et le suivi du traitement de nombreuses maladies. Cependant, la propagation limité de photons dans la dispersion optique et de tissus absorbants et les réponses faibles généralement associés au phénomène optoacoustique limiter la profondeur de la méthode applicable. En conséquence, optoa portatifCoustic sondes ont été tentées pour des parties d'image accessibles depuis l'extérieur du corps de 11,12 alors que les systèmes endoscopiques sont utilisés pour fournir des images de l'intérieur du corps en les insérant par des orifices naturels 13. Certaines parties faible absorption de corps humain, tels que le sein féminin, sont également accessibles par les scanners tomographiques 14,15 acousto-optique. Un intérêt particulier est l'approche à main car il permet un grand polyvalence, de façon similaire à l'échographie. Ici, l'adaptation des ultrasons commune linéaires sondes de tableau pour l'imagerie acousto-optique reste difficile, principalement en raison de différences fondamentales dans les exigences d'imagerie tomographique entre l'échographie et optoacoustics. Bien que les taux de rafraîchissement élevé en échographie norme sont activés par séquentiel émission-réception systèmes utilisant des fréquences de répétition élevé d'impulsions dans la gamme kHz, l'imagerie acousto-optique en temps réel en trois dimensions est obtenue par collecte simultanée de données tomographiques volumétrique d'un seul interrogating impulsion laser. Ainsi, l'imagerie acousto-optique de haute qualité implique l'acquisition de données en trois dimensions de la plus grande angle solide possible autour de l'objet imagé.

Récemment, nous avons lancé la première sonde acousto-optique pour portable en trois dimensions (volumétrique) l'imagerie en temps réel 16. Le système est basé sur un réseau bidimensionnel de 256 éléments piézo-électriques disposés sur une surface sphérique (points bleus dans la Figure 1A) couvrant un angle de 90 °. La taille des éléments individuels de l'ordre de 3 x 3 mm 2, ainsi que leur orientation et la bande passante de la fréquence (environ 2-6 MHz) garantissent collection de signal efficace d'un volume centimétrique entourant le centre de la sphère (cube noir sur la figure 1A). Excitation optique de la région de formation d'image est muni d'un faisceau de fibres inséré à travers une cavité cylindrique centrale de la matrice, de sorte que la longueur d'onde quelconque SUSCeptible d'être transmise à travers le faisceau de fibres peut être utilisé pour l'imagerie. Une image réelle de la matrice de transducteurs avec le faisceau de fibres optiques est représentée sur la figure 1B. L'excitation efficace et la détection simultanée de signaux permet l'imagerie des tissus profonds avec une seule photo excitation (une impulsion laser), de sorte que l'imagerie en temps réel à une cadence déterminée par la fréquence de répétition des impulsions du laser est plus activé avec un Graphics- traitement-unité (GPU) la mise en œuvre de la procédure de reconstruction 17. Un boîtier cylindrique avec une membrane de polyéthylène transparent (figure 1C) est fixé à la matrice de transducteur pour enfermer un milieu liquide transmettant acoustique (de l'eau). La membrane est en outre couplé au tissu au moyen d'un gel acoustique. Une image de la sonde acousto-optique d'être utilisé en mode de fonctionnement à main est illustré à la figure 1D.

Le thr démontrédimensions imagerie acousto-optique à main ee combinée avec le temps réel la capacité de l'imagerie fonctionnelle venir avec des avantages importants pour les diagnostics cliniques et un certain nombre d'applications potentielles sont envisagées pour diverses indications, telles que la maladie vasculaire périphérique, du système lymphatique, le cancer du sein, des lésions cutanées, l'inflammation ou de l'arthrite 18. En outre, la capacité d'imagerie rapide permet la visualisation d'événements biologiques dynamiques avec la sonde disposé dans une position stationnaire. En combinaison avec l'oscillateur paramétrique optique (OPO), la technologie laser rapide en longueur d'onde d'accord, cette approche permet une imagerie en temps réel de la biodistribution des agents photo-absorbant. Ainsi, de nouvelles possibilités peuvent également émerger dans de petites applications d'imagerie animale, par exemple., Dans l'étude de l'hémodynamique des tissus, suivi in vivo dans des cellules, la visualisation de la pharmacocinétique, la perfusion des organes, ciblé imagerie moléculaire des tumeurs et le système cardiovasculaire, ou neuro-imagerie.

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Protocol

La procédure détaillée pour fonctionner avec la sonde acousto-optique à main volumétrique est décrit ci-dessous. Cette procédure est effectuée selon la réglementation en ce qui concerne l'établissement approuvés expériences animales et humaines.

1. Préparation du système

  1. Mettre en marche le laser pendant une période d'échauffement de ~ 15 min avant l'opération de stabilisation du faisceau de lumière de sortie.
  2. Placer la partie de l'eau renfermant de la membrane d'isolement qui est en contact avec la peau (Figure 1).
    REMARQUE: La distance entre la membrane d'isolement (en contact avec la peau) et la région de sensibilité maximale du capteur (centre du palpeur sphérique) définit la profondeur d'imagerie efficace.
  3. Compléter le volume total d'environ 100 ml entre la membrane isolante et la surface du transducteur avec de l'eau désionisée à l'aide d'une pompe.
  4. Assurez-vous qu'aucun des bulles de fuite d'eau ni air sont present. Sinon, éviter les bulles d'air en fournissant recirculation de l'eau.
  5. Réaliser les essais à la température ambiante et assurer le milieu de couplage (eau) est maintenue à cette température.

2. Préparation d'imagerie

  1. Préparation d'imagerie humain.
  2. Enlever les poils de la partie à être imagées avec une lotion d'épilation afin d'éviter un fond indésirable dans les images (cette étape est facultative).
  3. Appliquer le gel à ultrasons à la peau autour de la région à imager afin de fournir un couplage acoustique efficace. Placer la sonde optoacoustique dans la région d'intérêt. Veiller à ce que les bulles d'air sont présents dans le gel de couplage ultrasonore.
  4. préparation d'imagerie animale.
  5. Veiller à ce que les procédures de soins et expérimentales sur les animaux sont en accord avec les règles et les règlements institutionnels et gouvernementaux.
  6. Retirer la fourrure de l'animal dans la zone à imager avec une lotion de rasage. Protéger les yeux de l'animal avecvétérinaire pommade, qui prévient le dessèchement et les dommages causés par l'exposition à un rayonnement laser intense pulsée.
  7. Anesthésier l'animal à l'aide d'une injection intrapéritonéale (IP) de kétamine / xylazine (100 mg / kg kg de kétamine + 5 mg / kg KG xylazine) avant l'expérience ou une anesthésie isoflurane (2-3% (en volume) avec 0,9 l / min débit de gaz) pendant l'expérience. Confirmer anesthésie en vérifiant le réflexe de la patte postérieure de l'animal.
  8. Appliquer le gel à ultrasons à la peau autour de la région à imager afin de fournir un couplage acoustique efficace et placer la sonde optoacoustique dans la région d'intérêt. Veiller à ce que les bulles d'air sont présents dans le gel de couplage ultrasonore.

3. Pré-affichage en mode de fonctionnement

  1. Mettre en place la longueur d'onde (s) de formation d'image entre 690 nm et 900 nm et le taux de répétition des impulsions entre 10 et 50 Hz. Sélectionner les paramètres du système d'acquisition de données acoustiques - 1 MQimpédance d'entrée. Acquérir 2030 échantillons pour chaque impulsion de laser à un taux de 40 Mégaéchantillons par seconde et 12 bits résolution verticale échantillonnage. Déclencher l'acquisition de la sortie Q-switch du laser.
  2. Veiller à ce que l'opérateur et le patient utilisent des lunettes de protection adaptées à la longueur d'onde (s) d'excitation optique. Régler la puissance du laser de sorte que l'influence de la lumière à la surface de tissu est maintenue en dessous de 20 mJ / cm 2 lors de l'expérience pour des longueurs d'onde du proche infrarouge de manière à satisfaire des limites d'exposition de sécurité pour les expériences de l'homme 19 et pour éviter la fatigue thermique et de lésions de la peau chez les animaux .
  3. Démarrer le logiciel de pré-vision avec une mise en oeuvre de GPU d'algorithmes de traitement pour permettre la visualisation d'images tridimensionnelles à une vitesse de défilement correspondant à la vitesse de répétition des impulsions du laser.
  4. Déplacer la sonde et / ou l'objet à imager afin d'optimiser les performances de visualisation et de localiser les structures d'intérêt.

4. Acquisition de données

  1. L'acquisition des données pour le mode de balayage (à main).
  2. Si besoin est, d'injecter un produit de contraste avant l'acquisition d'enrichir le contraste dans la région d'intérêt.
    NOTE: Dans nos expériences nous ont pas effectué imagerie humaine contraste amélioré. Cependant, divers agents de contraste peuvent être potentiellement utilisés dans ce but. Vert d'indocyanine (ICG), est un exemple d'agent de contraste optique cliniquement approuvé qui peut être utilisé pour l'amélioration du contraste à dose maximale recommandée de 2 mg / kg de poids corporel chez l'adulte.
  3. Lancer le matériel d'acquisition de données avec les paramètres décrits dans le maintien de la 3.1 l'exécution du logiciel de prévisualisation. Déplacez doucement la sonde autour de la région imagée pour suivre les structures d'intérêt.
    REMARQUE: lorsque les images à de multiples longueurs d'onde laser sont acquis simultanément, la vitesse de déplacement de la sonde dans le mode portatif doit être diminué de façon significative (de préférence inférieure à 2 mm / spour un taux de répétition des impulsions laser de 50 Hz) afin d'éviter les artefacts relative au mouvement dans les images spectrale non mélangés.
  4. L'acquisition des données en mode stationnaire.
  5. Montez l'objet imagé (ex., Animaux) et la sonde à main sur le support et lancer l'acquisition avec les paramètres décrits à la section 3.1 de maintien de l'exécution du logiciel pré-vue.
  6. Maintenir la sonde optoacoustique et la partie de formation d'image dans la même position pendant l'expérience pour visualiser événements biologiques dynamiques de la région d'intérêt.
  7. Injecter un agent de contraste pour suivre sa distribution dynamique dans la région d'intérêt.
    REMARQUE: Dans nos expériences, des souris, vert d'indocyanine (ICG) a été utilisé pour l'augmentation du contraste. En règle générale, une quantité de 10 nmoles ou 0,4 mg / kg d'ICG doit être introduit dans la circulation sanguine de la souris afin de créer un contraste détectable avec optoacoustics multi-spectrales in vivo.
    REMARQUE: L'agent de contraste doit êtreapprouvé pour un usage humain et / ou animal par l'autorité respective.

5. Finaliser l'expérience

  1. Arrêtez le laser.
  2. Retirer la sonde acousto-optique de la région imagée. Pour l'étude des animaux, arrêter l'alimentation de l'anesthésie.
  3. Placez l'animal sous un chauffage à infrarouge pour garder la chaleur et éviter le contact avec d'autres animaux jusqu'à ce que complètement récupéré de l'anesthésie. Ne pas laisser l'animal sans surveillance lors de la récupération de l'anesthésie.

6. Off-line de traitement des données

  1. Chargez le fichier (s) contenant les signaux acousto-optique acquise dans l'application de logiciels utilisés pour le traitement des données.
  2. Utiliser un algorithme de reconstruction pour obtenir une matrice à trois dimensions correspondant à une image volumétrique de l'absorption optique pour chaque trame et chaque longueur d'onde.
    NOTE: Pour la reconstruction, il est préférable d'utiliser un algorithme tenant compte de facteurs de distorsion, comme HeterogeneLITÉS et l'atténuation de l'objet imagé, les effets de bande passante finale et forme géométrique des éléments de détection et de légères variations de fluence, afin d'obtenir une représentation plus quantitative de la distribution de l'énergie absorbée.
  3. Utiliser un algorithme de déconvolution pour obtenir, à partir de chaque trame multi-longueur d'onde, une nouvelle série de tableaux de la matrice en trois dimensions représentant l'absorption optique pour chaque substance absorbante présente dans l'échantillon.
  4. Si nécessaire, traiter en outre les matrices de la matrice représentant la distribution de l'absorption optique pour faciliter la visualisation et la lecture des paramètres biologiques pertinents.

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Representative Results

Les résultats représentatifs, ce qui démontre les capacités de la sonde volumétrique décrit à main acousto-optique, sont présentés dans cette section. Dans tous les cas, l'influence de lumière sur la surface de la peau a été maintenue en dessous de la limite d'exposition de la sécurité de 20 mJ / cm 2 19.

La performance de la sonde en temps réel le suivi vasculaire périphérique humain est présenté à la figure 2. Au cours de cette expérience, la sonde a été lentement balayé le long de la main d'un volontaire humain en bonne santé à une seule longueur d'onde de 800 nm avec le fonctionnement de laser 10 à 17 impulsions par seconde, de sorte que la visualisation en temps réel des vaisseaux sanguins pour toutes les positions de balayage est atteinte. La projection d'intensité maximale représentant (MIP) des images reconstruites dans les trois directions sont affichés dans la figure 2. Visualisation en temps réel pendant la mesure est activée avec un implementatio GPUn de l'algorithme de rétro-projection filtrée 17.

Le temps réel capacité d'imagerie multispectrale est présenté dans la figure 3. Plus précisément, les mesures ont été effectuées par balayage de la sonde le long du poignet d'un volontaire en bonne santé ayant les vaisseaux sanguins de tailles différentes et des niveaux de saturation en oxygène, ainsi qu'une pigmentation de la peau mélanine riche en 10. A 50 Hz de répétition des impulsions laser de taux avec une capacité de réglage de longueur d'onde dans une base par impulsion a été utilisé dans ce cas. Le laser est accordé sur plusieurs longueurs d'onde entre 730 et 850 nm avec 30 étapes nm (5 longueurs d'onde), correspondant à une décroissance monotone de l'absorption de la mélanine, une augmentation monotone de l'absorption de l'hémoglobine oxygénée et un pic caractéristique de l'absorption du désoxygéné l'hémoglobine. Acquisition de tout un ensemble de données multispectrales ne prend que 100 ms en raison de la capacité rapide mise au point du laser. Les images MIP long de la profondeurdirection pour 3 longueurs d'onde différentes, correspondant à la même position de la sonde, sont affichés dans la figure 3A. La figure 3B montre la distribution sans mélange d'hémoglobine oxygénée (HBO 2), de l'hémoglobine désoxygénée (HBr) et de la mélanine en rouge, bleu et jaune, respectivement , alors qu'il était en outre supposé que l'absorption était uniquement due à ces trois éléments chromophores. Ainsi, les structures rouges et bleus dans la figure 3 représentent très probablement les artères et les veines, respectivement, tandis que la tache jaune correspond à la pigmentation de la peau. La lumière forte absorption par la mélanine peut réduire la profondeur de pénétration applicable pour cette méthode chez les personnes à la peau foncée, bien que d'autres tests est clairement nécessaire de tirer des conclusions quantitatives.

La figure 4 illustre la capacité de l'imagerie in vivo des processus dynamiques. Ici, la circulation dans le doigt du milieu est obstructed au moyen d'une bande élastique et relâché lors de l'acquisition de données 18. Une séquence d'images de longueur d'onde unique a été acquis à 10 images par seconde tel que déterminé par le taux de répétition des impulsions du laser. Quatre images MIP selon les directions latérales et en profondeur espacés de 1 sec sont à l'honneur, où la deuxième image correspond à l'instant après la circulation a été rétablie. La longueur d'onde est réglée à 900 nm, de sorte que l'amplitude des signaux opto-acoustique est augmentée à la fois avec le volume sanguin et de l'oxygénation du sang.

Enfin, la figure 5 illustre la capacité du système mis en place pour suivre la dynamique de perfusion dans une région tridimensionnelle d'une souris à l'aide de l'ICG en tant qu'agent de contraste 9. Un enfant de huit semaines, âgé de nu féminin souris CD-1 a été utilisé pour les expériences in vivo. La procédure expérimentale était en accord avec les règles et les règlements gouvernementaux et institutionnels bavaroises. La vascularisation du cerveau étaitimagée par le positionnement de la souris et dans une position couchée sur le dos 2% d'isoflurane dans de l'oxygène pur a été utilisé pour l'anesthésie. Vet pommade a été utilisé pour protéger les yeux de la souris. 10 nmol de ICG dilué dans 50 ml de sérum physiologique ont été injectés 5 s après le début de l'acquisition de données opto-acoustique. La longueur d'onde du laser a été réglée à 730, 760, 800, 850 et 900 nm en fonction du nombre d'impulsions à une cadence de 50 fois par seconde. Pour chaque ensemble de longueurs d'onde, la distribution ICG a été sans mélange en supposant que l'absorption optique est seulement due à cet agent ainsi que les formes oxygénées et désoxygénés de l'hémoglobine. Les images MIP le long de la direction de la profondeur correspondant à la distribution sans mélange pendant 5 ICG instants différents sont représentés sur la figure 5A (temps après l'injection est également indiqué). Le spectre d'absorption de l'ICG dans le plasma est présentée à la figure 5B. Cette expérience démontre notamment que l'approche proposée est capable de simul ment rendu vraiment à cinq dimensions (c.-à-temps résolu en trois dimensions spectrale enrichi) données tomographiques, qui est ensuite utilisé pour reconstruire et spectrale UNMIX la distribution des différents chromophores intrinsèques et des agents exogènes en temps réel.

Figure 1
Figure 1: Disposition de la sonde acousto-optique en trois dimensions à main (A) Distribution des éléments piézoélectriques (points bleus) par rapport à la région d'intérêt (cube noir) (B) image réelle du réseau de transducteurs (TA.. ) et faisceau de fibres (FB). (C) de l'eau entourant partie. (D) de l'image réelle de la sonde acousto-optique d'être utilisé dans le mode de fonctionnement à main. .jpg "target =" _ blank "> Se il vous plaît cliquer ici pour voir une version plus grande de cette figure.

Figure 2
Figure 2: Suivi de la vascularisation périphérique humain Maximum images de projection de l'intensité de l'absorption optique le long des trois directions cartésiennes pour quatre images consécutives.. Ici, le laser a été utilisé à 10 impulsions par seconde avec une longueur d'onde constante fixée à 800 nm. La palette de couleurs de gris représente l'intensité de l'absorption optique H dans l'objet en unités arbitraires. Se il vous plaît cliquer ici pour voir une version plus grande de cette figure.

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Figure 3:. Imagerie à main de chromophores endogènes spécifiques (A) maximal des images de projection de l'intensité de l'absorption optique le long de la direction de la profondeur pour trois longueurs d'onde différentes correspondant à trois impulsions consécutives. Dans ce cas, le laser fonctionne à 50 impulsions par seconde (la sonde n'a pas été déplacé). (B) images Spectralement non mélangés montrant la distribution de l'hémoglobine et la mélanine oxygéné et désoxygéné. Se il vous plaît cliquer ici pour voir une version plus grande de cette figure.

Figure 4
Figure 4:. Imagerie en temps réel du flux sanguin maximal des images de projection de l'intensité de l'absorption optique le long de la profondeur etdirections latérales correspondant à quatre instants différents. La circulation dans le doigt du milieu a été bloqué avant l'expérience et publié au cours de l'expérience (à 0 sec). Se il vous plaît cliquer ici pour voir une version plus grande de cette figure.

Figure 5
Figure 5: l'imagerie en temps réel de la distribution de l'agent de contraste optique chez les souris (A) Distribution de l'agent de contraste de l'ICG (projection d'intensité maximale le long de la direction de profondeur) pendant quatre instants différents après l'injection de l'agent (à 0 sec).. (B) du spectre de l'extinction de l'ICG dans le plasma. Se il vous plaît cliquer ici pour voir une version plus grande de tsa figure.

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Discussion

Les avantages uniques offerts par les techniques d'imagerie acousto-optique dans la recherche de petits animaux ont créé une forte motivation pour la traduction de la technologie dans la pratique clinique, avec un certain nombre de diagnostics et les applications de surveillance de traitement par exemple envisagés., Cancer du sein et de la peau, l'inflammation ou les maladies du système vasculaire périphérique. Cependant, par opposition à des souris ou des animaux plus petits, qui peuvent être entourés par un nombre suffisant de sources d'éclairage et des éléments de détection afin de créer une géométrie d'acquisition d'image tomographique efficace, les grandes dimensions du corps humain et optique mise en oeuvre pénétration postérieure limitée de l'ensemble du corps tomographie acousto-optique similaire à l'IRM ou CT. La sonde d'imagerie acousto-optique présenté à main est idéal pour l'imagerie humaine, car elle partage un grand nombre des avantages de l'échographie, comme l'utilisation portable, haute résolution, excitation non ionisants et de la capacité en temps réel. Néanmoins, la conception optimale du matériel et recoprocédures d'nstruction pour l'imagerie acousto-optique diffèrent significativement de ceux qui sont couramment utilisés dans les échographes. Cela est dû à des différences fondamentales entre les caractéristiques de fonctionnement optimales des deux modalités, telles que la fréquence de répétition des impulsions, amplitude des réponses à ultrasons détectés, les mécanismes d'excitation de signaux soulignant et les approches de reconstruction d'image résultant. En particulier, optoacoustics est en soi une modalité d'imagerie en trois dimensions comme des ensembles de données complets tomographiques volumétrique de l'objet imagé peuvent en principe être générés avec une seule impulsion laser d'interrogation, comme l'a également démontré dans ce travail. En outre, une adaptation de la sonde à fournir simultanément des images ultrasons peut être réalisée et reste comme une étape future de notre programme de recherche.

En comparaison avec d'autres modalités d'imagerie clinique bien établies, telles que l'imagerie par résonance magnétique (IRM) ou la tomographie à rayons X assistée par ordinateur (CT), optoatomographie Coustic est pas une modalité d'imagerie du corps entier, mais peut offrir un contraste sensiblement plus riche et plus spécifique basé sur l'interrogatoire lumière des tissus. En effet, endogène contraste d'absorption optique ne fournit pas seulement la morphologie des tissus de haute résolution, mais rend également l'information moléculaire fonctionnelle et potentiellement ciblés de grande importance pour la prise de décision clinique. La capacité de l'imagerie moléculaire est en outre fortement soutenu par la beaucoup plus grande disponibilité de l'agent de contraste approches des méthodes d'imagerie optique par rapport à celles disponibles pour les autres modalités d'imagerie 20,21. En outre, la haute résolution temporelle de l'approche acousto-optique démontré ici, ie., Le taux de rafraîchissement élevé (en temps réel) l'imagerie tridimensionnelle, ne sont généralement pas disponibles avec d'autres modalités actuellement en usage clinique ou de laboratoire. Enfin, l'acquisition simultanée de données multi-longueur d'onde apporte une cinquième dimension supplémentaire dans le réel volumet de tempsric visualisation qui permet de réaliser de véritables observations spectroscopiques tridimensionnelles de tissus chromophore et biodistributions bio-marqueurs spécifiques.

Les applications potentielles d'une sonde à main acousto-optique en trois dimensions ne sont pas limités à l'imagerie clinique, mais il peut également représenter un outil très important dans la recherche biologique sur des modèles animaux. En effet, les animaux plus grands que les souris ne conviennent généralement pas à imager dans un système acousto-optique tomographique et l'approche à main est probablement plus facile. En outre, volumétrique (en trois dimensions) d'imagerie de certaines régions en temps réel avec un contraste optique et la résolution des ultrasons représente un avantage unique dans l'étude de l'administration de médicaments, les changements hémodynamiques ou pharmacocinétique.

En conclusion, nous nous attendons à ce que la méthodologie introduite pour l'imagerie acousto-optique à main demandera traduction clinique de la technologie et de faire progresser de manière significative pré-clinique et brecherche iologiques sur de nombreuses frontières ainsi.

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Materials

Name Company Catalog Number Comments
Optical parametric oscillator (OPO)-based laser Innolas Laser GmbH, Krailling (Germany) custom-made The laser provides laser pulses with a duration around 10 nsec and an energy up to 80 mJ.
The wavelength is tunable between 680-950 nm.
Spherical array of piezocomposite detectors Imasonic SaS, Voray (France) custom-made The array consists of 256 piezoelectric sensors distributed on a spherical surface.
Each element has dimensions 3 x 3 mm2, a central frequency of 4 MHz and a bandwidth of 100%. 
Data acquisition system (DAQ) Falkenstein Mikrosysteme GmbH, Taufkirchen (Germany) custom-made The DAQ simultaneously acquires 256 signals at 40 megasamples per second and 2,030 samples.
The input impedance is 1 MW.
Fiber bundle CeramOptec GmbH, Bonn (Germany) custom-made The bundle consists of 480 individual fibers randomly distributed in the input and output.
The numerical aperture of each individual fiber is 0.22.
Athymic nude mouse Harlan Laboratories (The Netherlands) Athymic nude - Foxn1nu The mouse was 8 weeks old (adult) at the time of the experiment.
The ethical protocol was approved by the Bavarian goverment (number 55.2.1.54-2632-102-11)
Bepanthen cream Bayer AG (Germany) Vet ointment to protect the eyes during anesthesia
Data processing software Matlab (Mathworks, Natick, MA, USA) custom-made The data processing software was devoped at our institute.
It allows reconstruction at each wavelength and multi-wavelength unmixing, as well as further data processing.
Water-enclosing part custom-made This part contains the water that acts as an acoustic coupling medium between skin and transducer elements
Indocyanine green (ICG) PULSION Medical Systems SE ICG-PULSION (active ingredient: indocyanine green dye) is a drug used in cardiac, circulatory and micro-circulatory diagnostics, liver function diagnostics and ophthalmic angiography diagnostics.

DOWNLOAD MATERIALS LIST

References

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1 Comment

  1. A technological breakthrough.

    Reply
    Posted by: Mayanglambam S.
    April 25, 2016 - 5:06 AM

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