للتحويل الصوتية والبصرية القرار المجهر الضوئي ل<em> في فيفو</em> الحيوانات الصغيرة الدم الأوعية الدموية التصوير
Summary
هنا يتم عرض قرار الصوتية للتحويل (أر) والقرار البصري (أور) المجهري الضوئي (أر-أور-بام) نظام قادر على كل من التصوير عالية الدقة في عمق الضحلة وانخفاض دقة التصوير الأنسجة العميقة على نفس العينة في الجسم الحي .
Abstract
فوتوكوستيك ميكروسكوبي (بام) عبارة عن طريقة التصوير السريع النمو التي تجمع بين كل من البصريات والموجات فوق الصوتية، وتوفير الاختراق خارج المسار الحر المتوسط البصري (~ 1 ملم في الجلد) مع ارتفاع القرار. من خلال الجمع بين التباين الامتصاص البصري مع القرار المكاني عالية من الموجات فوق الصوتية في طريقة واحدة، يمكن لهذه التقنية اختراق الأنسجة العميقة. أنظمة المجهر الضوئي يمكن أن يكون إما قرار الصوتية منخفضة والتحقيق بعمق أو قرار بصري عالية والتحقيق ببطء. ومن الصعب تحقيق دقة عالية المكانية واختراق عمق كبير مع نظام واحد. هذا العمل يعرض نظام أر-أور-بام قادرة على كل من التصوير عالية الدقة في أعماق ضحلة وانخفاض الدقة التصوير الأنسجة العميقة من نفس العينة في الجسم الحي . وكان القرار الجانبي من 4 ميكرون مع 1.4 مم عمق التصوير باستخدام التركيز البصري والقرار الجانبي من 45 ميكرون مع 7.8 مم عمق التصوير باستخدام التركيز الصوتية ناجحةلي أظهرت باستخدام النظام المشترك. هنا، في الجسم الحي يتم تنفيذ الحيوانات الصغيرة الدم الأوعية الدموية التصوير لإظهار قدراتها التصوير البيولوجي.
Introduction
طرائق التصوير الضوئي عالية الدقة، مثل التصوير المقطعي التماسك البصري، المجهر متحد البؤر، والمجهر مولتيفوتون، لها فوائد عديدة. ومع ذلك، فإن القرار المكاني ينخفض بشكل ملحوظ مع زيادة عمق التصوير. هذا هو بسبب طبيعة منتشر النقل الخفيفة في الأنسجة الرخوة 1 ، 2 . التكامل بين الإثارة البصرية والكشف بالموجات فوق الصوتية يوفر حلا للتغلب على التحدي المتمثل في التصوير البصري عالية الدقة في الأنسجة العميقة. المجهر الضوئي (بام) هو واحد من هذه الطريقة التي يمكن أن توفر التصوير أعمق من غيرها من طرائق التصوير الضوئي. وقد طبقت بنجاح في الجسم الحي ، وظيفية، الجزيئية، والتصوير الخلية 3 ، 4 ، 5 ، 6 ، 7 ، 8 </sup> ، 9 ، 10 ، 11 ، 12 ، 13 دراسة من خلال الجمع بين النقيض امتصاص بصري قوي مع القرار المكانية العالية من الموجات فوق الصوتية.
في بام، نبض ليزر قصيرة تشعيع الأنسجة / عينة. امتصاص الضوء من قبل كروموفوريس (على سبيل المثال، الميلانين، الهيموجلوبين، الماء الخ ) يؤدي إلى زيادة درجة الحرارة، مما يؤدي بدوره إلى إنتاج موجات الضغط في شكل موجات الصوتيات (الموجات الصوتية). يمكن الكشف عن موجات فوتواكوستيك ولدت من قبل محول الموجات فوق الصوتية واسعة النطاق خارج حدود الأنسجة. الاستفادة من ضعف البصرية والصوتية التركيز التركيز، يمكن أن يتحقق التصوير الأنسجة العميقة في القرار الصوتي المجهر الضوئي (أر-بام) 14 ، 15 ، 16 . في أر-PAM، وقد أثبتت قرار الجانبي من 45 ميكرون وعمق التصوير تصل إلى 3 ملم 15 . من أجل حل الشعيرات الدموية واحدة (~ 5 ميكرون) سمعيا، والمحولات بالموجات فوق الصوتية العاملة في> 400 ميغاهيرتز الترددات المركزية مطلوبة. في مثل هذه الترددات العالية، وعمق الاختراق أقل من 100 ميكرون. يمكن أن تحل المشكلة الناجمة عن التركيز الصوتي ضيق باستخدام التركيز البصري ضيق. القرار البصري المجهري الضوئي (أور-بام) قادر على حل الشعيرات الدموية واحدة، أو حتى خلية واحدة 17 ، وقد تم التوصل إلى قرار الجانبي من 0.5 ميكرون 18 ، 19 ، 20 ، 21 ، 22 ، 23 ، 24 . استخدام نانوجيت الضوئية يمكن أن تساعد على تحقيق قرار يتجاوز الانعزال المحدود بحزمn 25 ، 26 . في أور-بام، وعمق الاختراق محدود بسبب التركيز الضوء، ويمكن أن تصل الصورة إلى ~ 1.2 ملم داخل الأنسجة البيولوجية 23 . لذلك، يمكن أر-بام صورة أعمق، ولكن مع دقة أقل، و أور-بام يمكن صورة مع دقة عالية جدا، ولكن مع عمق التصوير محدود. سرعة التصوير من أر و أور-بام النظام يعتمد أساسا على معدل تكرار النبض من مصدر الليزر 27 .
الجمع بين أر-بام و أور-بام سوف تكون ذات فائدة كبيرة للتطبيقات التي تتطلب كل من دقة عالية والتصوير أعمق. ولم يبذل سوى القليل من الجهد للجمع بين هذه النظم معا. عادة، يتم استخدام اثنين من الماسحات الضوئية التصوير المختلفة للتصوير، الأمر الذي يتطلب نقل العينة بين كلا النظامين، مما يجعل من الصعب لأداء في التصوير المجراة . ومع ذلك، والتصوير الهجين مع كل من أر و بام بامكان التصوير مع قرارات قابلة للتطوير أند العمق. في أحد النهج، يتم استخدام حزمة الألياف الضوئية لتسليم الضوء لكل من أر و بام بام. في هذا النهج، وتستخدم اثنين من الليزر منفصلة (ليزر عالية الطاقة في 570 نانومتر ل أر وذات الطاقة المنخفضة، وارتفاع معدل معدل الليزر في 532 نانومتر ل أور)، مما يجعل النظام غير مريح ومكلفة 28 . يتم إصلاح الطول الموجي الليزر أور-بام، والعديد من الدراسات، مثل تشبع الأكسجين، ليست ممكنة باستخدام هذا النظام مجتمعة. دراسات المقارنة بين أر و أور بام هي أيضا غير ممكن بسبب الفرق في أطوال الموجات الليزر بين أر و أور. وعلاوة على ذلك، أر-بام يستخدم مشرق حقل الإضاءة. وبالتالي، إشارات فوتواكوستيك قوية من سطح الجلد تحد من جودة الصورة. لهذا السبب، لا يمكن استخدام النظام للعديد من تطبيقات التصوير الحيوي. في نهج آخر لأداء أر و أور بام، يتم تحويل التركيز البصري والموجات فوق الصوتية، مما يجعل التركيز الضوء والموجات فوق الصوتية التركيز غير محاذاة. وبالتالي، فإن جودة الصورة ليست الأمثل <sup كلاس = "كريف"> 29. باستخدام هذه التقنية، و أر-بام و أور-بام يمكن أن يحقق فقط 139 ميكرون و 21 ميكرون القرارات، على التوالي، مما يجعلها نظام الفقراء. تم الإبلاغ عن نهج آخر، والذي يتضمن تغيير الألياف البصرية والبصريات الموازاة، للتبديل بين أر و بام، مما يجعل عملية المحاذاة صعبة 30 . في جميع هذه الحالات، أر-بام لم تستخدم إضاءة الحقل المظلم. استخدام الإضاءة في الظلام الحقل يمكن أن تقلل من توليد إشارات فوتواكوستيك قوية من سطح الجلد. ولذلك، يمكن إجراء التصوير الأنسجة العميقة باستخدام الإضاءة على شكل حلقة، كما حساسية الكشف من إشارات فوتوكوستيك عميقة ستكون أعلى مقارنة لتلك الإضاءة مشرق الميدان.
هذا العمل تقارير للتحويل أر و أور بام (أر-أور-بام) نظام التصوير قادرة على كل من التصوير عالية الدقة والتصوير الأنسجة العميقة ذات دقة منخفضة من نفس العينة، وذلك باستخدام نفس الليزر والماسح الضوئي لكل من سيستنظم الإدارة البيئية. وقد تميز أداء نظام أر-أور-بام من خلال تحديد الدقة المكانية وعمق التصوير باستخدام تجارب الوهمية. في الجسم الحي تم إجراء الأوعية الدموية الدم التصوير على الأذن الماوس لإثبات القدرة التصوير البيولوجي لها.
Protocol
Representative Results
Discussion
في الختام، يمكن تحويل نظام أر و بام للتحويل التي يمكن أن تحقق كل من التصوير عالية الدقة في أعماق التصوير أقل والتصوير أقل دقة في أعماق التصوير العالي. تم تحديد القرار الجانبي وعمق التصوير للنظام القابل للتحويل. مزايا هذا بام نظام للتحويل ما يلي: (1) التصوير عالية الدقة …
Divulgazioni
The authors have nothing to disclose.
Acknowledgements
ويود المؤلفون أن يعترفوا بالدعم المالي المقدم من منحة من المستوى 2 بتمويل من وزارة التعليم في سنغافورة (ARC2 / 15: M4020238). ويود المؤلفون أيضا أن أشكر السيد تشاو واي هونغ بوبي للمساعدة متجر آلة.
Materials
| Q-switched Nd:YAG laser | Edgewave | BX80-2-L | Pump laser |
| Credo-High Repetition Rate Dye Laser | Spectra physics | CREDO-DYE-N | Dye laser |
| Precision Linear Stage | Physik Instrumente | PLS 85 | XY raster scanning stage |
| Translation stage | Physik Instrumente | VT 80 | Confocal determine |
| Mounted Silicon photodiode | Thorlabs | SM05PD1A | Triggering/Pulse variation |
| Motorized continuous Rotational stage | Thorlabs | CR1/M-Z7 | Diverting laser beam |
| Mounted Continuously Variable ND Filter | Thorlabs | NDC-50C-4M | Intensity variable |
| Fiber Patch Cable | Thorlabs | M29L01 | Multimode fiber |
| Microscope objective | Newport | M-10X | Objective |
| XY translating mount | Thorlabs | CXY1 | Translating mount |
| Plano convex lens | Thorlabs | LA1951 | Collimating lens |
| Conical lens | Altechna | APX-2-B254 | Ring shape beam |
| Translation stage | Thorlabs | CT1 | Translating stage |
| Optical condenser | Home made | ||
| Ultrasonic transducer | Olympus-NDT | V214-BB-RM | 50MHz transducer |
| Plano concave lens | Thorlabs | LC4573 | Acoustic lens |
| Pulser/Receiver | Olympus-NDT | 5073PR | Pulse echo amplifier |
| Mounted standard iris | Thorlabs | ID12/M | Beam shaping |
| Plano convex lens | Thorlabs | LA4327 | Condenser lens |
| Mounted precision pinhole | Thorlabs | P50S | Spatial filtering |
| Single mode fiber patch cable | Thorlabs | P1-460B-FC-1 | Single mode fiber |
| Fiber coupler | Newport | F-91-C1 | Single mode coupling |
| Achromatic doublet lens | Edmund Optics | 32-317 | Achromatic doublet |
| Protected silver elliptical mirror | Thorlabs | PFE10-P01 | Mirror |
| Right angle kinematic mirror mount | Thorlabs | KCB1 | Mirror mount |
| Z-Axis Translation Mount | Thorlabs | SM1Z | z translator |
| Lens tube | Thorlabs | SM05L10 | |
| UV Fused Silica Right-Angle Prism | Thorlabs | PS615 | Right angle prism |
| Rhomboid prism | Edmund Optics | 47-214 | Shear wave |
| Dimethylpolysiloxane | Sigma Aldrich | DMPS1M | Silicon oil |
| Amplifier | Mini Circuits | ZFL-500LN | Amplifier |
| 16 bit high speed digitizer | Spectrum | M4i.4420 | Data acquisition card |
| Oscilloscope | Agilent Technologies | DS06014A | |
| Mice | InVivos Pte.Ltd | ICR | Animal model |
| Ultrasound gel | Progress/parker acquasonic gel | PA-GEL-CLEA-5000 | Acoustic coupling |
| Water tank | Home made | ||
| Translation stage | Homemade | Switching AR-OR | |
| Gold nanoparticles | Sigma Aldrich | 742031 | Lateral resolution |
| Sterile ocular ointment | Alcon | Duratears | Animal imaging |
| 1951 USAF resolution test target | Edmund Optics | 38257 | Confocal alignment |
| Data acquisition software | National Instrument | Labview | Home made software using Labview |
| Image Processing software | Mathworks | Matlab | Home made program using Matlab |
Riferimenti
- Hu, S., Wang, L. V. Photoacoustic imaging and characterization of the microvasculature. J Biomed Opt. 15, 011101-01-011101-15 (2010).
- Ntziachristos, V. Going deeper than microscopy: the optical imaging frontier in biology. Nat Methods. 7 (8), 603-614 (2010).
- Wang, L. V., Yao, J. A practical guide to photoacoustic tomography in the life sciences. Nat Methods. 13, 627-638 (2016).
- Zhou, Y., Yao, J., Wang, L. V. Tutorial on photoacoustic tomography. J Biomed Opt. 21 (6), 061007 (2016).
- Upputuri, P. K., Sivasubramanian, K., Mark, C. S. K., Pramanik, M. Recent Developments in Vascular Imaging Techniques in Tissue Engineering and Regenerative Medicine. BioMed Res Intl. 2015, (2015).
- Yao, J., Wang, L. V. Photoacoustic Brain Imaging: from Microscopic to Macroscopic Scales. Neurophotonics. 1 (1), 011003-1-011003-13 (2014).
- Wang, L. V., Hu, S. Photoacoustic Tomography: In Vivo Imaging from Organelles to Organs. Science. 335 (6075), 1458-1462 (2012).
- Beard, P. Biomedical photoacoustic imaging. Interface Focus. 1 (4), 602-631 (2011).
- Pan, D. Molecular photoacoustic imaging of angiogenesis with integrin-targeted gold nanobeacons. FASEB J. 25 (3), 875-882 (2011).
- Cai, X., Kim, C., Pramanik, M., Wang, L. V. Photoacoustic tomography of foreign bodies in soft biological tissue. J Biomed Opt. 16 (4), 046017 (2011).
- Pan, D. Near infrared photoacoustic detection of sentinel lymph nodes with gold nanobeacons. Biomaterials. 31 (14), 4088-4093 (2010).
- Wang, L. V. Multiscale photoacoustic microscopy and computed tomography. Nat. Photon. 3 (9), 503-509 (2009).
- Zhang, E. Z., Laufer, J. G., Pedley, R. B., Beard, P. C. In vivo high-resolution 3D photoacoustic imaging of superficial vascular anatomy. Phys. Med. Biol. 54 (4), 1035-1046 (2009).
- Park, S., Lee, C., Kim, J., Kim, C. Acoustic resolution photoacoustic microscopy. Biomed.l Eng. Lett. 4 (3), 213-222 (2014).
- Zhang, H. F., Maslov, K., Stoica, G., Wang, L. V. Functional photoacoustic microscopy for high-resolution and noninvasive in vivo imaging. Nat. Biotechnol. 24 (7), 848-851 (2006).
- Maslov, K., Stoica, G., Wang, L. V. In vivo dark-field reflection-mode photoacoustic microscopy. Opt Lett. 30 (6), 625-627 (2005).
- Strohm, E. M., Moore, M. J., Kolios, M. C. Single Cell Photoacoustic Microscopy: A Review. IEEE J Sel Top Quantum Electron. 22 (3), 6801215 (2016).
- Kim, J. Y., Lee, C., Park, K., Lim, G., Kim, C. Fast optical-resolution photoacoustic microscopy using a 2-axis water-proofing MEMS scanner. Sci Rep. 5, 07932 (2015).
- Matthews, T. P., Zhang, C., Yao, D. K., Maslov, K., Wang, L. V. Label-free photoacoustic microscopy of peripheral nerves. J Biomed Opt. 19 (1), 016004 (2014).
- Hai, P., Yao, J., Maslov, K. I., Zhou, Y., Wang, L. V. Near-infrared optical-resolution photoacoustic microscopy. Opt Lett. 39 (17), 5192-5195 (2014).
- Danielli, A. Label-free photoacoustic nanoscopy. J Biomed Opt. 19 (8), 086006 (2014).
- Zhang, C. Reflection-mode submicron-resolution in vivo photoacoustic microscopy. J Biomed Opt. 17 (2), 020501 (2012).
- Hu, S., Maslov, K., Wang, L. V. Second-generation optical-resolution photoacoustic microscopy with improved sensitivity and speed. Opt Lett. 36 (7), 1134-1136 (2011).
- Maslov, K., Zhang, H. F., Hu, S., Wang, L. V. Optical-resolution photoacoustic microscopy for in vivo imaging of single capillaries. Opt Lett. 33 (9), 929-931 (2008).
- Upputuri, P. K., Krishnan, M., Pramanik, M. Microsphere enabled sub-diffraction limited optical resolution photoacoustic microscopy: a simulation study. J Biomed Opt. 22, 045001 (2017).
- Upputuri, P. K., Wen, Z. B., Wu, Z., Pramanik, M. Super-resolution photoacoustic microscopy using photonic nanojets: a simulation study. J Biomed Opt. 19 (11), 116003 (2014).
- Allen, T. J. Novel fibre lasers as excitation sources for photoacoustic tomography and microscopy et al. Proc SPIE. , 97080W (2016).
- Xing, W., Wang, L., Maslov, K., Wang, L. V. Integrated optical-and acoustic-resolution photoacoustic microscopy based on an optical fiber bundle. Opt Lett. 38 (1), 52-54 (2013).
- Estrada, H., Turner, J., Kneipp, M., Razansky, D. Real-time optoacoustic brain microscopy with hybrid optical and acoustic resolution. Laser Phys Lett. 11 (4), 045601 (2014).
- Jeon, S., Kim, J., Kim, C. In vivo switchable optica- and acoustic – resolution photoacoustic microscopy. Proc SPIE. , 970845 (2016).
- Song, W. Fully integrated reflection-mode photoacoustic, two-photon, and second harmonic generation microscopy in vivo. Sci Rep. 6, 32240 (2016).
- Park, J., et al. Delay-multiply-and-sum-based synthetic aperture focusing in Photoacoustic microscopy. J Biomed Opt. 21 (3), 036010-10 (2016).
- . ANSI Standard Z136.1-2000. American National Standard for Safe Use of Lasers. , (2000).
- Moothanchery, M., Pramanik, M. Performance Characterization of a Switchable Acoustic Resolution and Optical Resolution Photoacoustic Microscopy System. Sensors. 17 (2), 357 (2017).
