Мультиспектральная оптоакустическая томография - Multispectral optoacoustic tomography - Wikipedia

Мультиспектральная оптоакустическая томография
Цель	технология визуализации, которая генерирует оптические изображения с высоким разрешением, включая биологические ткани.

Многоспектральная оптоакустическая томография (MSOT), также известная как функциональная фотоакустическая томография (fPAT), технология визуализации который генерирует оптические изображения высокого разрешения в рассеивающая среда, включая биологические ткани. MSOT освещает ткань светом переходной энергии, обычно световыми импульсами длительностью 1–100 наносекунд. Ткань поглощает световые импульсы и в результате подвергается термоэластическому расширению, явлению, известному как оптоакустический или же фотоакустический эффект. Это расширение приводит к появлению ультразвуковых волн (фотоэхо), которые детектируются и формируются в изображение. Формирование изображения может быть выполнено аппаратными средствами (например, акустической фокусировкой или оптической фокусировкой) или вычислено. томография (формирование математического образа). В отличие от других типов оптико-акустической визуализации, MSOT включает освещающий образец с несколькими длинами волн, что позволяет ему обнаруживать ультразвуковые волны, излучаемые различными фотопоглощающими молекулами в ткани, независимо от того, эндогенный (оксигенированный и деоксигенированный гемоглобин, меланин) или экзогенный (зонды для визуализации, наночастицы). Вычислительные методы, такие как спектральное разложение, деконволюционируют ультразвуковые волны, излучаемые этими различными поглотителями, позволяя визуализировать каждый излучатель отдельно в целевой ткани. Таким образом, MSOT может позволить визуализировать концентрацию гемоглобина и оксигенацию тканей или гипоксию. В отличие от других методов оптической визуализации, MSOT не подвержен влиянию рассеяния фотонов и, таким образом, может обеспечивать оптические изображения с высоким разрешением глубоко внутри биологических тканей.^[1]

Описание

MSOT был описан как 6-мерный (6-параметрический) метод, в котором три геометрических измерения (x, y, z) дополняются временем, длинами волн освещения и полосой обнаруженных ультразвуковых частот. MSOT может измерять во времени, что позволяет проводить продольные исследования динамических процессов.^[2] Длины волн освещения в MSOT могут охватывать весь спектр от ультрафиолетового (УФ) до инфракрасного (ИК).^[1] Длина волны определяет видимые фотопоглотители и глубину изображения. Пучки ионов высоких энергий^[3] и энергия в радиочастота классифицировать^[4][5] также использовались. Выбор диапазона частот ультразвука определяет разрешение и общий диапазон размеров объектов, которые могут быть разрешены. Этот выбор частотного диапазона определяет, будет ли изображение в макроскопический режим с разрешением 100-500 микрон и глубиной проникновения> 10 мм, или мезоскопический диапазон, включающий разрешение 1-50 мкм и глубину проникновения <10 мм.^[1][6] Микроскопический разрешение также возможно с помощью мультиспектральной оптоакустики.^[1][6] Как и оптическая микроскопия, они используют сфокусированный свет для формирования изображений и предлагают в основном те же возможности (субмикрометровое разрешение, глубина проникновения <1 мм).

MSOT теперь используется в широком спектре биологических приложений, включая сердечно-сосудистый исследование болезней,^[7][8] нейровизуализация^{[9][10][11][12]} и исследования рака.^[13][14][15] Разработка портативных систем визуализации в реальном времени^[2][16] позволил клиническое использование MSOT для визуализации груди,^[17][18][19] сосудистая сеть,^[20][21] лимфатический узел^[22] и кожа.^[23][24]

Этимология

Мультиспектральный. MSOT собирает изображения на нескольких длинах волн и разрешает спектральные сигнатуры в каждой. воксель изображение, что делает его мультиспектральным методом. Как правило, MSOT используется для создания трех изображений: одно анатомическое изображение на одной длине волны, одно функциональное изображение, разрешающее окси- и дезоксигруппу.гемоглобин концентрации, и третье изображение, разрешающее дополнительный целевой фотопоглотитель (ы). Эти дополнительные фотоабсорбенты включают меланин, жир, воду и другие эндогенные или экзогенные агенты.

Оптоакустический. Этот термин обозначает комбинацию оптический (Греч. Oπτικός) и акустический (Греч., Ακουστικός) энергия (или компоненты) в единой модальности, которая отличает оптоакустическое изображение от оптическое изображение. Фотоэхо обозначает сочетание света (греч., Φως ) и звука (Ήχος ) или отражение звука Hχώ ). Период, термин фотоакустический также широко используется и обозначает генерацию акустической энергии светом. Фотоэхо и фотоакустический для оптоакустики то же самое, что фотон для оптики: оптические методы полагаются на фотоны, тогда как оптоакустические методы основываются на фотоэхах или фотоакустических откликах.

Томография. Этот термин обозначает изображения, сформированные путем объединения необработанных измерений из нескольких точек вокруг образца в схему математической инверсии. Этот процесс аналогичен рентгеновской компьютерной томографии, за исключением того, что томографические математические модели описывают распространение света и звука в тканях.

Рис. 1: Рабочие возможности MSOT. Гибридное изображение, показывающее оптическую микрофотографию части поперечного сечения почки мыши (серый), наложенное на распределение экзогенного флуоресцентного агента, отображаемое с помощью MSOT (справа). Распределение оксигемоглобина (красный) и дезоксигемоглобина (синий) в опухоли, полученное с помощью MSOT (слева).

Принцип работы

MSOT обнаруживает фотоэхо, т.е. УЗИ волны, генерируемые термоупругим расширением образца (например, ткани) после поглощения кратковременной электромагнитной энергии. Обычно образец освещается световыми импульсами наносекундного диапазона,^[25] хотя также можно использовать свет с модуляцией интенсивности.^[26][27] По крайней мере, часть поглощенной образцом электромагнитной энергии преобразуется в тепло; Возникающее в результате повышение температуры на порядок милли-Кельвина приводит к термоупругому расширению образца. Это создает волну давления в виде широкополосной ультразвуковой волны. Ультразвуковые волны, излучаемые образцом, обнаруживаются датчиками, расположенными рядом с образцом, обычно в нескольких местах вокруг него. Амплитуда волны давления дает информацию о локальном поглощении и распространении энергии в образце, в то время как временной интервал между импульсом освещения и приходом ультразвуковой волны на детектор предоставляет информацию о расстоянии между детектором и источником фотоэха. Оптоакустические данные, собранные с течением времени и в нескольких точках вокруг образца, обрабатываются с использованием томографическая реконструкция для получения изображений распределения фотопоглотителей в образце. Данные, собранные после освещения на одной длине волны, позволяют получить изображение распределения фотопоглотителей, которые имеют сходные характеристики поглощения на данной длине волны. Данные, собранные после освещения с использованием нескольких длин волн, позволяют различать фотопоглотители с разными оптическими характеристиками. спектры поглощения, такие как окси- и дезоксигемоглобин, миоглобин, меланин или экзогенные фотоабсорбенты.^[1] Длины волн света, используемые для освещения образцов в MSOT, выбираются на основе характеристик поглощения целевых фотопоглотителей. Чтобы разрешить отдельные фотопоглотители, изображения, полученные на нескольких длинах волн, должны быть дополнительно обработаны с использованием методов вычитания или спектрального разделения. Фон в изображениях можно уменьшить, используя различия во времени (вычитание базовой линии) и в спектрах поглощения различных фотопоглотителей (спектральное разделение).

Рабочие размеры

MSOT может предоставлять многопараметрическую информацию, включающую три пространственных измерения (x, y, z), время, оптический спектр длин волн и частотный диапазон ультразвука. Поэтому он был описан как шестимерная модальность.^[2] Такая размерность стала возможной благодаря ключевым достижениям в технологии лазерных источников и детекторов, компьютерной томографии и методах разделения.^[2] Возможности и проблемы каждого измерения MSOT описаны ниже.

Объемное изображение

Оптоакустическая (фотоакустическая) визуализация по сути является методом трехмерной визуализации, поскольку фотоэхо (оптоакустические волны) распространяются во всех трех пространственных измерениях. Таким образом, оптимальная томографическая визуализация достигается за счет записи волн давления с временным разрешением вдоль замкнутой поверхности, объемно окружающей целевую ткань. Обычно системы трехмерной визуализации достигают этого путем сканирования одного ультразвукового датчика вокруг образца или путем использования одномерного^[28] или двухмерный^[29][30] массивы ультразвуковых датчиков для распараллеливания обнаружения.

Для получения действительно трехмерных изображений необходимо собрать и обработать большой объем данных, что потребует большого массива детекторов, длительного времени сканирования и большой вычислительной нагрузки. Чтобы снизить эти требования, трехмерную задачу часто упрощают до квазидвумерной задачи за счет использования сфокусированных ультразвуковых детекторов, чтобы ограничить обнаружение ультразвука двумерной плоскостью в освещенном объеме. Результатом является серия двумерных изображений поперечного сечения, которые можно собирать в реальном времени и которые могут показывать довольно высокое разрешение в плоскости, если элементы детектора упакованы с высокой плотностью вокруг плоскости изображения.^[16][31] После этого перемещение детектора в третьем измерении позволяет выполнять объемное сканирование.^[32]

Рис. 2: Объемное оптоакустическое изображение и сравнение с ультразвуковой компьютерной томографией в режиме отражения. Секи поперечных томографических ультразвуковых изображений (справа) и оптоакустических изображений (в центре) всего тела живой мыши. Гистологические срезы ткани показаны слева. ^[33]

Видеоизображение (в реальном времени)

Ранняя оптоакустическая визуализация включала сканирование одного ультразвукового детектора по одному или двум измерениям, в результате чего время сбора данных составляло несколько секунд, минут или больше. Это сделало метод непрактичным для визуализации животных in vivo или клинического использования. Технологические достижения в области детекторных матриц и аналого-цифровых преобразователей позволяют одновременно собирать данные с более 512 параллельных элементов, что существенно сокращает время, необходимое для получения набора томографических данных, даже до такой степени, что позволяет получать изображения со скоростью видео. Кроме того, были разработаны лазеры, которые позволяют переключаться между длинами волн в пределах 20 мс, обеспечивая MSOT со скоростью видео.^[16][30] Видеоизображение не только уменьшает артефакты движения, но также позволяет изучать биологические процессы in vivo даже в ручном режиме. Он также дает оператору обратную связь в режиме реального времени, необходимую для ориентации и быстрой локализации интересующих областей.^[2]

Рис. 3: Пятимерное изображение мозг мыши перфузия in vivo. (а) Схема экспериментальной установки. (b) Проекции максимальной интенсивности в осевом направлении после освещения с одной длиной волны до (вверху) и после инъекции контрастного вещества двух концентраций (10 нмоль в середине и 50 нмоль ниже), индоцианинового зеленого. Более низкая концентрация не дает сильного сигнала по сравнению с фоновым сигналом крови. Обозначены различные структуры в мозгу мыши: sv, супраорбитальные вены; icv, нижняя церебральная вена; sss, верхний сагиттальный синус; cs, впадение пазух; ц, поперечная пазуха. (c) Временной ряд проекций максимальной интенсивности после многоволнового освещения после инъекции 10 нмоль индоцианинового зеленого. За притоком контрастного вещества можно следить в реальном времени.

Мультиспектральная визуализация

Ключевым преимуществом MSOT является его способность разрешать фотоэхо, полученное в ответ на возбуждение с помощью различных длин волн освещающего света. Поскольку фотоэхо зависит от характеристик оптического поглощения молекул в ткани-мишени (или добавленных к ткани), MSOT может отображать распределение определенных фотопоглощающих молекул. Эндогенные фотопоглотители, которые чаще всего регистрируются, - это оксигемоглобин и дезоксигемоглобин, ключевые игроки в кислороде. метаболизм, миоглобин, липиды, меланин и вода. Несколько экзогенных контрастных агентов также использовались в MSOT, включая некоторые распространенные гистологические красители, флуоресцентные красители, новые агенты на основе металлов и неметаллические наночастицы.^[2] Сообщалось также о трансфекции ткани-мишени репортерными генами для экспрессии контрастных агентов in situ, например о трансфекции геном тирозиназы для производства меланина.^[34][35]

Посредством спектрального разделения и других методов данные MSOT можно использовать для генерации отдельных изображений на основе контраста, обеспечиваемого различными фотопоглотителями. Другими словами, один цикл сбора данных MSOT предоставляет отдельные изображения, показывающие распределение оксигемоглобина или дезоксигемоглобина. Эти изображения можно объединить, чтобы получить полную картину оксигенации / гипоксии тканей. Используя гемоглобин В качестве внутреннего датчика кислорода MSOT - единственный доступный метод, который может обеспечить изображения оксигенации тканей с высоким разрешением без необходимости использования экзогенных меток.^[36] В то же время MSOT может отображать дополнительные эндогенные фотопоглотители, такие как липиды и вода, а также экзогенные контрастные вещества.

Визуализация в различных диапазонах ультразвуковых частот (макро-, мезо- и микроскопия)

Фотоэхо демонстрирует сверхширокий частотный профиль, который определяется шириной импульса освещающего импульса и размером объекта. Однако в конечном итоге частоты, которые могут быть собраны и обработаны для восстановления изображения, определяются ультразвуковым детектором. В макроскопическом MSOT обычно используются детекторы, работающие в диапазоне частот от 0,1 до 10 МГц, что позволяет получать изображения на глубине приблизительно 1–5 см и разрешающей способностью 0,1–1 мм. Длины световых волн освещения обычно выбираются из ближней ИК-области спектра и распределяются по образцу, чтобы обеспечить глубокое проникновение. Затем изображения генерируются с помощью компьютерной томографии. Такая макроскопия полезна для визуализации животных и человека для анализа анатомии, физиологии тканей и реакции на лекарства. Интересующие области составляют примерно 30–50 см.³, а разрешение 200-300 мкм.

Были разработаны ультразвуковые детекторы, которые собирают полосы частот 10–200 МГц или более, что обеспечивает беспрецедентную мезоскопию на глубине ткани 0,1–1 см с разрешением, которое может превышать 10 микрон даже на глубине в несколько миллиметров. Освещаемый свет обычно не сфокусирован и выбирается из видимой и ближней ИК-областей спектра. Изображения генерируются с помощью компьютерной томографии. Такая мезоскопия может анализировать морфологию и биологические процессы, такие как воспаление, более детально, чем макроскопия, обнаруживая, например, микрососудистые сети в коже и эпителиальных тканях или микросреду внутри опухоль.^[37] Интересующие области составляют примерно 50 мм.³, а разрешение обычно 5-30 мкм.

Предложена возможность применения оптоакустики в микроскопическом режиме.^[37] Это включает сканирование сфокусированного света на поверхности ткани. Глубина визуализации (обычно <1 мм) и качество получаемого изображения ограничиваются оптической дифракцией и рассеянием, а не дифракцией ультразвука. Другими словами, оптоакустическая микроскопия имеет те же ограничения, что и обычная оптическая микроскопия. Однако вместе эти два микроскопа могут предоставить больше информации, чем любой по отдельности.^[38]

Эксплуатационные характеристики

Режимы работы

MSOT может работать в трех режимах визуализации:^[2]

1. анатомический визуализация, которая может быть выполнена с использованием одной длины волны освещающего света и в нескольких масштабах. Этот режим использовался для визуализации различных тканевых структур и органов лабораторных животных и людей, включая сосудистую сеть, почки, сердце, печень, мозг и мышцы.
2. функциональная / динамическая визуализация, который можно выполнять с частотой видео, чтобы выявить изменения контрастности тканей, вызванные гемодинамикой, движением, например пульсацией сосудов, и приемом лекарств (фармакодинамика).
3. биологический / молекулярная визуализация, который использует многоспектральные возможности MSOT. Этот режим использовался для визуализации оксигенации тканей, репортерных генов, флуоресцентных белков и различных экзогенных агентов (например, флуоресцентных красителей, наночастиц, специфических агентов) у лабораторных животных и людей.

Проблемы количественной оценки на основе MSOT

MSOT предоставляет анатомическую, динамическую и молекулярную информацию, но количественная оценка характеристик изображений MSOT не является простой задачей, поскольку составляющие ткани-мишени поглощают и рассеивают освещающий свет. В результате, освещающий свет ослабляется по мере того, как человек продвигается глубже в ткань, и степень ослабления зависит от длины волны. Таким образом, измеренная спектральная характеристика фотопоглотителей внутри ткани может отличаться от спектра поглощения той же молекулы, измеренного внутри кюветы спектрофотометра. Это несоответствие, называемое «спектральной окраской», зависит от количества и типов фотопоглотителей на пути распространения. Спектральная окраска представляет собой проблему для спектрального несмешивания, что требует точного знания спектра поглощения. Более того, оптоакустическая визуализация с разрешением в диапазоне 1-100 мкм не может разрешить отдельные фотопоглощающие молекулы. В результате спектральный отклик интересующего фотоабсорбера представляет собой линейную комбинацию спектральных откликов компонентов фоновой ткани, таких как окси- и дезоксигемоглобин, меланин, вода, липиды и неизвестные метаболиты,^[39] что еще больше усложняет размешивание. Недавно был разработан eigenspectra MSOT для более точного моделирования спектральных характеристик различных фотопоглотителей в трехмерной ткани.^[36] Это может помочь улучшить спектральное расслоение и, следовательно, качество изображения.

Чувствительность

MSOT может разрешать различные оптоакустические составляющие на основе их спектра поглощения, включая наночастицы, красители и флуорохромы. Наиболее флуорохромы оптимизированы для излучения флуоресценции и неоптимальны для оптоакустического обнаружения, поскольку после поглощения энергии освещения они имеют тенденцию испускать флуоресценцию, а не преобразовывать ее в тепло и генерировать фотоэхо. Красители с более высоким поперечным сечением поглощения генерируют более сильные оптоакустические сигналы.^[40]

Следовательно, чувствительность MSOT зависит от используемого контрастного вещества, его распределения и накопления в целевой ткани, а также его устойчивости к фотообесцвечиванию освещающим светом. Чувствительность также зависит от используемого ультразвукового детектора, количества приложенной световой энергии, размера вокселя и метода спектрального разделения. По мере увеличения глубины изображения затухание света и ультразвука вместе снижает оптоакустический сигнал и, следовательно, общую чувствительность обнаружения. Затухание ультразвука зависит от частоты: более высокие частоты затухают быстрее с увеличением глубины. Выбор ультразвуковых детекторов, которые наиболее чувствительны на соответствующей частоте, может улучшить чувствительность на целевой глубине визуализации, но за счет пространственного разрешения.^[2]

Более ранние расчеты предсказывали, что MSOT сможет обнаруживать концентрации органических флуорохромов до 5 нМ.^[41] Эти расчеты должным образом не учитывали частотно-зависимое затухание ультразвука в ткани или требования спектрального несмешивания.^[42] Экспериментальные результаты показывают, что чувствительность обнаружения in vivo составляет 0,1–1 мкМ для органических красителей с минимальным определяемым коэффициентом оптического поглощения 0,1–1 см.⁻¹, например, индоцианин зеленый и флуохромы Alexa.^[43] Усовершенствованные методы спектрального разделения, основанные на схемах статистического обнаружения, могут улучшить чувствительность MSOT.^[43][44]

Контраст и аппликации

Оптоакустическая визуализация в целом и MSOT в частности применялись для различных анализов животных моделей, включая визуализацию органов, патологии, функциональных процессов и биораспределения. Этот диапазон приложений демонстрирует гибкость MSOT, которая отражает диапазон доступных контрастных веществ. Практически каждая молекула, которая поглощает свет и преобразует его в волну давления, может быть обнаружена с помощью оптоакустики. Контрастные вещества, поглощающие свет в ближнем ИК-диапазоне, особенно привлекательны, поскольку позволяют получать изображения на большей глубине.^[45]

Эндогенные контрастные вещества

Гемоглобин является доминирующим поглотителем света в видимой и ближней ИК-области оптического спектра и обычно используется для оптоакустической визуализации. Эндогенный контраст, обеспечиваемый гемоглобином, позволяет с высокой точностью визуализировать анатомию сосудов в различных масштабах.^[37] Использование MSOT также позволяет различать состояния оксигенации гемоглобина, что позволяет без метки оценивать оксигенацию тканей и гипоксию,^[36] Оба эти параметра полезны при многих патологиях и функциональных исследованиях. Визуализация на основе гемоглобина для устранения сосудистых аномалий и состояния оксигенации может быть полезной для различных приложений, включая визуализацию перфузии, визуализацию воспаления, а также обнаружение и характеристику опухолей.^[2]

Меланин еще один важный эндогенный поглотитель; он поглощает в широком диапазоне длин волн в видимом и ближнем ИК-диапазоне, при этом поглощение уменьшается на более длинных волнах. Оптоакустическая визуализация меланина использовалась для оценки глубины врастания меланомы в эпителиальную ткань.^[46] и оценить метастатический статус сторожевых лимфатических узлов у пациентов с меланомой. Он также может обнаруживать циркулирующие клетки меланомы.^[47]

MSOT может обнаруживать несколько других эндогенных тканевых поглотителей, если для освещения образца используется правильный диапазон длин волн. Липиды можно визуализировать в ближнем ИК-диапазоне с максимумом поглощения при 930 нм. Вода сильно поглощает в ближнем ИК-диапазоне длин волн более 900 нм с сильным пиком при 980 нм. Билирубин и цитохромы можно визуализировать в синем диапазоне длин волн. УФ поглощение ДНК также использовался для изображения ядер клеток.^[48][49]

Экзогенные контрастные вещества

Множество экзогенных контрастные вещества были разработаны или находятся в стадии разработки для оптоакустики. Эти контрастные вещества должны иметь спектр поглощения, отличный от спектра поглощения эндогенных тканевых поглотителей, чтобы их можно было отделить от других фоновых поглотителей с помощью спектрального разделения. Существуют разные классы экзогенных контрастных агентов.^[2][48]Органические красители, такие как флюорохромы индоцианиновый зеленый и метиленовый синий, являются неспецифическими, одобрены для клинического использования и подходят для визуализации перфузии. Обычно они имеют низкий квантовый выход, поэтому они преобразуют большую часть поглощенной энергии в тепло и, таким образом, в фотоэхо. Поскольку эти красители могут быть отображены на основе оптоакустики и флуоресценции, два типа микроскопов могут использоваться для дополнения и проверки друг друга.^[50] Фактически, органические красители обычно хорошо охарактеризованы из-за их широкого использования в флуоресцентной визуализации.^[48] Фотосенсибилизаторы, уже находящиеся в клиническом применении для фотодинамическая терапия, могут быть обнаружены с помощью MSOT, что позволяет анализировать их фармакокинетику и биораспределение in vivo.^[51] Светопоглощающий наночастицы обладают потенциальными преимуществами перед органическими красителями из-за их способности создавать более сильное фотоэхо и более низкой светочувствительности. Одним из недостатков является то, что они должны быть одобрены для индивидуального использования людьми, поскольку их безопасность не была хорошо установлена. Золотые наночастицы,^[52] наночастицы серебра,^[53] углерод нанотрубки,^[54] и частицы оксида железа были использованы для оптоакустической визуализации у животных. Наночастицы золота генерируют сильные оптоакустические сигналы из-за плазмонного резонанса, и их спектр поглощения можно настраивать, изменяя их форму. Некоторые наночастицы оксида железа, такие как SPIO, уже одобрены для использования в клинике в качестве контрастных агентов для МРТ.^[48]

Целевые контрастные вещества^[55] сочетать краситель или наночастицу с нацеливающим лигандом, чтобы обеспечить контраст MSOT в определенных тканях или в присутствии определенных клеточных или молекулярных процессов. Такие агенты использовались для визуализации интегринов в опухолях животных методом MSOT.^[56] Целевые агенты также могут быть активируемыми, так что их спектр поглощения изменяется в результате изменения микросреды. Например, контрастный агент, активируемый матрицей металлопротеиназа (ММП ) расщепление было использовано для визуализации активности ММП в опухолях щитовидной железы у мышей.^[48][57]

Флуоресцентные белки это уже широко распространенные мощные инструменты для биомедицинских исследований, такие как зеленый флуоресцентный белок, также можно визуализировать с помощью MSOT. Недавно разработанные флуоресцентные белки, поглощающие в ближнем ИК-диапазоне (например, красный флуоресцентный белок ) позволяют получать изображения глубоко внутри тканей.^[9][58][59] MSOT, основанный на экспрессии флуоресцентных белков in situ, может использовать преимущества промоторов, специфичных для тканей и развития, что позволяет визуализировать определенные части организма на определенных стадиях развития. Например, eGFP и мЧерри флуоресцентные белки были отображены в модельных организмах, таких как Drosophila melanogaster куколки и взрослые рыбки данио,^[58] и mCherry были отображены в опухолевых клетках головного мозга мыши.^[9] Этот трансгенный подход не ограничивается флуоресцентными белками: заражение ткани вирусом осповакцины, несущим ген тирозиназы, позволяет продуцировать меланин in situ, который генерирует сильный оптоакустический сигнал для MSOT.^[48][60]

Новые приложения

Благодаря своей способности обеспечивать пространственное и спектральное разрешение в реальном времени во многих масштабах, оптоакустическая визуализация в целом и MSOT в частности, вероятно, будут играть важную роль в клинической визуализации и лечении рака, сердечно-сосудистых заболеваний и воспалений. MSOT обладает многочисленными преимуществами по сравнению с другими методами радиологии из-за его способности растворять оксигенированный и деоксигенированный гемоглобин, его совместимости с широким спектром экзогенных контрастных агентов, его масштабируемости и его способности быстро отображать изображения даже под поверхностью ткани.^[2]

Визуализация фармакокинетики

MSOT может отслеживать судьбу вводимых агентов в кровообращении, обеспечивая анализ фармакокинетики in vivo в реальном времени. Это может уменьшить количество животных, необходимых для биомедицинских исследований.^[61]

Визуализация рака груди

Несколько оптоакустических исследований^[19][62][63] направлены на улучшение низкой чувствительности рентгеновской маммографии в плотной ткани груди и низкой специфичности ультразвуковой визуализации. MSOT может пропустить меньше злокачественных новообразований в плотной ткани груди, чем при использовании этих традиционных методов, потому что на оптоакустический контраст не влияет плотность груди. Исследования MSOT рака молочной железы обычно сосредоточены на обнаружении повышенной плотности сосудов и, соответственно, высокой концентрации гемоглобина, которые, как считается, возникают внутри и вокруг опухолей. Гибкость MSOT может также позволить визуализировать другие ткани и биомаркеры рака, не обнаруживаемые с помощью существующих методов.^[48]

Визуализация сосудистых заболеваний

Распределение гемоглобина в сонных артериях здоровых людей недавно было отображено в реальном времени с помощью портативного устройства, аналогичного диагностическим ультразвуковым системам, которые в настоящее время используются в клинике.^[16][20][64] Возможность визуализации кровеносных сосудов на руках и ногах может быть полезна для оценки заболевания периферических сосудов.^[2][20]

Рис. 4: MSOT сосудистой сети человека. Показанный здесь портативный зонд MSOT для измерения фотоэхо от гемоглобина позволяет более чувствительно обнаруживать мелкие кровеносные сосуды, чем допплеровское ультразвуковое исследование, уже применяемое в клинике. Показаны различные структуры: ADP, тыльная артерия стопы; АТФ, задняя большеберцовая артерия; ЗГ, медиальный палец большого пальца стопы; DH, дистальный отдел большого пальца стопы.

Визуализация кожи

Оптоакустическая мезоскопия подходит для визуализации поражений кожи. Исследования на доклинических моделях позволили визуализировать подкожные поражения и их сосудистые сети и продемонстрировать возможность выявления деталей поражения, таких как глубина, морфология сосудов, оксигенация и содержание меланина.^[23][65] Сочетание оптоакустической мезоскопии с экзогенными агентами может предоставить дополнительную полезную информацию.^[48]

Эндоскопия

Подачу света и ультразвуковое обнаружение можно уменьшить в размерах для создания оптоакустических эндоскопических систем для желудочно-кишечного тракта. Система, сочетающая MSOT и ультразвуковую эндоскопию, использовалась для визуализации пищевода и толстой кишки у крыс и кроликов.^{[66][67][68][69][70][71]} Изображения MSOT выявили особенности сосудов и оксигенацию гемоглобина, которые не определялись ультразвуком. Кроме того, оптоакустическая эндоскопия может обнаружить экзогенный краситель Evans blue после инъекции в лимфатическую систему. Ожидается, что непрерывный технический прогресс позволит в ближайшем будущем получить оптоакустическую визуализацию желудочно-кишечного тракта у людей, что может позволить проводить трехмерный анализ подозрительных поражений, предоставляя более полную информацию, чем эндоскопия в белом свете.^[2][48]

Внутрисосудистая визуализация

Ожидается, что миниатюрные оптоакустические устройства также предложат интересные возможности для внутрисосудистой визуализации [72–74], улучшая нашу способность обнаруживать атеросклероз и биомаркеры, связанные со стентом. Оптоакустическая визуализация, вероятно, хорошо подходит для этого приложения, поскольку может обнаруживать липиды, новую сосудистую сеть, оксигенацию гемоглобина и контрастные вещества, которые отмечают воспаление.^[48]

Обследование метастатического статуса сторожевых лимфатических узлов

Меланома рано метастазирует в регионарные лимфатические узлы, поэтому удаление и анализ так называемых сторожевых лимфатических узлов важны для планирования лечения и оценки прогноза. Чтобы идентифицировать сторожевой лимфатический узел для иссечения, в первичную опухоль вводят гамма-излучающий радиоактивный индикатор, который позволяет накапливаться внутри сторожевого лимфатического узла. MSOT может предоставить нерадиоактивную, неинвазивную альтернативу для исследования метастатического статуса сторожевого лимфатического узла. Первоначальные исследования показали, что MSOT может обнаруживать сторожевые лимфатические узлы на основе накопления индоцианинового зеленого (ICG) после инъекции в опухоль, а также метастазов меланомы внутри лимфатических узлов.^[22]

Рис. 5: MSOT для определения метастатического статуса сторожевых лимфатических узлов у пациентов с меланомой. (A) Индоцианин зеленый (ICG) вводится и накапливается внутри сторожевого лимфатического узла, что обнаруживается с помощью ручного двухмерного устройства MSOT. (b) MSOT-изображения ICG, накапливающиеся в сторожевом лимфатическом узле (в цвете), наложенные на фоновое изображение ткани, освещенной на одной длине волны. Каждое изображение было получено от разных пациентов. (c) MSOT-изображение меланина (в цвете), наложенное на фоновое изображение ткани. На первом изображении показан пациент без метастазов меланомы. На втором изображении показан пациент с метастазами меланомы внутри сигнального лимфатического узла. В обоих случаях можно увидеть сильный сигнал меланина от кожи.

Интраоперационная визуализация

Оптоакустическая визуализация в целом и MSOT в частности могут решить ряд проблем при хирургических процедурах, обеспечивая визуализацию в реальном времени под поверхностью ткани. В частности, оптоакустическая визуализация может предоставить немедленную информацию о состоянии перфузии тканей на основе анализа динамики гемоглобина и оксигенации. Это может, например, выявить области с высоким риском несостоятельности анастомоза при ишемических состояниях в толстой кишке или пищеводе, что позволит принять профилактические меры.^[2]

Возможное использование для выявления метастазов в лимфатических узлах без биопсии

MSOT может обнаруживать через 5 см ткани, и он был оценен на 500 удаленных лимфатических узлах для проверки меланин как знак меланома метастаз.

Смотрите также

• Фотоакустическая томография
• Фотоакустическая визуализация в биомедицине
• Оптоакустическая визуализация

Рекомендации

1. В. Нциахристос, Д. Разанский, «Молекулярная визуализация с помощью мультиспектральной оптоакустической томографии (МСОТ)», Chem. Ред. 110 (2010) 2783-2794.
2. А. Таруттис, В. Нциахристос, «Достижения в области создания мультиспектральных оптоакустических изображений в реальном времени и их приложений», Нат Фотон 9 (2015) 219-227.
3. W. Assmann, S. Kellnberger, S. Reinhardt, S. Lehrack, A. Edlich, P.G. Тирольф, М. Мозер, Г. Доллингер, М. Омар, В. Нциахристос, К. Пароди, «Ионоакустическая характеристика протонного пика Брэгга с субмиллиметровой точностью», Med. Phys. 42 (2015) 567-574.
4. Д. Разанский, С. Келлнбергер, В. Нциахристос, "Радиочастотная термоакустическая томография ближнего поля с импульсным возбуждением", Med. Phys. 37 (2010) 4602-4607.
5. К. Стефан, Х. Амир, Р. Даниэль, Н. Василис, «Ближнепольная термоакустическая томография мелких животных», Phys. Med. Биол. 56 (2011) 3433.
6. Л.В. Ван, С. Ху, "Фотоакустическая томография: визуализация in vivo от органелл до органов", Наука 335 (2012) 1458-1462.
7. A. Taruttis, M. Wildgruber, K. Kosanke, N. Beziere, K. Licha, R. Haag, M. Aichler, A. Walch, E. Rummeny, V. Ntziachristos, "Мультиспектральная оптоакустическая томография инфаркта миокарда", Фотоакустика 1 (2013) 3-8.
8. Б. Ван, Э. Янцен, Т. Ларсон, А. Б. Карпюк, С. Сетураман, Ю.Л. Су, К. Соколов, С.Ю. Емельянов, "Плазмонная внутрисосудистая фотоакустическая визуализация для обнаружения макрофагов в атеросклеротических бляшках", Nano Lett. 9 (2009) 2212-2217.
9. Н.С. Бертон, М. Патель, С. Моршер, W.H.P. Driessen, J. Claussen, N. Beziere, T. Jetzfellner, A. Taruttis, D. Razansky, B. Bednar, V. Ntziachristos, "Multispectral Opto-acoustic Tomography (MSOT) of the Brain and Glioblastoma Characterization", Нейроизображение 65 (2013) 522-528.
10. J. Yao, J. Xia, K.I. Maslov, M. Nasiriavanaki, V. Tsytsarev, A.V. Demchenko, L.V. Wang, "Noninvasive photoacoustic computed tomography of mouse brain metabolism in vivo", Нейроизображение 64 (2013) 257-266.
11. L. Xiang, L. Ji, T. Zhang, B. Wang, J. Yang, Q. Zhang, M.S. Jiang, J. Zhou, P.R. Carney, H. Jiang, "Noninvasive real time tomographic imaging of epileptic foci and networks", Нейроизображение 66 (2013) 240-248.
12. S. Gottschalk, T. Felix Fehm, X. Luís Deán-Ben, D. Razansky, "Noninvasive real-time visualization of multiple cerebral hemodynamic parameters in whole mouse brains using five-dimensional optoacoustic tomography", J. Cereb. Blood Flow Metab. 35 (2015) 531-535.
13. E. Herzog, A. Taruttis, N. Beziere, A.A. Lutich, D. Razansky, V. Ntziachristos, "Optical Imaging of Cancer Heterogeneity with Multispectral Optoacoustic Tomography", Радиология 263 (2012) 461-468.
14. J. Laufer, P. Johnson, E. Zhang, B. Treeby, B. Cox, B. Pedley, P. Beard, "In vivo preclinical photoacoustic imaging of tumor vasculature development and therapy", J. Biomed. Опт. 17 (2012).
15. Q. Ruan, L. Xi, S.L. Boye, S. Han, Z.J. Chen, W.W. Hauswirth, A.S. Lewin, M.E. Boulton, B.K. Law, W.G. Jiang, H. Jiang, J. Cai, "Development of an anti-angiogenic therapeutic model combining scAAV2-delivered siRNAs and noninvasive photoacoustic imaging of tumor vasculature development", Cancer Lett. 332 (2013) 120-129.
16. A. Buehler, M. Kacprowicz, A. Taruttis, V. Ntziachristos, "Real-time handheld multispectral optoacoustic imaging", Опт. Lett. 38 (2013) 1404-1406.
17. M. Heijblom, D. Piras, M. Brinkhuis, J.C.G. van Hespen, F.M. van den Engh, M. van der Schaaf, J.M. Klaase, T.G. van Leeuwen, W. Steenbergen, S. Manohar, "Photoacoustic image patterns of breast carcinoma and comparisons with Magnetic Resonance Imaging and vascular stained histopathology", Научные отчеты 5 (2015) 11778.
18. S. Manohar, A. Kharine, J.C.G. van Hespen, W. Steenbergen, T.G. van Leeuwen, "The Twente Photoacoustic Mammoscope: system overview and performance", Phys. Med. Биол. 50 (2005) 2543-2557.
19. S. Manohar, S.E. Vaartjes, J.C.G.v. Hespen, J.M. Klaase, F.M.v.d. Engh, W. Steenbergen, T.G.v. Leeuwen, "Initial results of in vivo non-invasive cancer imaging in the human breast using near-infrared photoacoustics", Опт. выражать 15 (2007) 12277-12285.
20. A. Taruttis, A.C. Timmermans, P.C. Wouters, M. Kacprowicz, G.M. van Dam, V. Ntziachristos, "Optoacoustic Imaging of Human Vasculature: Feasibility by Using a Handheld Probe", Радиология (2016) 152160.
21. H.F. Zhang, K. Maslov, M.L. Li, G. Stoica, L.H.V. Wang, "In vivo volumetric imaging of subcutaneous microvasculature by photoacoustic microscopy", Опт. выражать 14 (2006) 9317-9323.
22. I. Stoffels, S. Morscher, I. Helfrich, U. Hillen, J. Lehy, N.C. Burton, T.C.P. Sardella, J. Claussen, T.D. Poeppel, H.S. Bachmann, A. Roesch, K. Griewank, D. Schadendorf, M. Gunzer, J. Klode, "Metastatic status of sentinel lymph nodes in melanoma determined noninvasively with multispectral optoacoustic imaging", Научная трансляционная медицина 7 (2015).
23. M. Schwarz, A. Buehler, J. Aguirre, V. Ntziachristos, "Three-dimensional multispectral optoacoustic mesoscopy reveals melanin and blood oxygenation in human skin in vivo", Journal of biophotonics 9 (2016) 55-60.
24. B. Zabihian, J. Weingast, M. Liu, E. Zhang, P. Beard, H. Pehamberger, W. Drexler, B. Hermann, "In vivo dual-modality photoacoustic and optical coherence tomography imaging of human dermatological pathologies", Biomed Opt Express 6 (2015) 3163-3178.
25. P. Beard, "Biomedical photoacoustic imaging", Фокус интерфейса 1 (2011) 602-631.
26. P. Mohajerani, S. Kellnberger, V. Ntziachristos, "Frequency domain optoacoustic tomography using amplitude and phase", Photoacoustics 2 (2014) 111-118.
27. S. Kellnberger, N.C. Deliolanis, D. Queirós, G. Sergiadis, V. Ntziachristos, "In vivo frequency domain optoacoustic tomography", Опт. Lett. 37 (2012) 3423-3425.
28. H.P. Brecht, R. Su, M. Fronheiser, S.A. Ermilov, A. Conjusteau, A.A. Oraevsky, "Whole-body three-dimensional optoacoustic tomography system for small animals", J. Biomed. Опт. 14 (2009) 064007.
29. Р.А. Kruger, R.B. Lam, D.R. Reinecke, S.P. Del Rio, R.P. Doyle, "Photoacoustic angiography of the breast", Med. Phys. 37 (2010) 6096-6100.
30. X.L. Deán-Ben, D. Razansky, "Adding fifth dimension to optoacoustic imaging: volumetric time-resolved spectrally enriched tomography", Свет: наука и приложения 3 (2014).
31. A. Buehler, E. Herzog, D. Razansky, V. Ntziachristos, "Video rate optoacoustic tomography of mouse kidney perfusion", Опт. Lett. 35 (2010) 2475-2477.
32. D. Razansky, A. Buehler, V. Ntziachristos, "Volumetric real-time multispectral optoacoustic tomography of biomarkers", Nat. Protoc. 6 (2011) 1121-1129.
33. E. Mercep, N.C. Burton, J. Claussen, D. Razansky, «Whole-body live mouse imaging by hybrid reflection-mode ultrasound and optoacoustic tomography», Opt Lett. 40 (2015)4643-4646.
34. A.P. Jathoul, J. Laufer, O. Ogunlade, B. Treeby, B. Cox, E. Zhang, P. Johnson, A.R. Pizzey, B. Philip, T. Marafioti, M.F. Lythgoe, R.B. Pedley, M.A. Pule, P. Beard, Deep in vivo photoacoustic imaging of mammalian tissues using a tyrosinase-based genetic reporter, Nat Photon 9 (2015) 239-246.
35. J. Stritzker, L. Kirscher, M. Scadeng, N.C. Deliolanis, S. Morscher, P. Symvoulidis, K. Schaefer, Q. Zhang, L. Buckel, M. Hess, U. Donat, W.G. Bradley, V. Ntziachristos, A.A. Szalay, "Vaccinia virus-mediated melanin production allows MR and optoacoustic deep tissue imaging and laser-induced thermotherapy of cancer", Proc. Natl. Акад. Sci. СОЕДИНЕННЫЕ ШТАТЫ АМЕРИКИ. 110 (2013) 3316-3320.
36. S. Tzoumas, A. Nunes, I. Olefir, S. Stangl, P. Symvoulidis, S. Glasl, C. Bayer, G. Multhoff, V. Ntziachristos, "Eigenspectra optoacoustic tomography achieves quantitative blood oxygenation imaging deep in tissues", Nature Communications 7 (2016) 12121.
37. Л.В. Wang, "Multiscale photoacoustic microscopy and computed tomography", Nat Photonics 3 (2009) 503-509.
38. G.J. Tserevelakis, D. Soliman, M. Omar, V. Ntziachristos, "Hybrid multiphoton and optoacoustic microscope", Опт. Lett. 39 (2014) 1819-1822.
39. B. Cox, J.G. Laufer, S.R. Arridge, P.C. Beard, "Quantitative spectroscopic photoacoustic imaging: a review", J. Biomed. Опт. 17 (2012).
40. N. Beziere, V. Ntziachristos, "Optoacoustic Imaging of Naphthalocyanine: Potential for Contrast Enhancement and Therapy Monitoring", J. Nucl. Med. 56 (2015) 323-328.
41. Р.А. Kruger, W.L. Kiser, D.R. Reinecke, G.A. Kruger, K.D. Miller, "Thermoacoustic molecular imaging of small animals", Molecular imaging 2 (2003) 113-123.
42. D. Razansky, J. Baeten, V. Ntziachristos, "Sensitivity of molecular target detection by multispectral optoacoustic tomography (MSOT)", Med. Phys. 36 (2009) 939-945.
43. S. Tzoumas, N.C. Deliolanis, S. Morscher, V. Ntziachristos, "Unmixing Molecular Agents From Absorbing Tissue in Multispectral Optoacoustic Tomography", IEEE Trans. Med. Imaging 33 (2014) 48-60.
44. S. Tzoumas, A. Kravtsiv, Y. Gao, A. Buehler, V. Ntziachristos, "Statistical molecular target detection framework for multispectral optoacoustic tomography", IEEE Trans. Med. Imaging PP (2016) 1-1.
45. V. Ntziachristos, "Going deeper than microscopy: the optical imaging frontier in biology", Nat Meth 7 (2010) 603-614.
46. H.F. Zhang, K. Maslov, G. Stoica, L.V. Wang, "Functional photoacoustic microscopy for high-resolution and noninvasive in vivo imaging", Nat Biotech 24 (2006) 848-851.
47. Э. Galanzha, E.V. Shashkov, P.M. Spring, J.Y. Suen, V.P. Zharov, "In vivo, Noninvasive, Label-Free Detection and Eradication of Circulating Metastatic Melanoma Cells Using Two-Color Photoacoustic Flow Cytometry with a Diode Laser", Cancer Res. 69 (2009) 7926-7934.
48. A. Taruttis, G.M. van Dam, V. Ntziachristos, "Mesoscopic and macroscopic optoacoustic imaging of cancer", Cancer Res. 75 (2015) 1548-1559.
49. D.-K. Yao, K. Maslov, K.K. Shung, Q. Zhou, L.V. Wang, "In vivo label-free photoacoustic microscopy of cell nuclei by excitation of DNA and RNA", Опт. Lett. 35 (2010) 4139-4141.
50. C. Kim, K.H. Song, F. Gao, L.V. Wang, "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", Радиология 255 (2010) 442-450.
51. C.J.H. Ho, G. Balasundaram, W. Driessen, R. McLaren, C.L. Wong, U.S. Dinish, A.B.E. Attia, V. Ntziachristos, M. Olivo, "Multifunctional Photosensitizer-Based Contrast Agents for Photoacoustic Imaging", Научные отчеты 4 (2014) 5342.
52. M. Eghtedari, A. Oraevsky, J.A. Copland, N.A. Kotov, A. Conjusteau, M. Motamedi, "High Sensitivity of In Vivo Detection of Gold Nanorods Using a Laser Optoacoustic Imaging System", Nano Lett. 7 (2007) 1914-1918.
53. К.А. Homan, M. Souza, R. Truby, G.P. Luke, C. Green, E. Vreeland, S. Emelianov, "Silver Nanoplate Contrast Agents for in Vivo Molecular Photoacoustic Imaging", САУ Нано 6 (2012) 641-650.
54. A. De La Zerda, C. Zavaleta, S. Keren, S. Vaithilingam, S. Bodapati, Z. Liu, J. Levi, B.R. Smith, T.-J. Ma, O. Oralkan, Z. Cheng, X. Chen, H. Dai, B.T. Khuri-Yakub, S.S. Gambhir, "Carbon nanotubes as photoacoustic molecular imaging agents in living mice", Nat Nano 3 (2008) 557-562.
55. A. Hellebust, R. Richards-Kortum, "Advances in molecular imaging: targeted optical contrast agents for cancer diagnostics", Наномедицина 7 (2012) 429-445.
56. М.Л. Li, J.T. Oh, X. Xie, G. Ku, W. Wang, C. Li, G. Lungu, G. Stoica, L.V. Wang, "Simultaneous Molecular and Hypoxia Imaging of Brain Tumors In Vivo Using Spectroscopic Photoacoustic Tomography", Труды IEEE 96 (2008) 481-489.
57. J. Levi, S.-R. Kothapalli, S. Bohndiek, J.-K. Yoon, A. Dragulescu-Andrasi, C. Nielsen, A. Tisma, S. Bodapati, G. Gowrishankar, X. Yan, C. Chan, D. Starcevic, S.S. Gambhir, "Molecular Photoacoustic Imaging of Follicular Thyroid Carcinoma", Clin. Cancer Res. 19 (2013) 1494-1502.
58. D. Razansky, M. Distel, C. Vinegoni, R. Ma, N. Perrimon, R.W. Koester, V. Ntziachristos, "Multispectral opto-acoustic tomography of deep-seated fluorescent proteins in vivo", Nat Photonics 3 (2009) 412-417.
59. A. Krumholz, D.M. Shcherbakova, J. Xia, L.V. Wang, V.V. Verkhusha, "Multicontrast photoacoustic in vivo imaging using near-infrared fluorescent proteins", Научные отчеты 4 (2014) 3939.
60. Р.Дж. Paproski, A. Heinmiller, K. Wachowicz, R.J. Zemp, "Multi-wavelength photoacoustic imaging of inducible tyrosinase reporter gene expression in xenograft tumors", Научный представитель 4 (2014) 5329.
61. A. Taruttis, S. Morscher, N.C. Burton, D. Razansky, V. Ntziachristos, "Fast Multispectral Optoacoustic Tomography (MSOT) for Dynamic Imaging of Pharmacokinetics and Biodistribution in Multiple Organs", PLoS ONE 7 (2012).
62. S.A. Ermilov, T. Khamapirad, A. Conjusteau, M.H. Leonard, R. Lacewell, K. Mehta, T. Miller, A.A. Oraevsky, "Laser optoacoustic imaging system for detection of breast cancer", J Biomed Opt 14 (2009) 024007.
63. M. Heijblom, D. Piras, W. Xia, J.C.G. van Hespen, J.M. Klaase, F.M. van den Engh, T.G. van Leeuwen, W. Steenbergen, S. Manohar, "Visualizing breast cancer using the Twente photoacoustic mammoscope: What do we learn from twelve new patient measurements?", Опт. выражать 20 (2012) 11582-11597.
64. A. Dima, V. Ntziachristos, "Non-invasive carotid imaging using optoacoustic tomography", Опт. выражать 20 (2012) 25044-25057.
65. C.P. Favazza, O. Jassim, L.A. Cornelius, L.V. Wang, "In vivo photoacoustic microscopy of human cutaneous microvasculature and a nevus", J. Biomed. Опт. 16 (2011) 016015-016015-016016.
66. J.-M. Yang, C. Favazza, R. Chen, J. Yao, X. Cai, K. Maslov, Q. Zhou, K.K. Shung, L.V. Wang, "Simultaneous functional photoacoustic and ultrasonic endoscopy of internal organs in vivo", Nat. Med. 18 (2012) 1297-+.
67. J.-M. Yang, K. Maslov, H.-C. Yang, Q. Zhou, K.K. Shung, L.V. Wang, "Photoacoustic endoscopy", Опт. Lett. 34 (2009) 1591-1593.
68. T.-J. Yoon, Y.-S. Cho, "Recent advances in photoacoustic endoscopy", World journal of gastrointestinal endoscopy 5 (2013) 534-539.
69. А.Б. Karpiouk, B. Wang, S.Y. Emelianov, "Development of a catheter for combined intravascular ultrasound and photoacoustic imaging", Rev. Sci. Instrum. 81 (2010).
70. S. Sethuraman, S.R. Aglyamov, J.H. Amirian, R.W. Smalling, S.Y. Emelianov, "Intravascular photoacoustic imaging using an IVUS imaging catheter", IEEE Transactions on Ultrasonics Ferroelectrics and Frequency Control 54 (2007) 978-986.
71. B. Wang, J.L. Su, A.B. Karpiouk, K.V. Sokolov, R.W. Smalling, S.Y. Emelianov, "Intravascular Photoacoustic Imaging", IEEE J. Sel. Topics Quantum Electron 16 (2010) 588-599.

дальнейшее чтение

• E. Mercep, N.C. Burton, J. Claussen, D. Razansky, Whole-body live mouse imaging by hybrid reflection-mode ultrasound and optoacoustic tomography, Opt Lett 40 (2015) 4643-4646.
• J. Gateau, M.Á.A. Caballero, A. Dima, V. Ntziachristos, Three-dimensional optoacoustic tomography using a conventional ultrasound linear detector array: Whole-body tomographic system for small animals, Med. Phys. 40 (2013) 013302.
• A. Chekkoury, J. Gateau, W. Driessen, P. Symvoulidis, N. Bézière, A. Feuchtinger, A. Walch, V. Ntziachristos, Optical mesoscopy without the scatter: broadband multispectral optoacoustic mesoscopy, Biomedical Optics Express 6 (2015) 3134-3148.
• D. Soliman, G.J. Tserevelakis, M. Omar, V. Ntziachristos, Combining microscopy with mesoscopy using optical and optoacoustic label-free modes, Scientific Reports 5 (2015) 12902.