多譜線光聲斷層攝影術的癌癥異質性光學成像

Eva Herzog, PhD

Adrian Taruttis, MS1

Nicolas Beziere, PhD1

Andrey A. Lutich, PhD2

Daniel Razansky, PhD1

Vasilis Ntziachristos, PhD1

多譜線光聲斷層攝影術的癌癥異質性光學成像

Eva Herzog, PhD1

Adrian Taruttis, MS1

Nicolas Beziere, PhD1

Andrey A. Lutich, PhD2

Daniel Razansky, PhD1

Vasilis Ntziachristos, PhD1

Radiology雜志特別供稿專欄

編者按：本刊與世界頂級專業雜志合作，推出Radiology雜志特別供稿專欄。從2011年第8期起每期由北美放射學會Radiology（《放射學》）雜志向《中國醫療設備》雜志特別提供1～2篇當期的最新專業論文，本刊的讀者將與Radiology雜志的讀者分享到這些文章，了解該領域的最新動態。

Radiology刊載臨床放射學和相關科學的研究論文，包括診斷放射學、神經放射學、核醫學、兒科放射學、超聲、治療放射學、輻射物理學，以及放射生物學等。該雜志每月出版約300 頁的同行評審的原創性研究、權威的評論及新技術的專家評論，其影響因子在診斷放射領域雜志中排名第一，系全球醫學專業雜志中擁有權威地位的頂尖雜志（獨家發布，禁止轉載）。

1.慕尼黑工業大學 生物和醫學影像研究院，德國 紐賀堡；2.慕尼黑大學 物理學系與納米科技中心 光子學與光電子學組，德國 慕尼黑[摘 要]目的考察多譜線光聲斷層攝影術（MSOT）在展示目標外源物質的不均勻分布狀況和活體樣本惡性腫瘤中直徑在毫米級的血管的特征等方面的能力。材料與方法實驗中涉及的對動物的操作經上巴伐利亞行政區政府批準。研究人員使用一臺MSOT裝置（產生橫斷面圖像速度為10幀/s，平面內分辨率約為150 μm）對小鼠皮下腫瘤進行成像。為了研究動態對比強化，研究人員系統性地對3只患4T1型腫瘤的小鼠進行注射吲哚菁綠（ICG）操作，并在該操作前、注射時及注射后20 min，4 h和24 h對上述小鼠進行成像。熒光顯微鏡成像結果被用于對比。靶向熒光劑（注射6 h后）和血紅蛋白氧合物的MSOT同時進行（4T1型腫瘤：n=3）。冰凍切片的熒光顯微鏡成像結果被用于驗證上述結果。研究人員利用長循環時間金納米棒對由于滲透性增加和腫瘤(4T1型腫瘤: n=4, HT29型腫瘤:n=3, A2780型腫瘤: n=2)內的滯留產生的積聚效應進行評估（注射前，注射時，注射后1 h，5 h和24 h）。暗場顯微鏡檢查結果被用于驗證上述結果。結果吲哚菁綠可用于動態對比強化。與熒光顯微鏡成像對比，MSOT顯示了腫瘤內藥劑的不均勻分布。靶向熒光劑和脫氧血紅蛋白的同時成像讓研究人員除目標藥物攝取程度外，還可以了解腫瘤內的血管系統。久而久之在MSOT影像中看到的腫瘤中的金納米棒的積聚過程，也呈異質性吸收。結論MSOT技術可用于腫瘤的即時高空間分辨率觀測，用以展示目標熒光染料、納米材料以及腫瘤內部血管網的影像資料。

熒光活體顯微鏡是了解惡性腫瘤微環境和治療機制[1,2]的基本手段。這種腫瘤成像技術使得研究人員得以使用熒光手段深入了解腫瘤血管系統和局部藥代動力學特性。盡管熒光顯微法功能強大，但因為受到表面滲透性的限制，該方法的成像深度很少達到幾百微米[3]以上。從全部腫瘤的宏觀成像可以看出顯微鏡檢查捕獲不到的空間異質性，比如藥物傳輸的整體分布。然而，宏觀光學成像法受到光子穿透能力的限制，現在主要應用于定性的二維展示皮膚表面的熒光光子分布，而無法探測腫瘤分布[3]。光聲成像的出現以其提供的高空間分辨率的深部組織光學對比和實時成像能力[4-6]，為腫瘤研究提供了新的手段。

光聲成像技術使用短時光子脈沖（納秒幅度）激發組織，并測量各種組織吸收激發光束后產生的超聲信號[7]。使用不同的激發波長光信號，多譜線光聲斷層攝影術（MSOT）可以利用不同分子的譜線特征來像熒光顯微鏡一樣區分普通的熒光分子、光吸收納米材料以及血紅素分子[8,9]，而同時將成像深度提高至幾毫米甚至厘米量級。此方法的成像分辨率由超聲信號的間隔長度決定，該時間間隔通常低于激發光信號的間隔長度[3]。

迄今為止，基于光聲現象的成像技術已被有限地應用于 探 測腫瘤[10]中 吸 光粒子， 如血管結構[11]和 血液含氧[12]的評估，模式組織[8]中熒光蛋白的成像，以及嘗試探測病人[13,14]乳腺癌的初步研究。

我們假設 MSOT 能用來做全腫瘤橫切面的實時高空間分辨率成像。我們利用熒光染料和顯影熒光探針分布的技術，研究了影像動態對比強化的能力。研究人員也研究了一段時間后的長循環時間金納米棒的積聚程度以及腫瘤內血液載氧程度的分布，用以描述腫瘤內增強的滲透性和藥物截留效應，這為開發針對腫瘤的選擇性藥物傳輸技術創造了機會。此項研究的目的是調查 MSOT 能否顯示目標外源性藥劑的不均勻分布和活體樣本中直徑幾毫米腫瘤的血管網特征。

1 材料與方法

1.1 MSOT的設置

本 文 中 使 用 的 實 驗MSOT 系 統[6,11]（ 圖 1） 能 夠 以 10幀 /s 的速度獲取，重建和展示小鼠的橫斷面成像。2 cm 視場信號的獲取時間為 33μs／幀 ；實時成像的圖像重建耗時不超過 100 ms。平面分辨率大約 150 μm。研究人員用一 臺 由 摻 釹 釔 鋁 石 榴 石 激 光 器（Opotek, Carlsbad， 加 州 ）帶動的可調（700～950 nm）光學參量振蕩器產生近紅外激發光束，并用一個帶有 10根輸出臂的光纖束對小鼠進行多角度照明。一個自制的帶有 64 個收集單位，中心頻率 5 MHz 的超聲換能器陣列（Imasonic SAS, Voray, 法國）被用來收集超聲信號。研究人員用一套 4 千萬樣本 /s 和 12 bit數位解析度的定制獲取系統對時間分辨信號進行了數字化。換能器陣列被潛入水槽，用固定器固定于水平位置，并用聚乙烯薄膜隔水，以便與小鼠進行聲學耦合。該裝置可以使用線性模組對小鼠進行多重橫截面成像。

圖1 實驗用MSOT成像裝置。虛線表示大概的成像平面。

1.2 圖像重建

本研究用反投影算法[16]為每一種單一波長信號重建了MSOT 圖像。研究人員隨后對每組多重波長成像結果進行線性光譜分離，以解出每種吸光介質（造影劑和血紅蛋白）[8]的特異性信號。這種信號處理方法將每個像素點的光聲斷層掃描數據按照已知的氧合/脫氧血紅蛋白、用于注射的熒光藥物的光譜特征以及水平光譜基線進行擬合。光譜分離算法的方程如下：

其中，φ 為積分通量（焦耳 /平方厘米），μa為光學吸收系數（單位 /厘米），λi為波長，εj為單位濃度吸收介質 j的波長吸收系數，cj為吸收介質 j的局部濃度。由于光聲信號強度與局部積分通量和吸收量相稱，結果Φμa代表每個波長的像素點信號強度。用最小二乘法解出的未知量就是 φcj，j=1...N。本研究中，研究人員假設組織吸收光譜決定的積分通量的波長相關性可以忽略，而在皮下腫瘤的病例中該假設被證明是正確的。深部組織成像的校正方法是當前研究[17]的一個方向。

1.3 動物的處理

程序所涉及動物均由上巴伐利亞區政府批準。本研 究 中共 使 用了 3 支 癌 細 胞 株 ：4T1 型 小鼠 乳 腺癌 細 胞（CRL2539 ；美式細胞培養保藏，馬納薩斯，弗吉尼亞州），A2780 型人類卵巢癌細胞（Sigma-Aldrich，圣路易斯，密蘇里州），以及 HT29 型 人 類結腸惡 性腺瘤細胞（ATCCHTB-38，美式細胞培養保藏）。小鼠（成年雌性 CD-1 型裸鼠）均皮下接種細胞懸液（4T1 和 A2780 型 ：80 萬細胞 ；HT29 型 ：150 萬細胞），晚期實驗均在腫瘤達到 8 mm 直徑（具有可比較的尺寸）時執行。研究人員通過被異熒烷麻醉的小鼠對 MSOT 數據進行了記錄。

1.4 腫瘤血管信號的動態對比強化

為了研究 動態對比 強化的 MSOT 成 像，我 們使用了吲哚菁綠（ICG）（Pulsion 醫學體系，慕尼黑，德國），這是一種被美國食品藥品管理部門批準可用于臨床實驗[18]的 染 料 。 靜 脈 注 射 后 ， 吲 哚 菁 綠 迅 速 與 血 漿 白 蛋白和 b- 脂蛋白結合，并脫離循環系統 [19]。研究人員給 3 只攜帶有 4T1 型 腫 瘤 的 小 鼠 進行了成 像，在注射97 nmol吲 哚 菁 綠 前 、 注 射 時 和 注 射 后 20 min、 小 時和 24 h 以及 725,750,775,800,825 和 850 nm 波長下為腫瘤實施了多譜線光聲斷層攝影術。靜脈注射吲哚菁綠期間，研究人員在 790 nm 波長下對小鼠進行連續成像處理。為對照起見和證實吲哚菁綠的存在，研究人員 用 一 臺 低 溫 電 荷 耦 合 聯 照 相 機（VersArray ；Roper Scientific,特 倫 頓 ， 新 澤 西 州 ） 和 適 當 的 濾 光 片 ， 在24 h 的時間點和 750 nm 激光照明下，捕獲了活體樣本的熒光顯微鏡成像。通過腫瘤與相鄰皮膚區域的手動

分割，根據這些區域內平均強度值的除法運算，估算出了腫瘤與背景的比值。

1.5 靶定熒光劑成像

為了研究 MSOT 展示血紅蛋白和靶定熒光劑在腫瘤內分布情況的能力，研究人員在 700，730，745，760，800和 900 nm 波長下給 3 只患有 4T1 型腫瘤的小鼠進行了成像。為檢驗注射靶定熒光劑前血紅蛋白的分布情況（以及腫瘤血管的特性），研究人員在給小鼠接種腫瘤細胞4天、6 天、10 天和 13 天后為它們做了成像。在第 13 天，研究人員給小鼠注射了 24 nmol定向熒光劑（IntegriSense 750;PerkinElmer,沃爾瑟姆，麻省）并在 6 h 后為其成像。IntegriSense 750 是一種與熒光染料（靶向整合素 αγβ3）共軛的 3- 氨甲基類似物，與病態血管生成[20,21]相關聯的生物標記。多譜線光聲斷層攝影之后，這些小鼠被執行安樂死，并被置于最佳切割溫度復合物（Sakura Finetek,托倫斯，加州）中冷凍于 -80℃環境下，在低溫切片機（CM1950,徠卡微型系統，維茲勒，德國）中切片，同時用多譜線熒光系統 22 做成像處理以確認 IntegriSense 750的分布情況。研究人員每隔 500 μm 記錄一次腫瘤橫截面的成像。研究人員手工分割腫瘤區域，并計算不含氧合血紅蛋白明顯信號的像素點（氧合血紅蛋白信號≤0）占總像素點數的百分比。

1.6 納米粒子沉積的成像

研究人員利用腫瘤的增強滲透性和保留效果，使用吸收波長為 780 nm 的金納米棒（AuNR-M; Nanopartz, 拉夫蘭，科羅拉多州），使其在惡性腫瘤血管網部位滲出血管壁，從而獲得納米顆粒在腫瘤部位的沉積程度成像。金納米棒在近紅外區域顯示出高強度的可調吸收峰。它們強烈的光熱屬性可用于治療目的[23]而且實現光學控制的藥物釋放[24]。由于強大的光學吸收，它們適配于光聲成像的造影劑[25,26]。我們使用覆蓋有專利親水甲基高分子材料的納米棒，這使得微粒在活體樣本中的循環系統中可以保存超長的時間。這些納米棒尺寸為 10 nm×38 nm。

在 早 期 實 驗 中， 研 究 人 員 在 700，730，760，780，800，825，850 和 900 nm 波長下，給 4 只患有 4T1 型腫瘤的 小 鼠 做 了 成 像， 并 將 金 納 米 棒（16μg/g， 約 2.6e12 個微粒）注入小鼠體內。在注入前、注入時和注入后 1 h、5 h 和 24 h 做了成像處理。此后，小鼠被實施安樂死并被提取血樣以檢查循環系統中的金納米棒。離心分離（6 min，2000 倍重力）后，血漿上清液被分離出去，研究人員用分光儀（VIS-NIR，Ocean Optics,丹尼丁，佛羅里達）記錄其吸光度光譜。780 nm 附近的吸收峰表明金納米棒大量集中。隨后小鼠被置于-80℃下存儲至低溫切片機切片。研究人員選定了厚度 18μm 的冷鮮腫瘤切片樣本并用蘇木精曙紅將其染色。為確認金納米棒的分布，研究人員用一臺垂直暗場顯微鏡（Axiotech;卡爾蔡斯，奧伯考亨，德國）將選出的冷鮮腫瘤組織切片（10 或 12μm）成像。一臺暗場聚光器（數值孔徑為 1.2～1.4）將碘鎢燈的白光聚焦于組織上。組織在標準指數匹配液體（折射率 1.52）中被置于基板與聚光器之間以減少來自組織背景的光散射。研究人員用物鏡（原始放大率，×100；數值孔徑 =1.0；水中）聚集散射光，并用電荷耦合相機（model 550D;佳能，紐波特紐斯，維吉尼亞州）記錄圖像。

在后續實驗中，研究人員給 3 只攜帶有 HT29 型腫瘤和 2 只攜帶有 A2780 型腫瘤的小鼠注射了 8μg/g 的金納米棒并在與初期研究同等的波長和時間點上用 MSOT 為其成像。我們通過手工分割腫瘤區域，測量每個像素點的熒光信號強度，并與空白試驗（注射納米棒之前）中采集到的最高背景噪音水平進行對比，計算其中有金納米棒信號的像素點數量，以及占總像素點的百分比。

2 結果

2.1 腫瘤血管信號的動態對比強化

注射吲哚菁綠期間（圖 2b，網上視頻），在 790 nm波長處獲得的圖像展示了腫瘤區域內及其周圍增強的動態信號。這種即時對比強化出現在循環系統中的吲哚菁綠與腫瘤血管和小鼠體內其他血管之間。利用特定多譜線技術探測熒光染料也被證明可行（圖 2c，綠色覆蓋物）。注射吲哚菁綠后（圖 2c）產生的光譜信號與活動目標影像（圖 2b）上的增強對比區域有良好的一致性，這一現象可以用于再次確認方法有效性。在注射20 min、4 h 和 24 h 后獲得的測量值（圖 2c）中，循環系統中的吲哚菁綠信號迅速消退（以前的研究中有研究人 員 計 算 得 出 具 體 的 半 衰 期 分 鐘 數[27]）， 并 在 周 圍 組 織中留下了少許殘留。

圖2 植入4T1型腫瘤裸鼠的動態強化對比

在注射后第 24 h 時間點上獲取的腫瘤熒光顯微鏡成像中，腫瘤與其周圍組織之間的信號對比很弱（腫瘤與背景比率為 1.7:1），這與在同一時間點上用 MSOT 觀察到的現象一致。

2.2 靶向熒光劑成像

MSOT 還能進一步應用于對腫瘤內的靶向熒光劑成像。通過使用 MSOT，研究人員可以觀察在注射成像劑 6 h 后該成像劑在腫瘤部位的分布（圖 3a，經冰凍切片的熒光顯微鏡驗證），結果顯示該成像劑并非均勻地滲透腫瘤組織，而是集中于腫瘤外圍組織。從上述數據中，研究人員也計算出了氧合血紅蛋白（紅）和脫氧血紅蛋白（藍）（圖 3b）的信號強度。這為熒光探針探測不到腫瘤內部提供了一種可能的解釋 ：腫瘤面積的 52%（4705 像素中的 2472 像素）未產生可檢測的氧合血紅蛋白信號，表明缺乏熒光探針轉運所需的血管系統。對于接種癌細胞6日后相同腫瘤的成像結果顯示出腫瘤核心部位有濃縮脫氧血紅蛋白的部位（圖 3b）。

圖3 植入4T1型腫瘤裸鼠的血紅蛋白與αvβ3靶向熒光劑的MSOT成像

2.3 活體樣本中納米粒子沉積的成像

長循環時間金納米棒的初步成像結果顯示了在注射 24 h后仍可用 MSOT 檢測到腫瘤中的納米粒子沉積（圖 4a）。血清光譜（圖 4a）顯示出一個波長 780 nm 左右的峰，證實了注射納米顆粒 24 h 后循環系統內該材料的存在。納米材料局部沉積的原因可用上述結論結合納米材料的尺寸解釋：在增強的滲透性和滯留效應條件下，納米材料從循環系統中滲出，并在腫瘤中逐漸沉積需要一段較長的時間。高空間分辨率的 MSOT信號顯示出，即便在注射藥劑前，在單一波長的光聲圖像中，部分腫瘤組織部位的信號也顯現出較高的強度差異。這暗示著納米材料的沉積都發生在 MSOT信號較強的血流豐富區域。如圖 4b所示，對冰凍切片的分析使研究人員證實了血流在腫瘤與周圍組織界面處以及在周六中心區域較為豐富。蘇木精 - 曙紅染色的圖像（圖 4c）展示了血流豐富的腫瘤邊緣和內部的非細胞區域。在暗場顯微鏡檢查中，單根納米棒及其凝聚體由于散射作用[28]分別呈亮綠，黃色和橙色。研究人員發現金納米棒在腫瘤區域有稀疏分布（圖4d）；然而，在健康組織中只發現了少許斑點。研究人員檢測到金納米棒的最高濃度是在腫瘤與其周圍組織的交界處，這一結果證實了 MSOT 獲得的結果。

圖4 金納米棒在植入4T1型腫瘤裸鼠體內的積聚

通過在多個時間點獲取的金納米棒分布圖像（圖 5a），我們注意到一種變化趨勢：注射后不久，金納米棒主要集中在循環系統中。注射后 5 h 和 24 h 獲得的圖像則顯示納米顆粒逐漸在血管外側形成沉積。研究人員計算了 A2780型和 HT29 型細胞系 2 個獨立的腫瘤中展示出增強的金納米棒信號的腫瘤組織的百分比含量。A2780 型腫瘤中的有納米顆粒沉積的部分所占比例更高（圖 5b）。此外，根據上文的 MSOT 數據，我們定量地繪制了腫瘤中氧合血紅蛋白和脫氧血紅蛋白的信號圖譜（圖 5c）。上述圖像闡述了兩種腫瘤的血管網在功能上的不同 ：在檢驗中，A2780 型腫瘤比 HT29 型腫瘤具有更多集中脫氧血紅蛋白（藍色）的區域，后者則呈現出更均勻的氧合血紅蛋白（紅色）分布。這些結果暗示了納米顆粒沉積和血管體系結構之間的潛在聯系。實驗后獲得的來自體內的切片影像與活體成像的結果一致 ：在活體內的影像（圖 5c）中，A2780 型腫瘤在脫氧血紅蛋白信號高亮的區域有明顯的血液積聚。

圖5 金納米棒在患A2780型腫瘤裸鼠體內的積聚

3 討論

通過使用 MSOT，可以對包括血紅蛋白氧合物、熒光染料以及吸光納米粒子在內的光學對照樣品進行成像，此方法可以達到超聲譜學（US）的分辨率和并能實時監控整個腫瘤在成像過程中的變化。成像結果中可見隨時間變化的信號分布，其中信號主要分布在腫瘤周邊，而且無法對腫瘤的大部分均勻滲透。MSOT 成像結果可以展示這種組織層面的信號分布情況，因為它是一種高空間分辨率的方法，而且對于特定的目標分子有較高的靈敏度。在本研究中，MSOT 圖像和熒光顯微鏡成像結果在一點上有顯著的差異。后者作為一種了解熒光劑生物分布的常用手段，常常使人誤認為熒光信號在腫瘤中可以均勻分布。相反地，MSOT顯示的生物分布照片則反映了腫瘤內熒光信號分布的異質性。

這些研究有許多是在實時模式下進行的，每幀的獲取時間只需不到 50 μm。實時成像作為一種超聲檢查的典型特征，在動態臨床 MSOT 中同樣愈發重要。由于相對較高的空間分辨率，我們可以將個別大的血管——尤其是那些為腫瘤供給養分的血管形象化。光聲成像的分辨率在深度上具有可擴展性而且能夠在現有技術條件下通過使用更高頻的探測器改善成像質量。本研究中采用的分辨率（～150 μm，特征描述未予顯示）是研究人員為了對能容納整只小鼠的視場區域（～2 cm）進行成像而特別選定的。

除了演示該方法的空間和時間特征，本研究還表明對于特定的光活性分子，研究人員能夠根據其光譜特征將它們的信號進行分離，而無需測量基線信號。這對需要連續采樣幾小時或幾天的研究來說格外重要。用此方法，研究人員可以連續描繪一段時間內的顯像劑的分布。重要的是，現在 MSOT 技術可以快速掃描不同波長的信號，以便同時分辨幾種目標分子的譜圖指紋信號。比如，本研究中氧合/脫氧血紅蛋白以及一種注射的信號分子在腫瘤中的成像可以同時完成。如果幾種目標分子的吸收波長不同，也就是說它們在不同波長上顯示吸收峰，那么就可能對它們同時進行成像。同時對多種外源性藥劑的分布進行成像，將是下一步探究的主題。

MSOT最大的局限也許來自于激發光線，這限制了它在組織中的滲透深度。一般來說滲透的深度范圍取決于組織類型，從幾毫米到幾厘米不等。在目前技術條件下，為簡單起見，研究人員使用的是表面腫瘤模型；然而更深部位的組織特征在圖像上同樣可見。因此就為骨骼腫瘤的成像創造了可能，在未來研究中也研究人員也將考察這種可能性。在檢測腫瘤生物指標過程中，其敏感性一定會隨著深度的增加而降低，因為光每傳播 1 cm 就會減弱大約 1～2 個數量級。現有系統的另一個局限是實時成像每次只能在單一平面上獲取。因此，盡管整個腫瘤都能被循序的掃描，但實時成像只能在二維平面上完成。未來的發展中科研人員需要開發能夠實時捕獲整個腫瘤三維數據的更大的探測器陣列。

總而言之，MSOT技術可以利用光聲成像技術，進行功能性成像和分子成像，其分辨率可以達到超聲和核磁技術的水平。MSOT 能夠作為活體顯微鏡檢查的延伸 ：犧牲衍射限制的較高的光學分辨率，來達到更深的觀察水平，并且將信號分辨率保持在超聲成像的水平上。對于很多吸光性藥劑來說，微觀尺度上的信號對比度將會達到和宏觀尺度一個水平。此途徑同樣適合于臨床環境下的多種應用——尤其是與手持式和內窺鏡系統相關的——擴展了當今臨床光學成像的能力。

[1] Condeelis J,Segall JE．Intravital imaging of cell movement in tumours[J]．Nat Rev Cancer,2003,3(12):921-930．

[2] Jain RK,Munn LL,Fukumura D．Dissecting tumour pathophysiology using intravital microscopy[J]．Nat Rev Cancer,2002,2(4):266-276．

[3] Ntziachristos V．Going deeper than microscopy:the optical imaging frontier in biology[J]．Nat Methods,2010,7(8):603-614．

[4] Ntziachristos V,Razansky D．Molecular imaging by means of multispectral optoacoustic tomography (MSOT)[J]．Chem Rev,2010,110(5):2783-2794．

[5] Wang LV．Multiscale photoacoustic microscopy and computed tomography[J]．Nat Photonics,2009,3(9):503-509．

[6] Buehler A,Herzog E,Razansky D,et al．Video rate optoacoustic tomography of mouse kidney perfusion[J]．Opt Lett,2010,35(14):2475-2477．

[7] Oraevsky AA,Jacques SL,Tittel FK．Measurement of tissue optical properties by timeresolved detection of laser-induced transient stress[J]．Appl Opt,1997,36(1):402-415．

[8] Razansky D,Distel M,Vinegoni C,et al．Multispectral optoacoustic tomography of deep-seated fluorescent proteins in vivo[J]．Nat Photonics,2009,3:412-417．

[9] Li ML,Oh JT,Xie X,et al．Simultaneous molecular and hypoxia imaging of brain tumors in vivo using spectroscopic photoacoustic tomography[J]．Proc IEEE,2008,96(3):481-489．

[10] De la Zerda A,Zavaleta C,Keren S,et al．Carbon nanotubes as photoacoustic molecular imaging agents in living mice[J]．Nat Nanotechnol,2008,3(9):557-562．

[11] Taruttis A,Herzog E,Razansky D,et al．Real-time imaging of cardiovascular dynamics and circulating gold nanorods with multispectral optoacoustic tomography[J]．Opt Express,2010,18(1 9):19592-19602．

[12] Zhang HF,Maslov K,Sivaramakrishnan M,et al．Imaging of hemoglobin oxygen saturation variations in single vessels in vivo using photoacoustic microscopy[J]．Appl Phys Lett,2007,90(5): 053901．

[13] Ermilov SA,Khamapirad T,Conjusteau A,et al．Laser optoacoustic imaging system fordetection of breast cancer[J]．J Biomed Opt,2009,14(2):024007．

[14] Manohar S,Vaartjes SE,van Hespen JCG,et al．Initial results of in vivo non-invasive cancer imaging in the human breast using near-infrared photoacoustics[J]．Opt Express,2007,15(19):12277 -12285．

[15] Maeda H,Wu J,Sawa T,et al．Tumor vascular permeability and the EPR effect in macromolecular therapeutics:a review[J]．J Control Release 2000;65(1-2):271-284．

[16] Kruger RA,Kiser WL,Reinecke DR,et al．Thermoacoustic molecular imaging of small animals[J]．Mol Imaging,2003, 2(2): 113-123．

[17] Rosenthal A,Razansky D,Ntziachristos V．Quantitative optoacoustic signal extraction using sparse signal representation[J]．IEEE Trans Med Imaging,2009,28(12):1997-2006．

[18] Hunton DB,Bollman JL,Hoffman HN．Studies of hepatic function with indocyanine green[J]． Gastroenterology,1960,39:7 13-724．

[19] Cherrick GR,Stein SW,Leevy CM,et al．Indocyanine green: observations on its physical properties,plasma decay,and hepatic extraction[J]．J Clin Invest,1960,39:592-600．

[20] Hood JD,Cheresh DA．Role of integrins in cell invasion and migration[J]．Nat Rev Cancer,2002,2(2):91-100．

[21] Kossodo S,Pickarski M,Lin SA,et al．Dual in vivo quantification of integrin-targeted and protease-activated agents in cancer using fluorescence molecular tomography (FMT)[J]．Mol Imaging Biol,2010,12(5):488-499．

[22] Sarantopoulos A,Themelis G,Ntziachristos V．Imaging the bio-distribution of fluorescent probes using multispectral epi-illumination cryoslicing imaging[J]．Mol Imaging Biol,2011,13(5):874-885．

[23] Dickerson EB,Dreaden EC,Huang X,et al．Gold nanorod assisted near-infrared plasmonic photothermal therapy (PPTT) of squamous cell carcinoma in mice[J]．Cancer Lett,2008,269(1): 57-66．

[24] Skirtach AG,Dejugnat C,Braun D,et al．The role of metal nanoparticles in remote release of encapsulated materials[J]．Nano Lett,2005,5(7):1371-1377．

[25] Song KH,Kim C,Maslov K,et al．Noninvasive in vivo spectroscopic nanorodcontrast photoacoustic mapping of sentinel lymph nodes[J]．Eur J Radiol,2009,70(2):227-231．

[26] Eghtedari M,Oraevsky A,Copland JA,et al．High sensitivity of in vivo detection of gold nanorods using a laser optoacoustic imaging system[J]．Nano Lett,2007,7(7):1914-1918．

[27] Okabe A,Hirota M,Kimura Y,et al．Functional disturbance of biliary indocyanine green excretion in rat cerulein pancreatitis followed by endotoxemia: role of the prime and the second attack[J]．JOP,2003,4(5):178-183．

[28] Orendorff CJ,Sau TK,Murphy CJ．Shapedependent plasmonresonant gold nanoparticles[J]．Small,2006;2(5):636-639．

10.3969/j.issn.1674-1633.2012.09.005

1674-1633(2012)09-0021-06

本文英文原版出自Radiology雜志2012年第263卷5月刊461～468頁。翻譯及轉載均經過北美放射學會許可。北美放射學會對在翻譯過程中出現的譯文不準確現象概不負責。

2011年8月5日

修改通知發出日期：2011年9月26日

修回日期：2011年11月17日

通過審核日期：2011年12月8日

定稿日期：2011年12月9日

聯系人：V．N． (e-mail: v．ntziachristos@tum．de)

?RSNA, 2012