Фотоакустическая Цистография

Bioengineering

Your institution must subscribe to JoVE's Bioengineering section to access this content.

Fill out the form below to receive a free trial or learn more about access:

 

Summary

Фотоакустическая цистография (PAC) имеет большой потенциал для сопоставления мочевого пузыря, чувствительный к излучению внутренних органов у детей, без использования ионизирующей радиации или токсичных контрастных агентов. Здесь мы показываем, использование PAC для отображения мочевого пузыря с введением оптических индикаторов в непрозрачной крыс

Cite this Article

Copy Citation | Download Citations | Reprints and Permissions

Jeon, M., Kim, J., Kim, C. Photoacoustic Cystography. J. Vis. Exp. (76), e50340, doi:10.3791/50340 (2013).

Please note that all translations are automatically generated.

Click here for the english version. For other languages click here.

Abstract

Обычных педиатрических цистографию, который основан на диагностических рентгеновских использованием рентгеноконтрастных красителей, страдает от использования вредных ионизирующим излучением. Риск возникновения рака мочевого пузыря у детей в связи с воздействием радиации является более значительным, чем многие другие виды рака. Здесь мы показываем возможности неионизирующих и неинвазивной фотоакустических (PA) визуализации мочевого пузыря, называют фотоакустических цистография (PAC), используя ближнем инфракрасном (NIR) оптические абсорбенты (например, метиленовый синий, плазмонных наноструктур золота, или одностенных углеродных нанотрубок ) в качестве оптического мутно-индикатора. Мы успешно отображаемого мочевой пузырь крыс заполнен оптической поглощающих агентов с помощью темном поле конфокальной PAC системы. После трансуретральной введения контрастного средства, пузыри крысы были визуализированы photoacoustically достижении значительного сигнала PA аксессуара. Накопление было подтверждено спектроскопических изображений PA. Кроме того, при использовании только энергии лазерного импульсаменее 1 мДж / см 2 (1/20 от предела безопасности), наша нынешняя система визуализации можно сопоставить метиленовым синим, заполненные крысы пузыря на глубину более 1 см в биологических тканях в естественных условиях. Как в естественных, и бывших естественных изображений PA результаты подтверждают, что контрастные вещества, естественно, из организма через мочеиспускание. Таким образом, не существует озабоченность по поводу долгосрочного накопления токсичных агентов, которые будут способствовать клинической перевода.

Introduction

Рентгеновская цистографию 1 изображений процесс выявления мочевого пузыря заболеваний, таких как рак мочевого пузыря, пузырно-мочеточниковый рефлюкс, блокирование мочеточников, мочевого пузыря нейрогенного и др. 2-5 Как правило, моча, недействительны и рентгеноконтрастный агент вводится через катетера. Затем рентгеноскопии рентгеновского изображения вводятся, чтобы очертить мочевого пузыря. Тем не менее, ключевым вопросом безопасности является то, что вредное ионизирующее излучение используется в этой процедуре. Процент совокупного риска рака возраста 75 лет вследствие диагностические рентгеновские лучи в диапазоне от 0,6 до 1,8%. 6 Кроме того, канцерогенные угроза имеет важное значение в педиатрии. Британское исследование показало, что среди 9 основных внутренних органов, средняя годовая доза облучения от диагностических рентгеновских лучей был самым высоким в пузырь в женском детей меньше, чем 4 и вторым по величине в детей мужского пола менее 4. 7 Это означает, что риск рака мочевого пузыря Наиболее существенно в педиатрических больных. ВысотаХью педиатрической радиологи стремятся снизить уровень радиационного облучения, как разумно достижимом низком уровне, ионизирующее излучение не может быть полностью исключена. Таким образом, ограничение создает необходимость полностью зараженных радиацией, чувствительной, экономически эффективной, и высокое разрешение метода визуализации с нерадиоактивных контрастных агентов в цистография.

Недавно фотоакустическая томографии (ПЭТ) стало главным биомедицинского метода визуализации, поскольку PAT может обеспечить сильное оптическое поглощение контрасты и высокой ультразвуковой пространственное разрешение в биологических тканях. 8 Принцип PAT в том, что ультразвуковые волны, индуцированные из-за термоупругих расширение целевой последующим поглощением света. При обнаружении с разрешением во времени акустических волн, распространяющихся через среду, двух-или трехмерный фотоакустическая (PA) формируются изображения. Потому что ультразвук (США) гораздо менее рассеяны в тканях по сравнению с светом (как правило, два-три порядка),глубина визуализации PAT может доходить до ~ 8 см в тканях, в то время как пространственное разрешение поддерживается до 1/200 от глубины визуализации 9 ключевых преимуществ PAT для cystographic приложения включают в себя: (1). PAT полностью свободен от ионизирующих излучения. (2) ClinicalUSimaging системы могут быть легко адаптированы для поставки двойного модальный ПА и США возможности воображения. Таким образом, двойной модальный PA / США система формирования изображения может быть относительно портативные, экономически эффективной, и быстрые, которые являются ключевыми критериями для быстрого клинического перевода. Использование как эндогенные, так и экзогенные контрастов, PAT обеспечила высокое разрешение морфологических, функциональных и молекулярной визуализации тканей для изучения опухолей патофизиология, гемодинамики мозга, внутренних органов, офтальмологии, ангиография и т.д.. 10-16

В этой статье мы покажем, экспериментальные протоколы неионизирующих фотоакустических цистография (PAC) с помощью ближней инфракрасной (NIR) оптические абсорбенты (например, метиленовый синий, перейдитеLD наноклетки или одностенных углеродных нанотрубок) также нетоксичные оптико-мутная индикаторов. Крысы пузыри наполнены контрастных агентов были photoacoustically и спектроскопически очерченных в естественных условиях. Нет агенты упорно не накапливается в мочевом пузыре и почках крыс. Таким образом, долгосрочной токсичности, которые могут быть вызваны средство накопления может быть исключена. Этот результат означает, что с PAC Комбинация оптического поглотители потенциально может быть действительно безвредны cystographic модальности для педиатрических пациентов. Конфигурации системы, системы выравнивания, и в естественных условиях / EX процедур естественных изображений обсуждаются в этой статье.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

1. Режим глубокого размышления Фотоакустическая Цистография (PAC) системы

  1. Конфигурация системы 17, 18
    1. Q-Switched Nd: YAG лазера (SLII-10; континуума; 532 нм) насосов длины волны перестраиваемого лазера (ОРО Surelite PLUS; континуума; диапазон перестройки длины волны: от 680 до 2500 нм).
    2. Длительность импульса каждого лазерного выстрела составляет ~ 5 нс, а скорость лазерной повторения 10 Гц.
    3. Длина волны зависит от пика оптического поглощения использовали контрастное вещество. Если метиленовый синий служит в качестве контрастного агента, оптическую длину волны 667 нм используется, где пик поглощения. Плазмонных наноструктур золото может иметь перестраиваемый локализованного поверхностного плазмонного резонанса в ближней ИК области спектра на основе их физических и химических свойств. Кроме того, широкий спектр поглощения одностенных углеродных нанотрубок может предоставить широкий выбор дл селекции длин волн.
    4. Свет выходит из перестраиваемый лазер поставляется к сферической конических линз Through правого угла призмы (PS908, Thorlabs).
    5. Тороидальной формы луча света генерируется после того, как свет проходит через сферическую конической линзы. Самодельный конической линзы изготавливают из BK7 объектива и угол конуса составляет 152 °. Диаметр объектива 2,5 см.
    6. Расходящиеся тороидальной формы светового пучка перенаправлены через оптический конденсатор, выполненный из прозрачного акрилового листа. Диаметры верхней и нижней поверхностей 6,1 и 4,8 см соответственно. Толщина конденсатор 2,5 см. Перенаправлен кольцо луч света образует форму пончика с темным центром на поверхности ткани.
    7. Используйте небольшую емкость водой для повышения акустической связи. Емкость для воды имеет нижнее отверстие завернутые с четкой тонкой полиэтиленовой пленки, который оптически и акустически прозрачным. Мелкие животные расположены под водой контейнера.
    8. Сгенерированный волны PA обнаруживаются сферически сфокусированный ультразвук преобразователь (V308;Olympus NDT, 5 МГц центральная частота), который установлен в середине оптического конденсатора. Диаметр элемента и фокусное расстояние преобразователь в 1,9 и 2,5 см соответственно. Таким образом, диафрагменное число преобразователя составляет ~ 1,3.
    9. Поперечной и осевой разрешениях 590 и 144 мкм соответственно.
    10. Обнаруженные волн PA сначала усиливается широкополосным ультразвуковым генератором импульсов / приемник (5072PR; Olympus NDT, 35 МГц и 59 дБ RF GAIN), а затем приобретена осциллографа (TDS5054; Tektronix).
    11. Получение одномерного с разрешением во времени изображений (называется линия) путем измерения времени прихода волны PA. В настоящее время, скорость PA волны предполагается, что при 1480 м / с в течение всего захвата изображений. Два-(называется B-сканов) и трехмерной PA изображения могут быть получены путем механического перемещения линейной стадии растрового сканирования (XY6060; Danaher Dover).
    12. Изображений времени составляет ~ 25 мин на один объемный одной длине волны PA изображение сПоле зрения (FOV) 2,5 х 2,4 х 1,5 см 3 в плоскостях XYZ. Мы приобрели 125 образцов вдоль направления х с шагом 0,2 мм, 60 образцов вдоль направлении у с шагом 0,4 мм. 500 точек данных с 50-МГц частотой дискретизации были получены вдоль направления г. Механического сканирования контролируется самодельное NI LabVIEW системного программного обеспечения.
    13. Данные объемный представлен максимальный выступ амплитуды (MAP), с использованием программного MathWorks MATLAB системы.
  2. Система выравнивания
    1. После сферической конических линз, убедитесь, что конфигурация пучка излучения идеальной форме кольца. Если тороидальной формы луча образом не генерируется, PA сигналами происходит от поверхности кожи являются доминирующими. Таким образом, трудно достичь глубокого визуализации ткани.
    2. Линейно-профилированного свет фокуса в воду следует соосно с ультразвуковым фокальной зоны. Если те, которые не коаксиально, система страдает от низкого отношения сигнал-шум.
    3. Облученных энергии лазерного импульса на поверхности кожи изменяется от ~ 1 - 2 мДж / см 2, когда длина волны настроен от 680 до 1000 нм соответственно. Эти энергии лазерного импульса намного ниже, чем американского Национального института стандартов предел безопасности, колеблется от 20 до 80 мДж / см 2 в течение спектральной области, соответственно.

2. В естественных условиях и Ex естественных изображений Процедуры

  1. Подготовка животных
    1. Использование женский Spraque-Dawley крыс весом 200 - 250 г во всех экспериментах PA изображений.
    2. Для начала анестезии крыс путем внутрибрюшинной инъекции смеси кетамина (85 мг / кг массы тела) и ксилазина (15 мг / кг).
    3. Депиляции волос в области живота.
    4. Расположите крысы поверх заказ животного держателя.
    5. Coat 22 калибра катетер смазкой для улучшения катетера.
    6. Держите катетер VerticaLLY за отверстие мочеиспускательного канала. Затем вставьте дистального конца катетера, горизонтально, в мочеиспускательный канал, пока центр катетер окончательно не достигнет отверстие.
    7. Мочи в мочевом пузыре будет недействительным через катетер.
  2. В естественных условиях PAC изображений
    1. Поместите крысу, расположенный в верхней части животного держатель, ниже уровня воды контейнер в системе PAC.
    2. Применить Ультразвуковой гель (Sonotech) между поверхностью кожи животных и пластиковой мембраной для улучшения акустической связи.
    3. Полностью анестезии крыс использованием испаренного изофлуран (1 л / мин кислорода и 0,75% изофлуран) в течение в естественных условиях PA эксперименты изображений.
    4. Получение управления изображением PA до инъекции контрастного средства.
    5. Введение водного раствора метиленового синего (0,8 мкл / г веса тела с концентрацией 30 мМ), золото наноклетки (1,2 мкл / г веса тела с концентрацией 2 нМ) или одностенных углеродных нанотрубок (0,8 мкл / г тело вес сконцентрации 0,3 мкМ) в мочевой пузырь через катетер. Используйте 1 мл шприц с 22 калибра катетера.
    6. Приобретать серии изображений PA.
  3. Экс естественных PAC изображений
    1. Жертвоприношение крыс в естественных условиях после PAC изображений, путем введения передозировка фенобарбитала.
    2. Удалите два основных органов, пузыри и почек, для расследования биораспределении, и на стеклянной пластине.
    3. Поместите стеклянную пластину под емкость для воды в системе PAC.
    4. Применить Ультразвуковой гель (Sonotech) между вырезают органы и пластиковой мембраной для улучшения акустической связи.
    5. Приобретать PA изображений.
    6. Photoacoustically изображение удаленных органов от здоровых крыс в качестве контроля.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Representative Results

На рисунке 1 показаны в естественных условиях неионизирующих и неинвазивной PAC с использованием оптически мутных метиленового синего (МБ). Управления изображением PA был получен при 667 нм, на пике оптического поглощения для MB (рис. 1А). Хотя кровеносных сосудов в поле зрения являются четко визуализируется, мочевой пузырь невидима, потому что это оптически прозрачным на этой длине волны. Как показано на фиг.1В, мочевой пузырь ясно показано на изображении PA приобретенных на 0,2 ч после инъекции Мб. Чтобы подтвердить накопления МБ в мочевом пузыре, мы использовали два оптических длин волн (667 и 850 нм) различать мочевой пузырь заполнен MB от окружающих структур. Как показано на фигуре 1C, PA амплитуды в мочевом пузыре не видны, поскольку коэффициент оптического поглощения MB 850 нм почти 0. Таким образом, этот результат указывает на то, что мочевой пузырь наполнен Мб. Как результат, это демонстрирует, что спектроскопическиеPA изображения можно четко различать различные эндогенные и экзогенные choromophores. Цифры 1D и 1E показать глубину разрешением PA B-сканирование изображений, сканирование по пунктирной линии на рисунках и соответственно. Верхняя поверхность мочевого пузыря был расположен в ультразвуковой датчик координатора как в естественных и бывших естественных изображений. Положение мочевого пузыря в направлении глубины четко определены, ~ 3,5 мм ниже поверхности кожи. Кроме того, PA сигналов в мочевой пузырь измеренные через 24 и 48 ч после инъекции практически идентичны сигнала, полученного на предварительной инъекции. Этот результат предполагает, что вводят контрастное вещество было полностью удалено от тела, и ни один агент не накапливается. Таким образом, никаких долгосрочных агент токсичность не ожидал в нашем подходе. Кроме того, глубина после инъекции PA изображение (фиг.1В) кодируется с использованием псевдо цвета на рисунке 2. Tон положение мочевого пузыря составляет ~ 3,5 мм ниже поверхности кожи, что хорошо коррелирует с глубиной разрешением PA B-сканирования изображения (рис. 1E). Типичный глубины верхней и нижней границами педиатрической мочевого пузыря ~ 1,4 и 4,3 см соответственно, из брюшной поверхности. , Используя только энергию лазерного импульса менее 1 мДж / см 2 (1/20 от предела безопасности), наша нынешняя система визуализации можно сопоставить метиленовым синим, заполненные крысы пузыря на глубину более 1 см в биологических ткани в естественных условиях. 17 Как мы выше, максимальная глубина визуализации PAT может доходить до ~ 8 см в тканях с помощью метиленового синего. 9

Ведь в экспериментах естественных изображений, мы вырезали два основных органов, мочевого пузыря и почек, для расследования биораспределении. В качестве контроля мочевого пузыря и почек, вырезали из здоровых крыс. PA сигналов, измеренных в снятом пузыри и почки от двух групп крыс почти идентичны, д.emonstrating что агент не накапливается в органах.

Рисунок 1
Рисунок 1. В естественных условиях неионизирующих и неинвазивной PAC с использованием оптически непрозрачными метиленового синего (МБ). (A) Управление PA образ брюшной области крысы приобрели в предварительного впрыска MB с оптической волны 667 нм, показывая только кровеносные сосуды (BV ). Эта длина волны матчах с пика оптического поглощения Мб. (B) PA изображение, полученное при 0,2 ч после трансуретральной-инъекция MB с оптической волны 667 нм, показывая как BV и мочевым пузырем (BD), накопленных с МБ. (C ) PA изображение, полученное при 850 нм после инъекции Мб. BD заполнены MB исчезает в изображении PA потому что оптическое поглощение MB минимальна на этой длине волны.(D) и (E) Глубина разрешением PA B-сканирование изображений вырезать по пунктирным линиям в (А) и (В), соответственно. Печатается с разрешения из работы 17. Copyright 2011 Оптическое общество Америки.

Рисунок 2
Рисунок 2. Глубина кодировке PA изображение на рисунке 1b. Цвет представляет информацию о глубине. BV, кровеносных сосудов; BD, мочевого пузыря, и MB, метиленовый синий.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Discussion

В заключение, мы показали возможность неионизирующих PAC использованием нетоксичных оптические поглотители в крысиной модели в естественных условиях. Мы успешно отображаемого мочевой пузырь крыс заполнены оптических абсорбентов помощью нашего неионизирующих и неинвазивной PAC системы. Две важнейшие вопросы безопасности были решены в нашем подходе: (1) использование неионизирующих излучений для приложений cystographic и (2) не накопление контрастных веществ в организме.

Наш клинический интерес включает в себя мониторинг ПМР (ПМР) в педиатрических больных. Около 3% детей в Соединенных Штатах страдают от инфекций мочевыводящих путей 19, и примерно 1,5% пациентов страдают от ПМР. В современной клинической практике, все эти пациенты непосредственно подвергаться ионизирующего рентгеновского рентгеноскопии изображений. Американской урологической ассоциации педиатрической клинической комиссии ПМР руководящие принципы настоятельно рекомендует свести к минимуму применение ионизирующего излучения в педиатрическое погладитьients. 20 Наша долгосрочная цель заключается в наблюдении ПМР с сочетание нетоксичных оптических использованием контрастных средств PAC. Таким образом, если есть ПМР у пациентов, мы ожидаем, что закачиваемого агента будет поступать обратно из мочевого пузыря в почку. По сравнению с рентгеновским цистография, PAC имеет ограниченную глубину проникновения. Таким образом, наша главная цель для клинических PAC для педиатрических больных. Хотя визуализации скорость нашей нынешней системы PAC относительно медленно из-за механического сканирования в режиме реального времени клинической ультразвуковой системы могут быть легко адаптированы для PAC. 21-27 Следовательно, этот подход потенциально предлагает портативный и недорогое средство для доступа к ПМР мониторинга который является дополнительным преимуществом. Таким образом, мы считаем, что возможности клинического перевода нашего приложения очень высокая. Для будущих исследований, прежде чем он будет протестирован в клинических условиях, мониторинг PA ПМР с использованием оптических поглотители будут исследованы в модели свиньи.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Disclosures

Все эксперименты на животных в соответствии с Университета штата Нью-Йорк в Буффало Институциональные уходу и использованию животных комитета.
Авторы не имеют ничего раскрывать.

Acknowledgments

Эта работа была частично поддержана грантом программы экспериментальных исследований Университета в Буффало клинических и трансляционных исследований Центра и Buffalo Поступательное консорциума, грант от Roswell Park Фонда Союза, ввод в эксплуатацию средств из Университета Буффало, IT Совпадение творческой программы из МКЭ и NIPA (C1515-1121-0003) и NRF грант МОНТ (2012-0009249).

Materials

Name Company Catalog Number Comments
Q-switched Nd:YAG laser Continuum SLII-10 pump laser
OPO laser Continuum Surelite OPO PLUS tunable laser
Prisms Thorlabs PS908 light deliver
Ultrasound transducer Olympus NDT V308 5 MHz
Ultraoundpulser/receiver Olympus NDT 5072PR amplifier
Oscilloscope Tektronix TDS5054 data acquisition
Scanning stage Danaher Dover XY6060 raster scanning
Methylene blue Sigma-Aldrich M9140-25G contrast agent
Rats Harlan Spague-Dawley animal subject
Isoflourane vaporizer Euthanex EZ-155 anesthesia
Ultrasound gel Sonotech Clear Image singles acoustic coupling

DOWNLOAD MATERIALS LIST

References

  1. Riccabona, M. Cystography in infants and children: a critical appraisal of the many forms with special regard to voiding cystourethrography. Eur. Radiol. 12, (12), 2910-2918 (2002).
  2. Khattar, N., Dorairajan, L. N., Kumar, S., Pal, B. C., Elangovan, S., Nayak, P. Giant obstructive megaureter causing contralateral ureteral obstruction and hydronephrosis: a first-time report. Urology. 74, (6), 1306-1308 (2009).
  3. Lim, R. Vesicoureteral reflux and urinary tract infection: evolving practices and current controversies in pediatric imaging. AJR Am. J. Roentgenol. 192, (5), 1197-1208 (2009).
  4. Scardapane, A., Pagliarulo, V., Ianora, A. A., Pagliarulo, A., Angelelli, G. Contrast-enhanced multislice pneumo-CT-cystography in the evaluation of urinary bladder neoplasms. Eur. J. Radiol. 66, (2), 246-252 (2008).
  5. Verpoorten, C., Buyse, G. M. The neurogenic bladder: medical treatment. Pediatr. Nephrol. 23, (5), 717-725 (2008).
  6. Ron, E. Let's not relive the past: a review of cancer risk after diagnostic or therapeutic irradiation. Pediatr. Radiol. 32, (10), 739-744 (2002).
  7. Berrington De Gonzalez, A., Darby, S. Risk of cancer from diagnostic X-rays: estimates for the UK and 14 other countries. Lancet. 363, (9406), 345-351 (2004).
  8. Kim, C., Favazza, C., Wang, L. V. In vivo photoacoustic tomography of chemicals: high-resolution functional and molecular optical imaging at new depths. Chem. Rev. 110, (5), 2756-2782 (2010).
  9. Ke, H., Erpelding, T. N., Jankovic, L., Liu, C., Wang, L. V. Performance characterization of an integrated ultrasound, photoacoustic, and thermoacoustic imaging system. J. Biomed. Opt. 17, (5), 056010 (2012).
  10. Akers, W. J., Kim, C., Berezin,, et al. Noninvasive Photoacoustic and Fluorescence Sentinel Lymph Node Identification using Dye-Loaded Perfluorocarbon Nanoparticles. Acs Nano. 5, (1), 173-182 (2011).
  11. Jiao, S. L., Jiang, M. S., Hu, J., et al. Photoacoustic ophthalmoscopy for in vivo retinal imaging. Opt. Express. 18, (4), 3967-3972 (2010).
  12. Kim, C., Cho, E. C., Chen, J., et al. In vivo molecular photoacoustic tomography of melanomas targeted by bioconjugated gold nanocages. Acs Nano. 4, (8), 4559-4564 (2010).
  13. Kim, C., Song, H. M., Cai, X., Yao, J., Wei, A., Wang, L. V. In vivo photoacoustic mapping of lymphatic systems with plasmon-resonant nanostars. J. Mater. Chem. 21, (9), 2841-2844 (2011).
  14. Wang, X., Pang, Y., Ku, G., Xie, X., Stoica, G., Wang, L. V. Noninvasive laser-induced photoacoustic tomography for structural and functional in vivo imaging of the brain. Nat. Biotechnol. 21, (7), 803-806 (2003).
  15. Xie, Z., Roberts, W., Carson, P., Liu, X., Tao, C., Wang, X. Evaluation of bladder microvasculature with high-resolution photoacoustic imaging. Opt. Lett. 36, (24), 4815-4817 (2011).
  16. 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).
  17. Kim, C., Jeon, M., Wang, L. V. Nonionizing photoacoustic cystography in vivo. Opt. Lett. 36, (18), 3599-3601 (2011).
  18. Homan, K., Kim, S., Chen, Y. S., Wang, B., Mallidi, S., Emelianov, S. Prospects of molecular photoacoustic imaging at 1064 nm wavelength. Opt. Lett. 35, (15), 2663-2665 (2010).
  19. Chang, S. L., Shortliffe, L. D. Pediatric urinary tract infections. Pediatr. Clin. N. Am. 53, (3), 379 (2006).
  20. Stratton, K. L., Pope, J. C., Adams, M. C., Brock, J. W., Thomas, J. C. Implications of Ionizing Radiation in the Pediatric Urology. 183, (6), 2137-2142 (2010).
  21. Ermilov, S. A., Khamapirad, T., Conjusteau, A., et al. Laser optoacoustic imaging system for detection of breast cancer. J. Biomed. Opt. 14, (2), 024007 (2009).
  22. Erpelding, T. N., Kim, C., Pramanik, M., et al. Sentinel lymph nodes in the rat: noninvasive photoacoustic and US imaging with a clinical US system. Radiology. 256, (1), 102-110 (2010).
  23. Kim, C., Erpelding, T. N., Jankovic, L., Wang, L. V. Performance benchmarks of an array-based hand-held photoacoustic probe adapted from a clinical ultrasound system for non-invasive sentinel lymph node imaging. Philos. Transact. A. Math Phys. Eng. Sci. 369, (1955), 4644-4650 (1955).
  24. Kim, C., Song, K. H., Gao, F., Wang, L. V. 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. Radiology. 255, (2), 442-450 (2010).
  25. Kruger, R. A., Kiser, W. L., Reinecke, D. R., Kruger, G. A. Thermoacoustic computed tomography using a conventional linear transducer array. Medical Physics. 30, (5), 856-860 (2003).
  26. Kruger, R. A., Lam, R. B., Reinecke, D. R., Del Rio, S. P., Doyle, R. P. Photoacoustic angiography of the breast. Med. Phys. 37, (11), 6096-6100 (2010).
  27. Manohar, S., Kharine, A., Van Hespen, J. C., Steenbergen, W., Van Leeuwen, T. G. The Twente Photoacoustic Mammoscope: system overview and performance. Phys. Med. Biol. 50, (11), 2543-2557 (2005).

Comments

0 Comments


    Post a Question / Comment / Request

    You must be signed in to post a comment. Please or create an account.

    Usage Statistics