Fotoakoestische cystography

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

Fotoakoestische cystography (PAC) heeft een groot potentieel om urineblazen, een straling gevoelige intern orgaan bij pediatrische patiënten, in kaart zonder gebruik van ioniserende straling of giftige contrastmiddel. Hier laten we zien het gebruik van PAC voor het in kaart brengen urineblazen met een injectie van optische-opake tracers bij ratten

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

Conventionele pediatrische cystography, gebaseerd op diagnostische X-ray met een radio-opake kleurstof, lijdt het gebruik van schadelijke ioniserende straling. Het risico op blaaskanker bij kinderen als gevolg van blootstelling aan straling is belangrijker dan veel andere vormen van kanker. Hier laten we de uitvoerbaarheid van niet ioniserende en niet-invasieve fotoakoestische (PA) beeldvorming van urineblazen, genaamd fotoakoestische cystography (PAC), met nabij-infrarood (NIR) optische absorptiemiddelen (bijvoorbeeld methyleenblauw, goud plasmonische nanostructuren of enkelwandige koolstofnanobuizen ) als een optische-troebele tracer. We hebben met succes belicht een rat blaas gevuld met de optische absorberende agenten met behulp van een donker-veld confocale PAC systeem. Na transurethrale injectie van de contrastmiddelen, blazen de rat waren photoacoustically gevisualiseerd door het bereiken van aanzienlijke PA verbetering van het signaal. De accumulatie werd gevalideerd door spectroscopische PA beeldvorming. Verder, door slechts een laserpulsenergievan minder dan 1 mJ / cm 2 (1/20 van de veiligheidsgrens), kan het actuele beeldvormingssysteem de methyleenblauw-gevulde blaas-rat-kaart op een diepte van meer dan 1 cm in biologische weefsels in vivo. Zowel in vivo en ex vivo PA beeldvorming resultaten te valideren dat de contrastmiddelen natuurlijk werden uitgescheiden via urineren. Dus, er is geen bezorgdheid over toxisch middel lange termijn accumulatie, die klinische vertaling zal vergemakkelijken.

Introduction

X-ray cystography 1 is een beeldvormende proces blaas-gerelateerde ziekten, zoals blaaskanker, vesicoureteral reflux, stagnatie van ureters, neurogene blaas, enz. identificeren. 2-5 Gewoonlijk urine worden geannuleerd en een radiopaak middel wordt geïnjecteerd door een catheter. Vervolgens worden fluoroscopische röntgenbeelden verworven urineblazen bakenen. De belangrijkste veiligheidskwestie is dat schadelijke ioniserende straling wordt gebruikt in deze procedure. Het percentage cumulatieve risico kanker leeftijd 75 jaar als gevolg van diagnostische röntgenstraling varieert 0,6-1,8%. 6 Bovendien carcinogene dreiging significant bij pediatrische patiënten. Een Britse studie toonde aan dat bij 9 belangrijkste interne organen, de gemiddelde jaarlijkse stralingsdosis van diagnostische röntgenstralen was het hoogst in de blazen in vrouwelijke kinderen jonger dan 4 en de tweede hoogste in mannelijke kinderen jonger dan 4. 7 Dit geeft aan dat het risico van blaaskanker het grootst is bij pediatrische patiënten. Although pediatrische radiologen trachten de blootstelling aan straling te verminderen tarief zo ​​laag als redelijkerwijs mogelijk is, ioniserende straling niet volledig kunnen worden uitgesloten. Daarom is de beperking creëert een behoefte aan een volledig straling vrij, gevoelig, kosteneffectieve en hoge-resolutie beeldvormende modaliteit met radioactieve contrastmiddelen in cystography.

Onlangs, fotoakoestische tomografie (PAT) is uitgegroeid tot een vooraanstaande biomedische beeldvorming modaliteit omdat PAT sterke optische absorptie contrasten en een hoge ultrasone ruimtelijke resolutie in biologische weefsels kunnen leveren. 8 Het principe van PAT is dat ultrasone golven worden veroorzaakt als gevolg van thermo-elastische uitzetting van een doel gevolgd door de absorptie van licht. Door het detecteren tijdopgeloste akoestische golven reizen via een medium, twee-of drie-dimensionale foto-akoestische (PA) beelden worden gevormd. Aangezien ultrageluid (US) veel minder zwaar in weefsels vergeleken licht (gewoonlijk twee of drie orden van grootte), debeeldvorming diepte van PAT kan oplopen tot ~ 8 cm in de weefsels, terwijl de ruimtelijke resolutie wordt gehandhaafd tot 1/200 van de beeldvorming diepte 9 De belangrijkste voordelen van PAT voor de cystographic toepassing zijn:. (1) PAT is volledig vrij van ioniserende straling. (2) ClinicalUSimaging systemen kunnen gemakkelijk worden aangepast aan leveren dual-modale PA en Amerikaanse imaging-mogelijkheden. Aldus kan de dual-modale PA / US beeldvormingssysteem relatief draagbaar, kosteneffectief en snel, die belangrijke criteria voor snelle klinische toepassing. Met behulp van zowel endogene en exogene contrasten, heeft PAT verstrekt hoge-resolutie morfologische, functionele en moleculaire beeldvorming van weefsels te studeren tumor fysiopathologie, hersenen hemodynamiek, interne organen, oogheelkunde, angiografie, en etc. 10-16

In dit artikel tonen we aan de experimentele protocollen van niet ioniserende fotoakoestische cystography (PAC) met behulp van nabij-infrarood (NIR) optisch absorberende stoffen (dwz methyleenblauw, gaanld nanocages, of enkelwandige koolstof nanobuisjes) als niet-toxisch optische-troebele tracers. Rat blazen gevuld met de contrastmiddelen werden photoacoustically en spectroscopisch afgebakend in vivo. Geen middelen voortdurend geaccumuleerd in de blaas en de nieren van de ratten. Aldus kan langdurige toxiciteit die kan worden veroorzaakt door ophoping middel worden uitgesloten. Dit resultaat impliceert dat PAC combinatie van de optische absorbers potentieel werkelijk onschadelijk cystographic modaliteit voor pediatrische patiënten zijn. De systeemconfiguratie, systeem uitlijning, en in vivo / ex vivo beeldvorming procedures worden besproken in dit artikel.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

1. Diep Reflectie Mode Fotoakoestisch cystography (PAC) System

  1. Systeemconfiguratie 17, 18
    1. Een Q-switched Nd: YAG laser (SLII-10; Continuum, 532 nm) pompen een golflengte-afstembare laser (Surelite OPO PLUS, Continuum; golflengte tuning bereik: 680 tot 2500 nm).
    2. De pulsduur van elke laser shot is ~ 5 ns, en de laser herhalingsfrequentie is 10 Hz.
    3. De golflengte hangt af van de optische absorptie piek van de gebruikte contrastmiddel. Als methyleenblauw dient als contrastmiddel, wordt een optische golflengte van 667 nm wordt gebruikt, waarbij de piek absorptie is. Plasmonische goud nanostructuren kunnen tunable gelokaliseerde oppervlakteplasmonresonantie hebben bij het NIR spectrale gebied, op basis van hun fysische en chemische eigenschappen. Verder kan het brede absorptiespectrum van enkelwandige koolstofnanobuizen een breed optie voor de golflengte.
    4. Licht uit de afstembare laser wordt geleverd met een bolvormige conische lens through rechte hoek prisma's (PS908, Thorlabs).
    5. Een donut-vormig lichtstraal patroon wordt geproduceerd nadat het licht door de sferische conische lens. De zelfgemaakte conische lens is gemaakt van een BK7 lens en de kegel hoek is 152 °. De diameter van de lens is 2,5 cm.
    6. De divergerende donut-vormige lichtbundel wordt omgeleid via een optische condensor, gemaakt van een transparant acryl plaat. De diameters van de bovenste en onderste oppervlakken 6,1 en 4,8 cm, respectievelijk. De dikte van de condensor is 2,5 cm. De doorgestuurd ringvormige lichtstraal vormt een donut-vormig met een donker centrum op het weefsel oppervlak.
    7. Gebruik maken van een klein waterreservoir om akoestische koppeling stimuleren. Het waterreservoir heeft een onderste opening omwikkeld met een heldere dunne polyethyleen film die optisch en akoestisch transparant is. Kleine dieren worden gepositioneerd onder het waterreservoir.
    8. De gegenereerde PA golven worden gedetecteerd door een sferisch focused ultrasound transducer (V308;Olympus NDT, 5 MHz middenfrequentie), die in het midden van de optische condensor gemonteerd. De diameter element en de brandpuntsafstand van de transductor 1,9 en 2,5 cm, respectievelijk. Aldus het f-getal van de transducer ~ 1.3.
    9. De transversale en axiale resoluties zijn 590 en 144 micrometer, respectievelijk.
    10. De gedetecteerde PA golven worden eerst versterkt door een breedband ultrasone pulser / receiver (5072PR; Olympus NDT; 35 MHz bandbreedte en 59 dB rf gain), en vervolgens overgenomen door een oscilloscoop (TDS5054; Tektronix).
    11. Verkrijgen eendimensionale tijdsopgeloste afbeeldingen (genoemd als A-lijn) door het meten van de tijd van aankomst van de PA golven. Momenteel wordt de snelheid van de PA golven aangenomen op 1480 m / sec over de gehele beeldopname. Twee-(genoemd als B-scans) en driedimensionale PA beelden kunnen worden verkregen door het mechanisch bewegen van de lineaire raster podium scanning (XY6060; Danaher Dover).
    12. De beeldvorming is ~ 25 min een volumetrische afbeelding single-golflengte PA met een voorgezichtsveld (FOV) van 2,5 x 2,4 x 1,5 cm 3 in de xyz vlakken. We verworven 125 monsters langs de x-richting met een stapgrootte van 0,2 mm, 60 monsters langs de y-richting met een stapgrootte van 0,4 mm. 500 datapunten met een 50-MHz sampling rate werden verkregen langs de z-richting. De mechanische scannen wordt bestuurd door een zelfgemaakte NI LabVIEW software systeem.
    13. De volumetrische data wordt voorgesteld door de maximale amplitude uitsteeksel (MAP) met een MathWorks Matlab software systeem.
  2. Systeem uitlijning
    1. Na de sferische conische lens, zorg ervoor dat de lichtbundel is een perfecte ring vorm. Als de donut-vormige lichtbundel niet goed gegenereerd, de PA signalen afkomstig van het huidoppervlak dominant. Derhalve is het moeilijk om deep tissue imaging bereiken.
    2. De lijnvormige licht focus op water moet coaxiaal worden afgestemd op de echografie focale zone. Als die niet coaxiaal uitgelijnd, het systeem lijdt aan lage signaal-naar-ruisverhouding.
    3. De bestraalde laserpulsenergie op het huidoppervlak wordt gevarieerd van ~ 1-2 mJ / cm 2 als de golflengte wordt afgestemd van 680 tot 1000 nm, respectievelijk. Deze laserpuls energie veel lager dan het American National Standards Institute veiligheidsgrens, variërend van 20 tot 80 mJ / cm 2 in het spectraalgebied, respectievelijk.

2. In vivo en ex vivo Imaging Procedures

  1. Voorbereiding dier
    1. Gebruik vrouwelijke Spraque-Dawley ratten met een gewicht van 200 - 250 g in alle PA imaging experimenten.
    2. Om te beginnen, verdoven de rat door intraperitoneale injectie van een mengsel van ketamine (85 mg / kg lichaamsgewicht) en xylazine (15 mg / kg).
    3. Ontharen de haren in de buikstreek.
    4. Plaats de rat boven op van een op maat gemaakte dierlijke houder.
    5. Coat een 22-gauge katheter met glijmiddel om het inbrengen van de katheter te verbeteren.
    6. Houd de katheter Vertically over de urethrale opening. Steek het distale uiteinde van de katheter, horizontaal, in de urethra tot de naaf van de katheter uiteindelijk de opening bereikt.
    7. Urine in de blaas vervalt via de catheter.
  2. In vivo beeldvorming PAC
    1. Plaats de rat, bovenop het dier houder onder het waterreservoir in de PAC systeem.
    2. Solliciteer ultrasound gel (Sonotech) tussen het dier oppervlakte huid en kunststof membraan naar akoestische koppeling te verbeteren.
    3. Volledig verdoven van de rat met behulp van verdampte isofluraan (1 L / min zuurstof en 0,75% isofluraan) tijdens de in vivo PA imaging experimenten.
    4. Verkrijgen van een controle-afbeelding PA voorafgaand aan de injectie van contrastmiddelen.
    5. Algemeen gebruik van een waterige oplossing van methyleenblauw (0,8 ul / g lichaamsgewicht met een concentratie van 30 mM), goud nanocages (1,2 ul / g lichaamsgewicht met een concentratie van 2 nM) of enkelwandige koolstofnanobuizen (0,8 ul / g lichaamsgewicht gewicht meteen concentratie van 0,3 uM) aan de blaas via de catheter. Gebruik van een 1-ml-spuit met een 22 gauge katheter.
    6. Verwerven van een reeks van PA afbeeldingen.
  3. Ex vivo PAC beeldvorming
    1. Offer de rat na in vivo PAC beeldvorming, door het injecteren van een overdosis pentobarbital.
    2. Verwijder de twee belangrijkste organen, blaas en nieren, biodistributie te onderzoeken en op een glasplaat.
    3. Plaats de glasplaat onder het waterreservoir in het PAC-systeem.
    4. Solliciteer ultrasound gel (Sonotech) tussen de weggesneden organen en kunststof membraan naar akoestische koppeling te verbeteren.
    5. Acquire PA afbeeldingen.
    6. Photoacoustically afbeelding het verwijderd uit een gezonde rat als een controle-organen.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Representative Results

Figuur 1 toont de in vivo niet ioniserende en niet-invasieve PAC gebruik van optisch troebele methyleenblauw (MB). De afbeelding bediening PA werd verkregen bij 667 nm, bij de piek optische absorptie voor MB (Figuur 1A). Hoewel de bloedvaten in de FOV duidelijk zichtbaar, de blaas onzichtbaar aangezien het optisch transparant bij deze golflengte. Zoals getoond in figuur 1B, wordt de blaas wordt duidelijk op PA beeld verkregen bij 0,2 uur na injectie van MB. Om de accumulatie van MB in de blaas bevestigen, gebruikten we twee optische golflengten (667 en 850 nm) te onderscheiden tussen de blaas vol MB van de omliggende structuren. Zoals getoond in figuur 1C, de PA amplitudes binnen de blaas zijn niet zichtbaar door de optische absorptiecoëfficiënt van MB bij 850 nm nagenoeg 0. Zo, dit resultaat geeft aan dat de blaas is gevuld met MB. Als gevolg daarvan blijkt dat de spectroscopischeAfbeelding PA kan duidelijk onderscheiden verschillende endogene en exogene choromophores. Figuren 1D en 1E tonen de diepte-opgelost PA B-scan beelden, gescand langs de gestippelde lijn in de figuren 1A en 1B, respectievelijk. Het bovenoppervlak van de blaas is gelegen aan de ultrasone transducer brandpunt zowel in vivo en ex vivo beeldvorming. De positie van de blaas langs de diepterichting wordt duidelijk, ~ 3,5 mm onder het huidoppervlak. Bovendien, de PA signalen in de blaas gemeten bij 24 en 48 uur na injectie is vrijwel identiek aan het signaal verkregen bij pre-injectie. Dit resultaat impliceert dat de ingespoten contrastmiddel volledig werd verwijderd uit het lichaam, en geen middel geaccumuleerd. Daarom wordt agens geen toxiciteit op lange termijn naar verwachting in onze aanpak. Bovendien is de diepte van de na injectie PA beeld (Figuur 1B) van gecodeerd met een pseudo kleur in Figuur 2. Te positie van de blaas ~ 3,5 mm onder het huidoppervlak, die goed correleert de diepte opgelost PA beeld B-scan (fig. 1E) met. De typische diepte van de bovenste en onderste grenzen van een pediatrische blaas ~ 1,4 en 4,3 cm, respectievelijk van de abdominale oppervlak. Door slechts een laserpulsenergie van minder dan 1 mJ / cm 2 (1/20 van de veiligheidsgrens), kan het actuele beeldvormingssysteem de methyleenblauw-gevulde blaas-rat-kaart op een diepte van meer dan 1 cm in biologische weefsels in vivo. 17 Zoals we hierboven vermeld, de beeldvorming diepte van PAT kan oplopen tot ~ 8 cm in weefsels met behulp van methyleenblauw. 9

Immers in vivo experimenten, we weggesneden twee belangrijke organen, blaas en nieren te onderzoeken biologische distributie. Als controle werd een blaas en nier uitgesneden uit een gezonde rat. De PA signalen gemeten binnen de verwijderde blazen en nieren van twee groepen ratten zijn bijna identiek, demonstrating dat geen stof verzameld in de organen.

Figuur 1
Figuur 1. In vivo niet ioniserende en niet-invasieve PAC gebruik van optisch ondoorzichtig methyleenblauw (MB). (A) Controle PA beeld van een rat buikstreek bij pre-injectie van MB verworven met een optische golflengte van 667 nm, waarin slechts bloedvaten (BV ). Dit komt overeen golflengte met de optische absorptie piek van MB. (B) image PA verkregen bij 0,2 uur na transurethrale-injectie van MB met een optische golflengte van 667 nm, onthullend zowel BV en de blaas (BD) opgebouwd met MB. (C ) PA beeld verkregen bij 850 nm na injectie van MB. De BD gevuld met MB verdwijnt afbeelding van de PA in omdat de optische absorptie van MB is minimaal bij deze golflengte.(D) en (E) Diepte-opgelost PA B-scan beelden gesneden langs de stippellijnen in (A) en (B), respectievelijk. Overgenomen met toestemming van ref 17. Copyright 2011 Optical Society of America.

Figuur 2
Figuur 2. Diepte-gecodeerde PA beeld van figuur 1B. De kleur geeft de diepte-informatie. BV, bloedvaten, BD, blaas, en MB, methyleenblauw.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Discussion

Tot slot, hebben we laten zien de mogelijkheid van NONIONISERENDE PAC gebruik toxisch optische dempers in een rat-model in vivo. We hebben met succes belicht een rat blaas gevuld met optische absorberende gebruik van onze niet ioniserende en niet-invasieve PAC systeem. Twee kritieke veiligheidsproblemen zijn opgelost in onze aanpak: (1) het gebruik van niet ioniserende straling voor cystographic applicaties en (2) geen accumulatie van contrastmiddelen in het lichaam.

Onze klinische belang wordt bewaakt vesicoureteral reflux (VUR) bij pediatrische patiënten. Ongeveer 3% van de kinderen in de Verenigde Staten zijn getroffen door urineweginfecties 19 en ongeveer 1,5% van deze patiënten lijden aan VUR. In de huidige klinische praktijk, al deze patiënten direct ondergaan ioniserende röntgenstraling fluoroscopische beeldvorming. De Amerikaanse Urologische Vereniging pediatrische VUR klinische richtlijnen panel adviseert het minimaliseren van het gebruik van ioniserende straling voor de pediatrische patients. 20 Onze lange-termijn doel is om toezicht te houden VUR met een combinatie van niet-toxische optische contrastmiddelen met PAC. Dus als er VUR bij patiënten, verwachten we dat het geïnjecteerde middel terugvloeien van de blaas naar de nieren. Vergeleken met x-ray cystography, PAC heeft een beperkte penetratie diepte. Zo, onze belangrijkste doelstelling voor klinische PAC is voor pediatrische patiënten. Hoewel de belichtingssnelheid actuele PAC systeem relatief traag door mechanische scannen, kan een real-time klinische ultrasound systeem eenvoudig worden aangepast voor PAC. 21-27 Bijgevolg biedt deze aanpak mogelijk een draagbare en goedkope toegang VUR monitoring, wat een extra voordeel. Zo, we zijn ervan overtuigd dat de haalbaarheid van de klinische vertaling van onze applicatie is zeer hoog. Voor toekomstige studies, voordat het wordt getest in de klinische setting, de PA VUR monitoring met behulp van optische dempers zal worden onderzocht in een varkens-model.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Disclosures

Alle dierproeven in overeenstemming waren met de State University van New York in Buffalo Institutional Animal Care en gebruik Comite.
De auteurs hebben niets te onthullen.

Acknowledgments

Dit werk werd mede ondersteund door een subsidie ​​van de pilotstudies-programma van de Universiteit van Buffalo klinisch en translationeel Research Center en de Buffalo Translationeel Consortium, een subsidie ​​van Roswell Park Alliance Foundation, opstarten fondsen van de Universiteit van Buffalo, IT Consilience Creative Program van MKE en NIPA (C1515-1121-0003) en NRF toekenning van MEST (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