Photoacoustic Cystography

Conventional pediatric cystography, which is based on diagnostic X-ray using a radio-opaque dye, suffers from the use of harmful ionizing radiation. The ...

University at Buffalo, The State University of New York

Pohang University of Science and Technology (POSTECH) 

A simple, compact, and low cost tunable ring laser with a commercial semiconductor optical amplifier (SOA) was demonstrated. The tunable ring laser is based on an external wavelength filter cavity that is analogous with the Littman configuration with a diffraction grating, a mirror, and a simple slit. The unique structural advantage of this new system is that the slit is displaced to select a desired wavelength instead of tilting the mirror as in the Littman configuration. This allows easy control over the selected wavelength by the translating action of the slit. The full width half maximum (FWHM) wavelength turning range is 45 nm, and the wavelength resolution is about 2 pm. The demonstrated tunable ring laser has 2 mW output power. The side mode suppression ratios is 70-73 dB.

TUNABLE RING LASER BASED ON A SEMICONDUCTOR OPTICAL AMPLIFIER AT 1300 NM USING A SIMPLE WAVELENGTH SELECTION FILTER.

Un laser simple, compacte et faible co&ucirc;t anneau ajustable avec un amplificateur optique de semi-conducteur commerciale (SOA) a &eacute;t&eacute; d&eacute;montr&eacute;. Le laser accordable anneau est issu d&#39;une cavit&eacute; de filtre externe de longueur d&#39;onde qui est analogue avec la configuration Littman avec un r&eacute;seau de diffraction, un miroir et une fente simple. L&#39;unique avantage structurel de ce nouveau syst&egrave;me est que la fente soit d&eacute;plac&eacute;e pour s&eacute;lectionner une longueur d&#39;onde d&eacute;sir&eacute;e au lieu d&#39;incliner le miroir comme dans la configuration de Littman. Cela permet de facilement contr&ocirc;ler la longueur d&#39;onde s&eacute;lectionn&eacute;e par l&#39;action de traduction de la fente. L&#39;onde de (FWHM) maximale moiti&eacute; de pleine largeur en tournant la gamme est de 45 nm et la r&eacute;solution de longueur d&#39;onde est d&#39;environ 14. Le laser d&#39;anneau ajustable d&eacute;montr&eacute;e a puissance de sortie 2 mW. Les ratios de compression c&ocirc;t&eacute; mode est 70-73 dB.

LASER ACCORDABLE ANNEAU BAS&Eacute; SUR UN AMPLIFICATEUR OPTIQUE DE SEMI-CONDUCTEUR &Agrave; 1300 NM &Agrave; L&#39;AIDE D&#39;UN FILTRE DE S&Eacute;LECTION DE LONGUEUR D&#39;ONDE SIMPLE.

Un semplice, compatto e basso costo anello tunable laser con un amplificatore ottico a semiconduttore commerciale (SOA) &egrave; stato dimostrato. Il laser sintonizzabile anello &egrave; basato su una cavit&agrave; filtro esterno lunghezza d&#39;onda che &egrave; analoga con la configurazione Littman con un reticolo di diffrazione, uno specchio e una semplice fessura. L&#39;unico vantaggio strutturale di questo nuovo sistema &egrave; che la slit &egrave; spostata per selezionare la lunghezza d&#39;onda desiderata invece di inclinare lo specchio come nella configurazione Littman. Questo permette di facile controllo sulla lunghezza d&#39;onda selezionata dall&#39;azione traduzione di slit. La piena larghezza mezzo massima (FWHM) onda girando gamma &egrave; 45 nm e la risoluzione di lunghezza d&#39;onda &egrave; di circa 14. Il laser ha dimostrato sintonizzabile anello ha 2 mW di potenza. I rapporti di soppressione modalit&agrave; lato &egrave; 70-73 dB.

ANELLO TUNABLE LASER BASATO SU UN AMPLIFICATORE OTTICO A SEMICONDUTTORE A 1300 NM UTILIZZANDO UN FILTRO DI SELEZIONE SEMPLICE LUNGHEZZA D&#39;ONDA.

The goal of this study is to develop an advanced point-of-care diagnostic instrument for use in a primary care office using handheld optical coherence tomography (OCT). This system has the potential to enable earlier detection of diseases and accurate image-based diagnostics. Our system was designed to be compact, portable, user-friendly, and fast, making it well suited for the primary care office setting. The unique feature of our system is a versatile handheld OCT imaging scanner which consists of a pair of computer-controlled galvanometer-mounted mirrors, interchangeable lens mounts, and miniaturized video camera. This handheld scanner has the capability to guide the physician in real time for finding suspicious regions to be imaged by OCT. In order to evaluate the performance and use of the handheld OCT scanner, the anterior chamber of a rat eye and in vivo human retina, cornea, skin, and tympanic membrane were imaged. Based on this feasibility study, we believe that this new type of handheld OCT device and system has the potential to be an efficient point-of-care imaging tool in primary care medicine.

Handheld optical coherence tomography scanner for primary care diagnostics.

L&#39;objectif de cette &eacute;tude est de d&eacute;velopper un instrument de diagnostic avanc&eacute; point-of-care pour une utilisation dans un bureau de soins de sant&eacute; primaires &agrave; l&#39;aide de la tomographie en coh&eacute;rence optique ordinateur de poche (OCT). Ce syst&egrave;me a le potentiel pour permettre une d&eacute;tection plus pr&eacute;coce des maladies et des diagnostics pr&eacute;cis en mode image. Notre syst&egrave;me a &eacute;t&eacute; con&ccedil;u pour &ecirc;tre compact, portable, facile &agrave; utiliser et rapide, rendant bien adapt&eacute; pour la fixation de bureau de soins de sant&eacute; primaires. La caract&eacute;ristique unique de notre syst&egrave;me est un polyvalent OCT d&#39;imagerie scanner &agrave; main qui se compose d&#39;une paire d&#39;informatis&eacute; des miroirs mont&eacute;s sur galvanom&egrave;tre, montures d&#39;objectif interchangeable et cam&eacute;scope miniaturis&eacute;. Ce scanner de poche a la capacit&eacute; de guider le m&eacute;decin en temps r&eacute;el pour trouver des r&eacute;gions suspectes d&#39;&ecirc;tre photographi&eacute; par OCT. Afin d&#39;&eacute;valuer les performances et l&#39;utilisation du scanner portatif OCT, la chambre ant&eacute;rieure d&#39;un &oelig;il de rat et de la r&eacute;tine humaine in vivo, corn&eacute;e, peau et la membrane tympanique ont &eacute;t&eacute; mis en image. Selon cette &eacute;tude de faisabilit&eacute;, nous croyons que ce nouveau type de poche appareil OCT et le syst&egrave;me a le potentiel pour &ecirc;tre un outil d&#39;imagerie efficace de point-of-care en m&eacute;decine de soins primaires.

Scanner de tomographie par coh&eacute;rence optique portatif pour le diagnostic de soins primaires.

L&#39;obiettivo di questo studio &egrave; quello di sviluppare uno strumento di diagnostico point-of-care avanzato per l&#39;utilizzo in un ufficio di assistenza primaria tramite palmare optical coherence tomography (OCT). Questo sistema ha il potenziale per attivare il rilevamento precedente di malattie e accurata diagnostica basata su immagine. Il nostro sistema &egrave; stato progettato per essere compatto, portatile, facile da usare e veloce, che lo rende adatto per la regolazione dell&#39;ufficio assistenza primaria. La caratteristica unica del nostro sistema &egrave; un versatile palmare OCT imaging scanner che consiste di una coppia di specchi montati su galvanometro controllati dal computer, monta lenti intercambiabili e videocamera miniaturizzata. Questo scanner palmare ha la capacit&agrave; di guidare il medico in tempo reale per la ricerca di regioni sospette di essere ripreso da OCT. Al fine di valutare le prestazioni e l&#39;uso dello scanner palmare OCT, la camera anteriore di un ratto occhio e la retina umana in vivo, cornea, la pelle e la membrana timpanica sono stati ripresi. Basato su questo studio di fattibilit&agrave;, crediamo che questo nuovo tipo di palmare OCT dispositivo e sistema ha il potenziale per essere un efficiente strumento di imaging point-of-care in medicina di cure primarie.

Scanner di tomografia coerenza ottica palmare per la diagnostica di cure primarie.

A full-bandwidth k-domain linearization method for spectral-domain optical coherence tomography (SD-OCT) is demonstrated. The method uses information of the wavenumber-pixel-position provided by a translating-slit-based wavelength filter. For calibration purposes, the filter is placed either after a broadband source or at the end of the sample path, and the filtered spectrum with a narrowed line width (âˆ¼0.5â€‰nm) is incident on a line-scan camera in the detection path. The wavelength-swept spectra are co-registered with the pixel positions according to their central wavelengths, which can be automatically measured with an optical spectrum analyzer. For imaging, the method does not require a filter or a software recalibration algorithm; it simply resamples the OCT signal from the detector array without employing rescaling or interpolation methods. The accuracy of k-linearization is maximized by increasing the k-linearization order, which is known to be a crucial parameter for maintaining a narrow point-spread function (PSF) width at increasing depths. The broadening effect is studied by changing the k-linearization order by undersampling to search for the optimal value. The system provides more position information, surpassing the optimum without compromising the imaging speed. The proposed full-range k-domain linearization method can be applied to SD-OCT systems to simplify their hardware/software, increase their speed, and improve the axial image resolution. The experimentally measured width of PSF in air has an FWHM of 8â€‰Î¼m at the edge of the axial measurement range. At an imaging depth of 2.5â€‰mm, the sensitivity of the full-range calibration case drops less than 10â€‰dB compared with the uncompensated case.

Full-range k-domain linearization in spectral-domain optical coherence tomography.

Une m&eacute;thode de lin&eacute;arisation pleine bande k-domaine pour le domaine spectral optical coherence tomography (SD-OCT) est d&eacute;montr&eacute;e. La m&eacute;thode utilise les informations de l&#39;onde-pixel-position fournie par un filtre de traduction-fente-bas&eacute; de longueur d&#39;onde. &Agrave; des fins d&#39;&eacute;talonnage, le filtre est plac&eacute; apr&egrave;s une source &agrave; large bande ou &agrave; la fin de la trajectoire et le spectre filtr&eacute; avec une largeur de ligne r&eacute;tr&eacute;cie (&sim;0.5 nm) est incident sur un appareil de balayage lin&eacute;aire dans le chemin d&#39;acc&egrave;s de d&eacute;tection. Les spectres balay&eacute;es par les longueurs d&#39;onde sont co-registered avec les positions de pixels selon leurs longueurs d&#39;onde centrales, qui peuvent &ecirc;tre automatiquement mesur&eacute;es avec un analyseur de spectre optique. Pour l&#39;imagerie, la m&eacute;thode ne requiert pas un filtre ou un algorithme de recalibrage de logiciel ; Il r&eacute;&eacute;chantillonne simplement le signal OCT du tableau d&eacute;tecteur sans employer des m&eacute;thodes de mise &agrave; l&#39;&eacute;chelle ou de l&#39;interpolation. La pr&eacute;cision de k-lin&eacute;arisation est maximis&eacute;e en augmentant l&#39;ordre k-lin&eacute;arisation, qui est connu pour &ecirc;tre un param&egrave;tre d&eacute;terminant pour maintenir une largeur &eacute;troit point-spread function (PSF) &agrave; accro&icirc;tre des profondeurs. On &eacute;tudie l&#39;effet &eacute;largissement en changeant l&#39;ordre k-lin&eacute;arisation de sous-&eacute;chantillonnage pour rechercher la valeur optimale. Le syst&egrave;me fournit des informations de position plus, surpassant l&#39;optimum sans compromettre la vitesse d&#39;imagerie. La m&eacute;thode de lin&eacute;arisation propose toute la gamme k-domaine peut &ecirc;tre appliqu&eacute;e aux syst&egrave;mes de SD-OCT &agrave; simplifier leur mat&eacute;riel/logiciel, augmenter leur vitesse et d&#39;am&eacute;liorer la r&eacute;solution des images axiales. La largeur mesur&eacute;e exp&eacute;rimentalement des fibres discontinues de polyesters dans l&#39;air a une FWHM de 8 &mu;m au bord de la plage de mesure axiale. &Agrave; une profondeur d&#39;imagerie de 2,5 mm, la sensibilit&eacute; de l&#39;affaire de toute la gamme d&#39;&eacute;talonnage tombe moins de 10 dB par rapport &agrave; l&#39;hypoth&egrave;se sans compensation.

Lin&eacute;arisation de toute la gamme k-domaine dans le domaine spectral optical coherence tomography.

&Egrave; dimostrato un metodo di linearizzazione di banda piena k-dominio per dominio spettrale optical coherence tomography (OCT-SD). Il metodo utilizza le informazioni del numero d&#39;onda-pixel-posizione fornita da un filtro di lunghezza d&#39;onda di tradurre-fessura-basato. Ai fini della taratura, il filtro &egrave; collocato dopo una fonte di banda larga o alla fine del percorso del campione, e lo spettro filtrato con una larghezza di linea ristretto (&sim;0.5 nm) &egrave; incidente su una fotocamera linea-scan nel percorso di individuazione. Gli spettri di lunghezza d&#39;onda di sweep sono co-registered con le posizioni di pixel secondo la loro lunghezza d&#39;onda centrale, che pu&ograve; essere misurato automaticamente con un analizzatore di spettro ottico. Per l&#39;imaging, il metodo non richiede un filtro o un algoritmo software di ricalibrazione; semplicemente ricampiona il segnale OCT dalla matrice rivelatore senza che impiegano metodi di ridimensionamento o interpolazione. L&#39;accuratezza della k-linearizzazione &egrave; ingrandita aumentando l&#39;ordine k-linearizzazione, che &egrave; noto per essere un parametro fondamentale per il mantenimento di una larghezza stretta point-spread function (PSF) ad aumentare la profondit&agrave;. Modificando l&#39;ordine k-linearizzazione di sottocampionamento per cercare il valore ottimale &egrave; studiato l&#39;effetto di ampliamento. Il sistema fornisce ulteriori informazioni sulla posizione, superando l&#39;ottimale senza compromettere la velocit&agrave; di formazione immagine. Il metodo di linearizzazione full-range k-dominio proposto pu&ograve; essere applicato ai sistemi di SD-OCT per semplificare il loro hardware e software, aumentare la loro velocit&agrave; e migliorare la risoluzione delle immagini assiali. La larghezza misurata sperimentalmente di PSF in aria ha un fascio luminoso di 8 &mu;m al bordo del range di misura assiale. A una profondit&agrave; di imaging di 2,5 mm, la sensibilit&agrave; della cassa full-range taratura gocce inferiore a 10 dB rispetto al caso non compensato.

Linearizzazione full-range k-dominio in dominio spettrale optical coherence tomography.

&#x6211;&#x4EEC;&#x8BC1;&#x660E;&#x5C0F;&#x8BF4;&#x548C;&#x8180;&#x80F1;&#x6210;&#x50CF;&#x4F53;&#x5185;&#xFF0C;&#x975E;&#x7535;&#x79BB;&#x8FC7;&#x7A0B;&#x7684;&#x53EF;&#x884C;&#x6027;&#x79F0;&#x4E3A;&#x5149;&#x58F0;&#x9020;&#x5F71; (PAC)&#x3002;&#x4F7F;&#x7528;&#x5149;&#x58F0;&#x6210;&#x50CF;&#x7CFB;&#x7EDF;&#xFF0C;&#x6211;&#x4EEC;&#x5DF2;&#x6210;&#x529F;&#x62CD;&#x6444;&#x5145;&#x6EE1;&#x4E34;&#x5E8A;&#x4F7F;&#x7528;&#x4E9A;&#x7532;&#x57FA;&#x84DD; (MB) &#x67D3;&#x6599;&#x5927;&#x9F20;&#x8180;&#x80F1;&#x3002;&#x53D6;&#x5F97;&#x4E86; ~ 8 &#x56FE;&#x50CF;&#x5BF9;&#x6BD4;&#x5EA6;&#x3002;&#x6B64;&#x5916;&#xFF0C;&#x5149;&#x8C31; PAC &#x8BC1;&#x5B9E;&#x5728;&#x8180;&#x80F1;&#x4E2D;&#x79EF;&#x7D2F;&#x7684; MB&#x3002;&#x4F7F;&#x7528;&#x6FC0;&#x5149;&#x8109;&#x51B2;&#x80FD;&#x91CF;&#x4E3A;&#x5C0F;&#x4E8E; 1 mJ/cm&sup2; &#xFF08;1/20 &#x7684; ANSI &#x5B89;&#x5168;&#x9650;&#x5236;&#xFF09;&#xFF0C;&#x6DF1;&#x611F; &#xFF08;1.2 &#x5398;&#x7C73;&#xFF09; &#x5B9A;&#x4F4D;&#x7684;&#x8180;&#x80F1;&#x5728;&#x751F;&#x7269;&#x7EC4;&#x7EC7;&#x4E2D;&#x662F; PA &#x56FE;&#x50CF;&#x4E2D;&#x6E05;&#x6670;&#x53EF;&#x89C1;&#x3002;&#x6211;&#x4EEC;&#x7684;&#x7814;&#x7A76;&#x7ED3;&#x679C;&#x8868;&#x660E;&#x653F;&#x5E9C;&#x5E10;&#x76EE;&#x59D4;&#x5458;&#x4F1A;&#x53EF;&#x80FD;&#x53EF;&#x4EE5;&#x4E3A;&#x8180;&#x80F1;&#x6620;&#x5C04;&#x63D0;&#x4F9B;&#x975E;&#x7535;&#x79BB;&#xFF0C;&#x76F8;&#x5BF9;&#x4FBF;&#x5B9C;&#xFF0C;&#x548C;&#x4FBF;&#x643A;&#x5F0F;&#x7684;&#x5DE5;&#x5177;&#x3002;&#x6211;&#x4EEC;&#x4E34;&#x5E8A;&#x7684;&#x5229;&#x76CA;&#x4E4B;&#x95F4;&#x975E;&#x7535;&#x79BB; PAC MB &#x6CE8;&#x5C04;&#x53EF;&#x80FD;&#x53EF;&#x4EE5;&#x76D1;&#x89C6;&#x513F;&#x7AE5;&#x8180;&#x80F1;&#x8F93;&#x5C3F;&#x7BA1;&#x53CD;&#x6D41;&#x3002;

Nonionizing &#x5149;&#x58F0;&#x8180;&#x80F1;&#x4F53;&#x5185;&#x3002;

We demonstrate the feasibility of a novel and nonionizing process for bladder imaging in vivo, called photoacoustic cystography (PAC). Using a photoacoustic imaging system, we have successfully imaged a rat bladder filled with clinically used Methylene Blue (MB) dye. An image contrast of ~8 was achieved. Further, spectroscopic PAC confirmed the accumulation of MB in the bladder. Using a laser pulse energy of less than 1 mJ/cmÂ² (1/20 of the ANSI safety limit), a deeply (1.2 cm) positioned bladder in biological tissues was clearly visible in the PA image. Our results suggest that PAC can potentially provide a nonionizing, relatively cheap, and portable tool for bladder mapping. Among our clinical interests, nonionizing PAC with an injection of MB can potentially monitor vesicoureteral reflux in children.

Nonionizing photoacoustic cystography in vivo.

Nous d&#xE9;montrons la faisabilit&#xE9; d&#x26;#39;un proc&#xE9;d&#xE9; nouveau et non ionisants pour l&#x26;#39;imagerie in vivo de la vessie, appel&#xE9; cystographie photoacoustique (PAC). L&#x26;#39;utilisation d&#x26;#39;un syst&#xE8;me d&#x26;#39;imagerie photoacoustique, nous avons r&#xE9;ussi &#xE0; imager une vessie chez le rat rempli de bleu de m&#xE9;thyl&#xE8;ne utilis&#xE9; en clinique (MB) colorant. Un contraste de l&#x26;#39;image de ~ 8 a &#xE9;t&#xE9; atteint. En outre, spectroscopique PAC a confirm&#xE9; l&#x26;#39;accumulation de Mo dans la vessie. En utilisant une &#xE9;nergie d&#x26;#39;impulsion laser de moins de 1 mJ / cm &#xB2; (1/20 de la limite de s&#xE9;curit&#xE9; ANSI), un tr&#xE8;s (1,2 cm) de la vessie positionn&#xE9; dans les tissus biologiques &#xE9;tait clairement visible dans l&#x26;#39;image PA. Nos r&#xE9;sultats sugg&#xE8;rent que les SAA peuvent potentiellement fournir un outil non-ionisants, relativement pas cher, et portable pour la cartographie de la vessie. Parmi nos int&#xE9;r&#xEA;ts cliniques, non-ionisants PAC avec une injection de Mo peut potentiellement suivre reflux v&#xE9;sico chez les enfants.

Non ionisants Cystographie photoacoustique in vivo

Wir zeigen die Machbarkeit eines Romans und nonionizing Prozess f&uuml;r Blase Imaging in vivo Photoakustischen Cystography (PAC) genannt. Eine photoakustische imaging-System verwenden, haben wir erfolgreich eine Ratte-Blase gef&uuml;llt mit klinisch verwendeten Methylenblau (MB)-Farbstoff abgebildet. Ein Bildkontrast von ~ 8 erzielt werden. Weitere, spektroskopische PAC best&auml;tigt die Anh&auml;ufung von MB in der Blase. Mit einem Laser-Pulsenergie von weniger als 1 mJ/cm &sup2; (1/20 der ANSI-Sicherheit-Frist), tief (1,2 cm) positionierte Harnblase in biologischen Geweben war im PA-Bild deutlich zu sehen. Unsere Ergebnisse legen nahe, dass PAC potenziell eine nonionizing, relativ billige und portable Tool f&uuml;r die Zuordnung der Blase bieten kann. Zu unseren klinischen Interessen kann nonionizing PAC mit einer Injektion von MB potenziell Vesicoureteral Reflux bei Kindern &uuml;berwachen.

Nonionizing Photoakustischen Cystography in-vivo.

Noi dimostrare la fattibilit&agrave; di un romanzo e processo nonionizing per l&#39;imaging della vescica in vivo, chiamato fotoacustico Cistografia (PAC). Utilizzando un sistema di imaging di fotoacustico, noi abbiamo con successo imaged una vescica di ratto riempita con colorante blu di metilene (MB) clinicamente utilizzato. Un contrasto di immagine di ~ 8 &egrave; stato raggiunto. PAC ulteriore, spettroscopiche hanno confermato l&#39;accumulo di MB nella vescica. Usando un&#39;energia di impulsi laser di meno di 1 mJ/cm &sup2; (1/20 del limite di sicurezza ANSI), una profondamente (1,2 cm) posizionata vescica nei tessuti biologici era chiaramente visibile nell&#39;immagine PA. I nostri risultati suggeriscono che PAC pu&ograve; potenzialmente in grado di fornire uno strumento portatile, nonionizing e relativamente a buon mercato per il mapping della vescica. Tra i nostri interessi clinici, nonionizing PAC con un&#39;iniezione di MB pu&ograve; monitorare potenzialmente reflusso vescico-ureterale nei bambini.

Nonionizing fotoacustico Cistografia in vivo.

&#x6211;&#x3005;&#x306F;&#x97F3;&#x97FF;&#x8180;&#x80F1;&#x9020;&#x5F71;&#xFF08;PAC&#xFF09;&#x3068;&#x547C;&#x3070;&#x308C;&#x308B;&#x751F;&#x4F53;&#x5185;&#x3067;&#x306E;&#x8180;&#x80F1;&#x30A4;&#x30E1;&#x30FC;&#x30B8;&#x30F3;&#x30B0;&#x306E;&#x305F;&#x3081;&#x306E;&#x65B0;&#x898F;&#x304A;&#x3088;&#x3073;&#x975E;&#x96FB;&#x96E2;&#x904E;&#x7A0B;&#x306E;&#x53EF;&#x80FD;&#x6027;&#x3092;&#x793A;&#x3057;&#x3066;&#x3044;&#x307E;&#x3059;&#x3002;&#x5149;&#x97F3;&#x97FF;&#x30A4;&#x30E1;&#x30FC;&#x30B8;&#x30F3;&#x30B0;&#x30B7;&#x30B9;&#x30C6;&#x30E0;&#x3092;&#x7528;&#x3044;&#x3066;&#x3001;&#x6211;&#x3005;&#x306F;&#x6B63;&#x5E38;&#x306B;&#x81E8;&#x5E8A;&#x7684;&#x306B;&#x4F7F;&#x7528;&#x3055;&#x308C;&#x308B;&#x30E1;&#x30C1;&#x30EC;&#x30F3;&#x30D6;&#x30EB;&#x30FC;&#xFF08;MB&#xFF09;&#x8272;&#x7D20;&#x3067;&#x6E80;&#x305F;&#x3055;&#x308C;&#x305F;&#x30E9;&#x30C3;&#x30C8;&#x306E;&#x8180;&#x80F1;&#x3092;&#x30A4;&#x30E1;&#x30FC;&#x30B8;&#x3057;&#x3066;&#x3044;&#x307E;&#x3059;&#x3002; &#x301C;8&#x306E;&#x753B;&#x50CF;&#x306E;&#x30B3;&#x30F3;&#x30C8;&#x30E9;&#x30B9;&#x30C8;&#x3092;&#x9054;&#x6210;&#x3057;&#x305F;&#x3002;&#x3055;&#x3089;&#x306B;&#x3001;&#x5206;&#x5149;PAC&#x306F;&#x3001;&#x8180;&#x80F1;&#x306E;MB&#x306E;&#x84C4;&#x7A4D;&#x3092;&#x78BA;&#x8A8D;&#x3057;&#x305F;&#x3002; 1&#x672A;&#x6E80;MJ / cm&#xB2;&#x306E;&#xFF08;ANSI&#x306E;&#x5B89;&#x5168;&#x9650;&#x754C;&#x306E;1/20&#xFF09;&#x306E;&#x30EC;&#x30FC;&#x30B6;&#x30FC;&#x30D1;&#x30EB;&#x30B9;&#x306E;&#x30A8;&#x30CD;&#x30EB;&#x30AE;&#x30FC;&#x3092;&#x4F7F;&#x7528;&#x3057;&#x3066;&#x3001;&#x751F;&#x4F53;&#x7D44;&#x7E54;&#x306B;&#x6DF1;&#x304F;&#xFF08;1.2 cm&#xFF09;&#x306E;&#x4F4D;&#x7F6E;&#x4ED8;&#x3051;&#x8180;&#x80F1;&#x306F;&#x3001;PA&#x50CF;&#x3067;&#x306F;&#x3063;&#x304D;&#x308A;&#x3068;&#x898B;&#x3048;&#x305F;&#x3002;&#x6211;&#x3005;&#x306E;&#x7D50;&#x679C;&#x306F;&#x3001;PAC&#x306F;&#x3001;&#x6F5C;&#x5728;&#x7684;&#x306B;&#x8180;&#x80F1;&#x30DE;&#x30C3;&#x30D4;&#x30F3;&#x30B0;&#x306E;&#x305F;&#x3081;&#x306E;&#x975E;&#x96FB;&#x96E2;&#x3001;&#x6BD4;&#x8F03;&#x7684;&#x5B89;&#x4FA1;&#x3067;&#x3001;&#x30DD;&#x30FC;&#x30BF;&#x30D6;&#x30EB;&#x306A;&#x30C4;&#x30FC;&#x30EB;&#x3092;&#x63D0;&#x4F9B;&#x3067;&#x304D;&#x308B;&#x3053;&#x3068;&#x3092;&#x793A;&#x5506;&#x3057;&#x3066;&#x3044;&#x308B;&#x3002;&#x6211;&#x3005;&#x306E;&#x81E8;&#x5E8A;&#x5229;&#x76CA;&#x306E;&#x3046;&#x3061;&#x3001;MB&#x306E;&#x6CE8;&#x5165;&#x3067;PAC&#x3092;&#x975E;&#x96FB;&#x96E2;&#x306E;&#x306F;&#x3001;&#x6F5C;&#x5728;&#x7684;&#x306B;&#x5B50;&#x4F9B;&#x306E;&#x8180;&#x80F1;&#x5C3F;&#x7BA1;&#x9006;&#x6D41;&#x75C7;&#x3092;&#x76E3;&#x8996;&#x3059;&#x308B;&#x3053;&#x3068;&#x304C;&#x3067;&#x304D;&#x307E;&#x3059;&#x3002;

&#x751F;&#x4F53;&#x5185;&#x306B;&#x304A;&#x3051;&#x308B;&#x975E;&#x96FB;&#x96E2;&#x97F3;&#x97FF;&#x8180;&#x80F1;&#x9020;&#x5F71;

&#xC6B0;&#xB9AC; photoacoustic cystography (PAC) &#xB77C;&#xB294; &#xC18C;&#xC124;&#xACFC; &#xBC29;&#xAD11; &#xC774;&#xBBF8;&#xC9D5; vivo&#xC5D0;&#xC11C; nonionizing &#xD504;&#xB85C;&#xC138;&#xC2A4;&#xC758; &#xD0C0;&#xB2F9;&#xC131;&#xC744; &#xBCF4;&#xC5EC;&#xC90D;&#xB2C8;&#xB2E4;. Photoacoustic &#xC774;&#xBBF8;&#xC9D5; &#xC2DC;&#xC2A4;&#xD15C;&#xC744; &#xC0AC;&#xC6A9; &#xD558; &#xC5EC;, &#xC6B0;&#xB9AC;&#xAC00; &#xC131;&#xACF5;&#xC801;&#xC73C;&#xB85C; &#xC784;&#xC0C1;&#xC801;&#xC73C;&#xB85C; &#xC0AC;&#xC6A9; &#xB418;&#xB294; &#xBA54; &#xD2F8; &#xB80C; &#xBE14;&#xB8E8; (MB) &#xC5FC;&#xB8CC;&#xB97C; &#xAC00;&#xB4DD; &#xC950; &#xBC29;&#xAD11;&#xC744; &#xAD70;&#xB370; &#xC788;&#xB2E4;. ~ 8&#xC758; &#xC774;&#xBBF8;&#xC9C0; &#xB300;&#xC870;&#xB97C; &#xB2EC;&#xC131; &#xD588;&#xB2E4;. &#xB610;&#xD55C;, &#xBD84; &#xAD11; PAC &#xBC29;&#xAD11;&#xC5D0; MB&#xC758; &#xCD95;&#xC801;&#xC744; &#xD655;&#xC778; &#xD588;&#xB2E4;. 1 &#xC5E0; &#xC81C; &#xC774;/&sup2;&#xC758; &#xB808;&#xC774;&#xC800; &#xD384;&#xC2A4; &#xC5D0;&#xB108;&#xC9C0;&#xB97C; &#xC0AC;&#xC6A9; &#xD558; &#xC5EC; (1/20&#xC758; ANSI &#xC548;&#xC804; &#xC81C;&#xD55C;) &#xAE4A;&#xC774; (1.2 c m) &#xC704;&#xCE58; &#xBC29;&#xAD11; &#xC0DD;&#xCCB4; &#xC870;&#xC9C1;&#xC5D0;&#xB294; &#xBA85;&#xD655; &#xD558; &#xAC8C; &#xD39C; &#xC2E4;&#xBC14; &#xB2C8; &#xC544; &#xC774;&#xBBF8;&#xC9C0;&#xC5D0;&#xC11C; &#xBCFC; &#xC218; &#xC788;&#xC2B5;&#xB2C8;&#xB2E4;. &#xC6B0;&#xB9AC;&#xC758; &#xACB0;&#xACFC; PAC&#xB294; &#xBC29;&#xAD11; &#xB9E4;&#xD551;&#xC744; &#xC704;&#xD55C; &#xC7A0;&#xC7AC;&#xC801;&#xC73C;&#xB85C; nonionizing, &#xC0C1;&#xB300;&#xC801;&#xC73C;&#xB85C; &#xC800;&#xB834; &#xD558; &#xACE0; &#xD734;&#xB300;&#xC6A9; &#xB3C4;&#xAD6C;&#xB97C; &#xC81C;&#xACF5;&#xD560; &#xC218; &#xC788;&#xC2B5;&#xB2C8;&#xB2E4; &#xAC83;&#xC774; &#xC88B;&#xC2B5;&#xB2C8;&#xB2E4;. &#xC6B0;&#xB9AC;&#xC758; &#xC784;&#xC0C1; &#xAD00;&#xC2EC;&#xC0AC; &#xAC00;&#xC6B4;&#xB370; MB&#xC758; &#xC8FC;&#xC0AC;&#xC640; nonionizing PAC &#xC7A0;&#xC7AC;&#xC801;&#xC73C;&#xB85C; vesicoureteral &#xC5B4;&#xB9B0;&#xC774; &#xC5ED;&#xB958; &#xC131; &#xC2DD;&#xB3C4; &#xC5FC;&#xC744; &#xBAA8;&#xB2C8;&#xD130;&#xB9C1;&#xD560; &#xC218; &#xC788;&#xC2B5;&#xB2C8;&#xB2E4;.

Nonionizing photoacoustic cystography vivo.

Se demuestra la viabilidad de un proceso nuevo y no ionizante para obtener im&#xE1;genes de la vejiga en vivo, llamado cistograf&#xED;a fotoac&#xFA;stica (PAC). El uso de un sistema de imagen fotoac&#xFA;stica, hemos logrado reflejado una vejiga de rata llena de metileno utilizado en la cl&#xED;nica Azul (MB) de tinte. Un contraste de la imagen de ~ 8 se logr&#xF3;. Adem&#xE1;s, espectrosc&#xF3;pico PAC confirm&#xF3; la acumulaci&#xF3;n de MB en la vejiga. El uso de un pulso de energ&#xED;a l&#xE1;ser de menos de 1 mJ / cm &#xB2; (1/20 de los l&#xED;mites de seguridad ANSI), una profundidad (1,2 cm) de vejiga posicionado en los tejidos biol&#xF3;gicos era claramente visible en la imagen PA. Nuestros resultados sugieren que la PAC puede potencialmente proporcionar una herramienta no ionizante, relativamente barato y port&#xE1;til para el mapeo de la vejiga. Entre nuestros intereses cl&#xED;nicos, no ionizantes PAC con una inyecci&#xF3;n de MB puede potencialmente controlar el reflujo vesicoureteral en ni&#xF1;os.

La cistograf&#xED;a no ionizante fotoac&#xFA;stica en Vivo

Porphyrin-phospholipid conjugates were used to create photonic microbubbles (MBs) having a porphyrin shell ("porshe"), and their acoustic and photoacoustic properties were investigated. The inclusion of porphyrin-lipid in the MB shell increased the yield, improved the serum stability, and generated a narrow volumetric size distribution with a peak size of 2.7 Â± 0.2 Î¼m. Using an acoustic model, we calculated the porshe stiffness to be 3-5 times greater than that of commercial lipid MBs. Porshe MBs were found to be intrinsically suitable for both ultrasound and photoacoustic imaging with a resonance frequency of 9-10 MHz. The distinctive properties of porshe MBs make them potentially advantageous for a broad range of biomedical imaging and therapeutic applications.

Porphyrin shell microbubbles with intrinsic ultrasound and photoacoustic properties.

Porphyrine-phospholipides conjugu&eacute;s ont servi &agrave; cr&eacute;er les microbulles photoniques (MBs), une citerne de porphyrine (&laquo; porshe&quot;), et leurs propri&eacute;t&eacute;s acoustiques et photoacoustique ont &eacute;t&eacute; &eacute;tudi&eacute;es. L&#39;inclusion de porphyrine-lipide dans l&#39;interpr&eacute;teur de commandes MB a augment&eacute; le rendement, am&eacute;lior&eacute; la stabilit&eacute; du s&eacute;rum et g&eacute;n&eacute;r&eacute; une distribution &eacute;troite de taille volum&eacute;trique avec une taille maximale de 2,7 &plusmn; 0,2 &mu;m. &Agrave; l&#39;aide d&#39;un mod&egrave;le acoustique, nous avons calcul&eacute; la rigidit&eacute; de la porshe &agrave; 3 - 5 fois sup&eacute;rieure &agrave; celle des lipides commercial Porshe MBs MBs. se sont av&eacute;r&eacute; pour &ecirc;tre intrins&egrave;quement convenant aux ultrasons et imagerie photoacoustique avec une fr&eacute;quence de r&eacute;sonance de 9-10 MHz. Les caract&egrave;res distinctifs de porshe MBs rendent potentiellement avantageuses pour une large gamme d&#39;imagerie biom&eacute;dicale et applications th&eacute;rapeutiques.

Porphyrine coquille microbulles avec des propri&eacute;t&eacute;s intrins&egrave;ques de l&#39;&eacute;chographie et photoacoustique.

Porfirina-fosfolipide coniugati sono stati utilizzati per creare microbolle fotonico (MBs) avendo una shell di porfirina (&quot;porshe&quot;), e sono state studiate le propriet&agrave; acustiche e fotoacustico. L&#39;inclusione di porfirina-lipidico in shell MB aumenta il rendimento, migliorata la stabilit&agrave; del siero e generato una distribuzione stretta dimensione volumetrica con una dimensione massima di 2,7 &plusmn; 0,2 &mu;m. Utilizzando un modello acustico, abbiamo calcolato la rigidit&agrave; porshe per essere 3 - 5 volte maggiore di quella di lipidi commerciali Porshe MBs MBs. sono stati trovati per essere intrinsecamente adatto sia per ecografia e imaging fotoacustico con una frequenza di risonanza del 9-10 MHz. Le caratteristiche distintive di MBs porshe li rendono potenzialmente vantaggioso per un&#39;ampia gamma di applicazioni terapeutiche e imaging biomedico.

Porfirina shell microbolle con propriet&agrave; intrinseche degli ultrasuoni e fotoacustico.

Achieving real-time photoacoustic (PA) tomography typically requires multi-element ultrasound transducer arrays and their associated multiple data acquisition (DAQ) electronics to receive PA waves simultaneously. We report the first demonstration of a photoacoustic tomography (PAT) system using optical fiber-based parallel acoustic delay lines (PADLs). By employing PADLs to introduce specific time delays, the PA signals (on the order of a few micro seconds) can be forced to arrive at the ultrasonic transducers at different times. As a result, time-delayed PA signals in multiple channels can be ultimately received and processed in a serial manner with a single-element transducer, followed by single-channel DAQ electronics. Our results show that an optically absorbing target in an optically scattering medium can be photoacoustically imaged using the newly developed PADL-based PAT system. Potentially, this approach could be adopted to significantly reduce the complexity and cost of ultrasonic array receiver systems.

Parallel acoustic delay lines for photoacoustic tomography.

R&eacute;alisation photoacoustique en temps r&eacute;el (PA) tomographie g&eacute;n&eacute;ralement requiert des transducteurs &agrave; ultrasons multi-&eacute;l&eacute;ments et leurs associ&eacute;s multiples &eacute;lectronique d&#39;acquisition (DAQ) de donn&eacute;es pour recevoir PA vagues simultan&eacute;ment. Nous rapportons la premi&egrave;re d&eacute;monstration d&#39;un syst&egrave;me de tomographie (PAT) de photoacoustique &agrave; l&#39;aide de lignes &agrave; retard d&#39;acoustique parall&egrave;le ax&eacute;e sur la fibre optique (PADLs). En employant PADLs d&#39;introduire des retards sp&eacute;cifiques, les signaux de PA (l&#39;ordre de quelques micro secondes) peuvent &ecirc;tre forc&eacute;s d&#39;arriver &agrave; des transducteurs &agrave; ultrasons &agrave; des moments diff&eacute;rents. Ainsi, diff&eacute;r&eacute; PA signaux dans les canaux multiples peuvent &ecirc;tre finalement re&ccedil;ues et trait&eacute;es de fa&ccedil;on s&eacute;rie avec un seul &eacute;l&eacute;ment transducteur, suivi par l&#39;&eacute;lectronique monocanal DAQ. Nos r&eacute;sultats montrent qu&#39;un objectif optiquement absorbant dans une optique de diffusion moyen peut &ecirc;tre photoacoustically mis en image en utilisant le syst&egrave;me PAT ax&eacute;e sur le PADL nouvellement d&eacute;velopp&eacute;. Potentiellement, cette approche pourrait &ecirc;tre adopt&eacute;e pour r&eacute;duire consid&eacute;rablement la complexit&eacute; et le co&ucirc;t des syst&egrave;mes de r&eacute;cepteur &agrave; ultrasons tableau.

Lignes &agrave; retard acoustique pour tomographie photoacoustique en parall&egrave;le.

Tomografia computerizzata in tempo reale fotoacustici (PA) il raggiungimento in genere richiede matrici trasduttori multielemento ad ultrasuoni e loro associati pi&ugrave; elettronica di acquisizione (DAQ) dati per ricevere PA onde contemporaneamente. Riportiamo la prima dimostrazione di un sistema di tomografia (PAT) fotoacustico utilizzando linee di ritardo acustica parallela basata su fibra ottica (PADLs). Impiegando PADLs introdurre ritardi di tempo specifico, i segnali di PA (dell&#39;ordine di pochi secondi micro) possono essere forzati ad arrivare presso i trasduttori ad ultrasuoni in tempi diversi. Come risultato, ritardo PA segnali in pi&ugrave; canali possono essere infine ricevuti ed elaborati in modo seriale con un trasduttore a singolo elemento, seguito da elettronica DAQ single-channel. I nostri risultati mostrano che un obiettivo otticamente assorbente in un otticamente scattering medio pu&ograve; essere photoacoustically stampati utilizzando il sistema PAT nuova concezione basata su PADL. Potenzialmente, questo approccio potrebbe essere adottato per ridurre significativamente la complessit&agrave; e il costo di sistemi di ricezione di matrice ad ultrasuoni.

Linee di ritardo acustico parallelo per tomografia fotoacustico.

&#x6211;&#x4EEC;&#x8868;&#x73B0;&#x51FA;&#x7684;&#x6620;&#x5C04;&#x524D;&#x54E8;&#x6DCB;&#x5DF4;&#x7ED3; &#xFF08;SLN&#xFF09; &#x53EF;&#x884C;&#x6027;&#x548C;&#x8180;&#x80F1;&#x901A;&#x8FC7;&#x4F7F;&#x7528;&#x4FEE;&#x6539;&#x5355;&#x58C1;&#x78B3;&#x7EB3;&#x7C73;&#x7BA1; (SWNTs) &#x4F5C;&#x4E3A;&#x975E;&#x7535;&#x79BB;&#x7684;&#x5149;&#x58F0; (PA) &#x9020;&#x5F71;&#x5242;&#x3002;&#x82E5;&#x8981;&#x63D0;&#x9AD8;&#x5DF4;&#x52D2;&#x65AF;&#x5766;&#x6743;&#x529B;&#x673A;&#x6784;&#x7684;&#x654F;&#x611F;&#x6027;&#xFF0C;&#x5171;&#x8F6D;&#xFF0C;&#x5432;&#x54DA;&#x83C1;&#x7EFF; (ICG) &#x7535;&#x5F27;&#x548C;&#x7535;&#x5F27; ICG &#x7684;&#x5149;&#x5B66;&#x5438;&#x6536;&#x52A0;&#x5F3A;&#x4E86;&#x5927;&#x7EA6;&#x56DB;&#x500D;&#x76F8;&#x6BD4;&#xFF0C;&#x5E73;&#x539F;&#x7535;&#x5F27; 0.3 &#x5FAE;&#x7C73;&#x7684;&#x6D53;&#x5EA6;&#x3002;&#x4F53;&#x5185; PA &#x6210;&#x50CF;&#x7ED3;&#x679C;&#x8868;&#x660E; SLN &#x548C;&#x8180;&#x80F1;&#x663E;&#x7136;&#x53EF;&#x89C6;&#x5316;&#x7531;&#x4E8E;&#x7535;&#x5F27; ICG &#x7684;&#x79EF;&#x7D2F;&#x3002;&#x8FD9;&#x610F;&#x5473;&#x7740;&#x53EF;&#x6709;&#x53EF;&#x80FD;&#x5229;&#x7528;&#x7535;&#x5F27; ICG &#x4EE5;&#x786E;&#x5B9A;&#x4E73;&#x817A;&#x764C;&#x60A3;&#x8005;&#x548C;&#x4E0E;&#x5DF4;&#x52D2;&#x65AF;&#x5766;&#x6743;&#x529B;&#x673A;&#x6784;&#x6210;&#x50CF;&#x8DDF;&#x8E2A;&#x7EC4;&#x5408;&#x8180;&#x80F1;&#x8F93;&#x5C3F;&#x7BA1;&#x53CD;&#x6D41;&#x4E2D;&#x7684;&#x524D;&#x54E8;&#x3002;

&#x4F53;&#x5185;&#x975E;&#x7535;&#x79BB;&#x6027;&#x5149;&#x58F0;&#x6620;&#x5C04;&#x7684; ICG &#x589E;&#x5F3A;&#x78B3;&#x7EB3;&#x7C73;&#x7BA1;&#x4E0E;&#x8180;&#x80F1;&#x548C;&#x524D;&#x54E8;&#x6DCB;&#x5DF4;&#x7ED3;&#x3002;

We demonstrate the feasibility of mapping a sentinel lymph node (SLN) and urinary bladder by using modified single-walled carbon nanotubes (SWNTs) as a nonionizing photoacoustic (PA) contrast agent. To improve the PA sensitivity, indocyanine green (ICG) was conjugated with SWNTs and the optical absorption of SWNTs-ICG was enhanced by approximately four times compared to that of plain SWNTs at a concentration of 0.3Â ÂµM. In vivo PA imaging results showed that the SLN and bladder were clearly visualized due to accumulation of SWNTs-ICG. This implies that the SWNTs-ICG could be potentially utilized to identify SLNs in breast cancer patients and tracking vesicoureteral reflux in combination with PA imaging.

In vivo non-ionizing photoacoustic mapping of sentinel lymph nodes and bladders with ICG-enhanced carbon nanotubes.

Nous avons d&eacute;montr&eacute; la faisabilit&eacute; de mappage d&#39;un ganglion sentinelle (GS) et vessie en utilisant modifi&eacute; de nanotubes de carbone monofeuillet (SWNT) comme agent de contraste nonionizing photoacoustique (PA). Pour am&eacute;liorer la sensibilit&eacute; de la PA, vert d&#39;indocyanine (ICG) a &eacute;t&eacute; conjugu&eacute; avec SWNTs et l&#39;absorption optique de SWNTs GIC a &eacute;t&eacute; am&eacute;lior&eacute;e par environ quatre fois compar&eacute;e &agrave; celle des SWNT simple &agrave; une concentration de 0,3 &micro;M. PA in vivo, r&eacute;sultats d&#39;imagerie ont montr&eacute; que la SLN et la vessie ont &eacute;t&eacute; clairement visualis&eacute;s en raison de l&#39;accumulation de SWNTs GIC. Cela implique que le GIC SWNTs pourrait &ecirc;tre potentiellement utilis&eacute; pour identifier le GS dans les patients atteints de cancer du sein et le suivi des reflux v&eacute;sico-ur&eacute;t&eacute;ral en combinaison avec PA d&#39;imagerie.

Cartographie photoacoustique non-ionisantes in vivo des ganglions sentinelles et r&eacute;servoirs souples avec des nanotubes de carbone am&eacute;lior&eacute; ICG.

Wir zeigen die Machbarkeit von mapping eine Sentinel-Lymphknoten (SLN) und Harnblase mit ge&auml;ndert Single-walled Carbonnanotubes (SWNTs) als ein nonionizing Photoakustischen (PA)-Kontrastmittel. Um die PA-Empfindlichkeit zu verbessern, wurde Indocyanine gr&uuml;n (ICG) mit SWNTs konjugierten und die optische Absorption von SWNTs-ICG wurde durch ungef&auml;hr vier Mal im Vergleich zu der einfachen SWNTs bei einer Konzentration von 0,3 &micro;M. In-vivo PA imaging Ergebnisse zeigten, dass die SLN und Blase durch Anh&auml;ufung von SWNTs-ICG deutlich visualisiert wurden. Dies bedeutet, dass die SWNTs-ICG potenziell genutzt werden, k&ouml;nnte um SLNs bei Patientinnen mit Brustkrebs und tracking Vesicoureteral R&uuml;ckflu&szlig; in Kombination mit PA imaging zu identifizieren.

In-vivo nicht-ionisierender Photoakustischen Zuordnung von Sentinel-Lymphknoten und Blasen mit ICG verst&auml;rkter Kohlenstoff-Nanor&ouml;hren.

Noi dimostrare la fattibilit&agrave; della mappatura di un linfonodo sentinella (SLN) e vescica urinaria utilizzando modificato i nanotubi di carbonio a parete singola (SWNT) come un agente di contrasto nonionizing fotoacustici (PA). Per migliorare la sensibilit&agrave; di PA, verde indocianina (ICG) &egrave; stata coniugata con SWNT e l&#39;assorbimento ottico di SWNT-ICG &egrave; aumentata di circa quattro volte rispetto a quella di pianura SWNT ad una concentrazione di 0,3 &micro;M. PA in vivo imaging risultati hanno mostrato che il SLN e vescica erano chiaramente visualizzati a causa di accumulo di SWNT-ICG. Questo implica che i SWNT-ICG potrebbero essere potenzialmente utilizzati per identificare SLNs in pazienti affetti da cancro al seno e rilevamento reflusso vescico-ureterale in combinazione con PA di imaging.

Non ionizzanti in vivo fotoacustico mappatura dei linfonodi sentinella e vesciche con nanotubi di carbonio ICG-enhanced.

&#x30BB;&#x30F3;&#x30C1;&#x30CD;&#x30EB; &#x30EA;&#x30F3;&#x30D1;&#x7BC0; (SLN) &#x30DE;&#x30C3;&#x30D4;&#x30F3;&#x30B0;&#x306E;&#x5B9F;&#x8A3C;&#x3057;&#x3001;&#x8180;&#x80F1;&#x306B;&#x3088;&#x308B;&#x96FB;&#x96E2;&#x5149;&#x97F3;&#x97FF; (PA) &#x9020;&#x5F71;&#x5264;&#x3068;&#x3057;&#x3066;&#x306E;&#x5358;&#x5C64;&#x30AB;&#x30FC;&#x30DC;&#x30F3;&#x30CA;&#x30CE; &#x30C1;&#x30E5;&#x30FC;&#x30D6; (Swnt) &#x306E;&#x5909;&#x66F4;&#x3057;&#x307E;&#x3059;&#x3002;PA &#x306E;&#x611F;&#x5EA6;&#x3092;&#x5411;&#x4E0A;&#x3059;&#x308B;&#x306B;&#x306F;&#x3001;&#x30A4;&#x30F3;&#x30C9;&#x30B7;&#x30A2;&#x30CB;&#x30F3; &#x30B0;&#x30EA;&#x30FC;&#x30F3; (ICG) Swnt &#x3068;&#x5171;&#x5F79;&#x3060;&#x3063;&#x305F;&#x3057;&#x3001;&#x7D04; 4 &#x56DE;&#x5E73;&#x91CE; Swnt 0.3 &mu; M &#x306E;&#x6FC3;&#x5EA6;&#x306E;&#x6BD4;&#x8F03;&#x306B;&#x3088;&#x308B; Swnt ICG &#x306E;&#x5149;&#x5438;&#x53CE;&#x304C;&#x5F37;&#x5316;&#x3055;&#x308C;&#x307E;&#x3057;&#x305F;&#x3002;&#x7D50;&#x679C;&#x3092;&#x30A4;&#x30E1;&#x30FC;&#x30B8;&#x30F3;&#x30B0; in vivo PA SLN &#x3068;&#x8180;&#x80F1; Swnt ICG &#x306E;&#x84C4;&#x7A4D;&#x306E;&#x305F;&#x3081;&#x660E;&#x78BA;&#x306B;&#x53EF;&#x8996;&#x5316;&#x3057;&#x305F;&#x3053;&#x3068;&#x3092;&#x793A;&#x3057;&#x305F;&#x3002;&#x3053;&#x308C;&#x306F;&#x3001;Swnt ICG &#x6F5C;&#x5728;&#x7684; SLNs &#x4E73;&#x304C;&#x3093;&#x60A3;&#x8005;&#x3068;&#x30A4;&#x30E1;&#x30FC;&#x30B8;&#x30F3;&#x30B0; PA &#x3068;&#x8180;&#x80F1;&#x5C3F;&#x7BA1;&#x9006;&#x6D41;&#x306E;&#x7D44;&#x307F;&#x5408;&#x308F;&#x305B;&#x3092;&#x8FFD;&#x8DE1;&#x3092;&#x8B58;&#x5225;&#x3059;&#x308B;&#x306B;&#x5229;&#x7528;&#x3055;&#x308C;&#x308B;&#x53EF;&#x80FD;&#x6027;&#x304C;&#x610F;&#x5473;&#x3057;&#x307E;&#x3059;&#x3002;

In vivo &#x3067;&#x306E;&#x975E;&#x96FB;&#x96E2;&#x5149;&#x97F3;&#x97FF;&#x30DE;&#x30C3;&#x30D4;&#x30F3;&#x30B0;&#x306E;&#x30BB;&#x30F3;&#x30C1;&#x30CD;&#x30EB; &#x30EA;&#x30F3;&#x30D1;&#x7BC0;&#x3068;&#x8180;&#x80F1; ICG &#x5F37;&#x5316;&#x30AB;&#x30FC;&#x30DC;&#x30F3; &#x30FB; &#x30CA;&#x30CE;&#x30C1;&#x30E5;&#x30FC;&#x30D6;&#x3067;&#x306F;&#x3002;

&#xC6B0;&#xB9AC; &#xC13C; &#xD2F0; &#xB12C; &#xB9BC;&#xD504;&#xC808; (SLN) &#xB9E4;&#xD551;&#xC758; &#xD0C0;&#xB2F9;&#xC131;&#xC744; &#xC785;&#xC99D; &#xD558; &#xACE0; &#xBC29;&#xAD11;&#xC744; &#xC0AC;&#xC6A9; &#xD558; &#xC5EC; nonionizing photoacoustic (PA) &#xB300;&#xBE44; &#xC694;&#xC6D0;&#xC73C;&#xB85C; &#xB2E8;&#xC77C; &#xBCBD; &#xD0C4;&#xC18C; &#xB098;&#xB178;&#xD29C;&#xBE0C; (SWNTs) &#xC218;&#xC815;. PA &#xAC10;&#xB3C4; &#xD5A5;&#xC0C1; &#xC2DC;&#xD0A4;&#xAE30; &#xC704;&#xD574; indocyanine &#xADF8;&#xB9B0; (ICG)&#xB294; Swnts&#xC640; &#xD65C;&#xC6A9; &#xBC0F; SWNTs ICG&#xC758; &#xAD11; &#xD761;&#xC218;&#xC5D0; &#xC758;&#xD574; &#xC57D; 4 &#xBC30; 0.3 &mu; M&#xC758; &#xB18D;&#xB3C4;&#xC5D0;&#xC11C; &#xC77C;&#xBC18; Swnts&#xC758; &#xADF8;&#xAC83;&#xC5D0; &#xBE44;&#xD574; &#xD5A5;&#xC0C1; &#xB418;&#xC5C8;&#xC2B5;&#xB2C8;&#xB2E4;. Vivo&#xC5D0;&#xC11C; PA &#xC774;&#xBBF8;&#xC9D5; &#xACB0;&#xACFC; SLN &#xBC0F; &#xBC29;&#xAD11; SWNTs ICG&#xC758; &#xCD95;&#xC801;&#xC73C;&#xB85C; &#xC778;&#xD574; &#xC2DC;&#xAC01; &#xBA85;&#xD655; &#xD558; &#xAC8C; &#xBCF4;&#xC5EC;&#xC8FC;&#xC5C8;&#xB2E4;. &#xC989;, SWNTs ICG &#xC7A0;&#xC7AC;&#xC801;&#xC73C;&#xB85C; &#xC720;&#xBC29;&#xC554; &#xD658;&#xC790;&#xC640; &#xC774;&#xBBF8;&#xC9D5; PA&#xC640; &#xACB0;&#xD569;&#xC5D0;&#xC11C; vesicoureteral &#xD1F4;&#xC870;&#xB97C; &#xCD94;&#xC801;&#xC5D0;&#xC11C; Slns&#xB97C; &#xC2DD;&#xBCC4; &#xD558;&#xAE30; &#xC704;&#xD574; &#xD65C;&#xC6A9; &#xB420; &#xC218; &#xC788;&#xB2E4;.

Vivo&#xC5D0;&#xC11C;-&#xC774;&#xC628;&#xD654; photoacoustic &#xB9E4;&#xD551; &#xC13C; &#xD2F0; &#xB12C; &#xB9BC;&#xD504;&#xC808; &#xBC0F; ICG &#xAC15;&#xD654; &#xB41C; &#xD0C4;&#xC18C; &#xB098;&#xB178;&#xD29C;&#xBE0C;&#xC640; &#xBC29;&#xAD11;&#xC758;.

Demostramos la factibilidad de la asignaci&oacute;n de un ganglio centinela (SLN) y vejiga usando modificado nanotubos de carbono de pared simple (SWNTs) como un agente de contraste no ionizante fotoac&uacute;stica (PA). Para mejorar la sensibilidad de la PA, verde de indocianina (ICG) fue conjugado con SWNTs y la absorci&oacute;n &oacute;ptica de SWNTs-ICG fue realzada por aproximadamente cuatro veces comparada con la de SWNTs llanos en una concentraci&oacute;n de 0,3 &micro;M. PA en vivo, resultados de la proyecci&oacute;n de imagen demostr&oacute; que la SLN y la vejiga se visualizaron claramente debido a la acumulaci&oacute;n de SWNTs-ICG. Esto implica que los SWNTs-ICG podr&iacute;a utilizarse potencialmente para identificar SLNs en pacientes con c&aacute;ncer de mama y seguimiento de reflujo vesicoureteral en combinaci&oacute;n con proyecci&oacute;n de imagen de la PA.

En vivo no ionizantes fotoac&uacute;stica mapeo de ganglios linf&aacute;ticos sentinelas y vejigas con nanotubos de carbono ICG mejorada.

Optical-resolution photoacoustic microscopy (OR-PAM) becomes a premier microscopic imaging tool in biomedicine because it provides agent-free optical absorption information in tissues. By tightly focusing light to a spot, a significantly improved lateral resolution can be achieved in OR-PAM. The focal spot size is typically determined by the numerical aperture of the used objective lens. Here, we demonstrate objective-free OR-PAM using a fiber optic Bessel beam generator. In this approach, no objective lens is required and, beneficially, the complexities of conventional OR-PAM systems can be greatly relieved. We have obtained photoacoustic images of a carbon fiber with a diameter of âˆ¼6â€‰â€‰Î¼m, whose lateral resolution was measured to be better than 6 to 7 Î¼m.

Objective-free optical-resolution photoacoustic microscopy.

Microscopie optique-r&eacute;solution photoacoustique (OR-PAM) devient un outil d&#39;imagerie microscopique en biom&eacute;decine, car il fournit des informations d&#39;absorption optique sans agent dans les tissus. Par &eacute;troitement mise au point de lumi&egrave;re &agrave; un endroit, une r&eacute;solution lat&eacute;rale nettement am&eacute;lior&eacute;e peut &ecirc;tre r&eacute;alis&eacute;e en OR-PAM. La taille de tache focale est g&eacute;n&eacute;ralement d&eacute;termin&eacute;e par l&#39;ouverture num&eacute;rique de l&#39;objectif utilis&eacute;. Nous d&eacute;montrons, exempte d&#39;objectif OR-PAM &agrave; l&#39;aide d&#39;un g&eacute;n&eacute;rateur de faisceau fibre optique Bessel. Dans cette approche, aucun objectif n&#39;est requise et, avantageusement, la complexit&eacute; des syst&egrave;mes conventionnels de OR-PAM peut &ecirc;tre grandement soulag&eacute;e. Nous avons obtenu des images de photoacoustique d&#39;une fibre de carbone d&#39;un diam&egrave;tre de 6 &mu;m, dont la r&eacute;solution lat&eacute;rale a &eacute;t&eacute; mesur&eacute;e pour &ecirc;tre mieux que 6 &agrave; 7 &mu;m.

Microscopie photoacoustique exempte d&#39;objectif optique-r&eacute;solution.

Microscopia ottica-risoluzione fotoacustici (OR-PAM) diventa uno strumento di imaging microscopico premier in biomedicina perch&eacute; fornisce informazioni di assorbimento ottico senza agente nei tessuti. Strettamente concentrandosi luce in un punto, una significativamente migliorata risoluzione laterale pu&ograve; essere raggiunto in OR-PAM. Dimensione dello spot focale &egrave; in genere determinata dall&#39;apertura numerica della lente dell&#39;obiettivo usata. Qui, noi dimostrare obiettivo-free OR-PAM utilizzando un fibra ottico Bessel fascio generatore. In questo approccio, nessun obiettivo &egrave; necessario e benefico, la complessit&agrave; dei sistemi convenzionali di OR-PAM pu&ograve; essere notevolmente alleviata. Abbiamo ottenuto immagini fotoacustico di una fibra di carbonio con un diametro di &sim;6 &mu;m, la cui risoluzione laterale &egrave; stato misurato per essere meglio 6-7 &mu;m.

Obiettivo-libero-risoluzione ottica fotoacustico microscopia.

La promessa di un nuovo nanomateriale, nanocristalli di Cu(2-x) Se, come un agente di contrasto per imaging fotoacustico &egrave; dimostrata. I nanocristalli Cu(2-x) Se esibiscono forte assorbimento ottico al vicino infrarosso lunghezze d&#39;onda che pu&ograve; penetrare in modo efficiente dei tessuti. Tomografia fotoacustico in vivo utilizzando questo nanomateriale come agente di contrasto fornisce la risoluzione chiara tridimensionale di un linfonodo sentinella in un modello di ratto.

Cu(2-x) Se nanocristalli con risonanza plasmonica di superficie localizzata come agenti di contrasto sensibile per In Vivo fotoacustico Imaging: dimostrazione del Mapping di linfonodo sentinella.

The promise of a new nanomaterial, Cu(2-x) Se nanocrystals, as a contrast agent for photoacoustic imaging is demonstrated. The Cu(2-x) Se nanocrystals exhibit strong optical absorption at near infrared wavelengths that can efficiently penetrate tissue. In vivo photoacoustic tomography using this nanomaterial as the contrast agent provides clear three-dimensional resolution of a sentinel lymph node in a rat model.

Cu(2-x) Se Nanocrystals with Localized Surface Plasmon Resonance as Sensitive Contrast Agents for In Vivo Photoacoustic Imaging: Demonstration of Sentinel Lymph Node Mapping.

La promesse d&#39;un nouveau nanomat&eacute;riau, nanocristaux Se Cu(2-x), comme un agent de contraste pour l&#39;imagerie photoacoustique est d&eacute;montr&eacute;e. Les nanocristaux de Cu(2-x) montrent forte absorption optique &agrave; pr&egrave;s de longueurs d&#39;ondes infrarouges qui peuvent p&eacute;n&eacute;trer efficacement les tissus. Tomographie photo-acoustique in vivo utilisant ce nanomat&eacute;riau comme l&#39;agent de contraste offre une r&eacute;solution claire tridimensionnelle d&#39;un ganglion sentinelle dans un mod&egrave;le de rat.

NANOCRISTAUX Se Cu(2-x) avec la r&eacute;sonance plasmonique de Surface localis&eacute;es comme Agents de contraste sensible pour en imagerie photoacoustique Vivo : d&eacute;monstration de cartographie du ganglion lymphatique sentinelle.

We developed an integrated dual-modal photoacoustic and optical coherence tomography (PA-OCT) system using a single near-infrared supercontinuum laser source to simultaneously provide both optical absorption and scattering contrasts. A pulsed broadband supercontinuum source was generated by a pulsed Nd:YAG laser and a photonic-crystal fiber. When we imaged two colored hairs, the black hair was visible in both PA and OCT images, whereas the white hair was only mapped in the OCT image. The single laser source will potentially allow us to implement relatively simple, cheap, and compact dual-modal PA-OCT systems, which are key criteria for fast clinical translation and commercialization.

Combined photoacoustic and optical coherence tomography using a single near-infrared supercontinuum laser source.

Nous avons d&eacute;velopp&eacute; un syst&egrave;me de tomographie (PA-OCT) de coh&eacute;rence optique &agrave; l&#39;aide d&#39;une source de laser unique proche infrarouge supercontinuum pour assurer simultan&eacute;ment l&#39;absorption optique et contrastes de diffusion et int&eacute;gr&eacute; dual-modal photoacoustique. Une source puls&eacute;e supercontinuum &agrave; large bande a &eacute;t&eacute; g&eacute;n&eacute;r&eacute;e par un laser Nd: YAG puls&eacute; et une fibre &agrave; cristal photonique. Lorsque nous avons photographi&eacute; deux cheveux color&eacute;s, le cheveux noirs &eacute;taient visible dans les images les PA et les PTOM, tandis que les cheveux blancs a &eacute;t&eacute; cartographi&eacute; seulement &agrave; l&#39;image de l&#39;OCT. La source laser unique potentiellement nous permettra de mettre en oeuvre relativement simples, bon march&eacute;s et compacts double-modal PA-OCT syst&egrave;mes, qui sont des crit&egrave;res essentiels pour la traduction rapide de clinique et de la commercialisation.

Combin&eacute; photoacoustique et tomographie &agrave; coh&eacute;rence optique utilisant une source de laser unique supercontinuum proche infrarouge.

Abbiamo sviluppato un integrato dual-modal fotoacustico e coerenza ottica tomografia (PA-OCT) sistema che utilizza una sorgente laser singolo vicino infrarosso supercontinuum per fornire simultaneamente sia assorbimento ottico che contrasti la dispersione. Una sorgente pulsata supercontinuum a banda larga &egrave; stata generata da un laser Nd: YAG pulsato e una fibra a cristallo fotonico. Quando abbiamo ripreso due capelli colorati, capelli neri erano visibili nelle immagini sia PA e OCT, considerando che i capelli bianchi &egrave; stato mappato solo nell&#39;immagine OCT. La sorgente laser singolo potenzialmente ci permetter&agrave; di implementare relativamente semplici, economici e compatti dual-modal PA-OCT sistemi, quali sono i criteri chiavi per la traduzione rapida clinico e commercializzazione.

Mansik Jeon

Department of Biomedical Engineering

University at Buffalo, The State University of New York

Photoacoustic Cystography

Mansik Jeon

.css-o250i3{font-size:18px;font-family:Open Sans,sans-serif;line-height:21.6px;}Department of Biomedical Engineering

University at Buffalo, The State University of New York

Photoacoustic Cystography

Department of Biomedical Engineering