Summary
Presentamos un protocolo de ecografía y fotoacústica coregistrada para la imagen transvaginal de lesiones ováricas/anexiales. El protocolo puede ser valioso para otros estudios de imágenes fotoacústicas traslacionales, especialmente aquellos que utilizan matrices de ultrasonido comerciales para la detección de señales fotoacústicas y algoritmos estándar de formación de haces de retardo y suma para imágenes.
Abstract
El cáncer de ovario sigue siendo el más mortal de todos los tumores malignos ginecológicos debido a la falta de herramientas de detección confiables para la detección temprana y el diagnóstico. La fotoimagen o tomografía (PAT) es una modalidad de imagen emergente que puede proporcionar la concentración total de hemoglobina (escala relativa, rHbT) y la saturación de oxígeno en sangre (%sO2) de las lesiones ováricas/anexiales, que son parámetros importantes para el diagnóstico del cáncer. Combinado con ultrasonido coregistrado (US), PAT ha demostrado un gran potencial para detectar cánceres de ovario y para diagnosticar con precisión las lesiones ováricas para una evaluación efectiva del riesgo y la reducción de cirugías innecesarias de lesiones benignas. Sin embargo, los protocolos de imagen PAT en aplicaciones clínicas, hasta donde sabemos, varían en gran medida entre los diferentes estudios. Aquí, informamos un protocolo de imágenes de cáncer de ovario transvaginal que puede ser beneficioso para otros estudios clínicos, especialmente aquellos que utilizan matrices de ultrasonido comerciales para la detección de señales fotoacústicas y algoritmos estándar de formación de haces de retardo y suma para imágenes.
Introduction
La imagen fotoacústica o tomografía (PAT) es una modalidad de imagen híbrida que mide la distribución de absorción óptica a resolución y profundidades de EE. UU. mucho más allá del límite de difusión óptica tisular (~ 1 mm). En PAT, se utiliza un pulso láser de nanosegundos para excitar el tejido biológico, causando un aumento transitorio de la temperatura debido a la absorción óptica. Esto conduce a un aumento de presión inicial, y las ondas fotoacústicas resultantes se miden mediante transductores estadounidenses. PAT multiespectral implica el uso de un láser sintonizable o múltiples láseres que operan en diferentes longitudes de onda para iluminar el tejido, lo que permite la reconstrucción de mapas de absorción óptica en múltiples longitudes de onda. Basado en la absorción diferencial de hemoglobina oxigenada y desoxigenada en la ventana del infrarrojo cercano (NIR), PAT multiespectral puede calcular las distribuciones de concentraciones de hemoglobina oxigenada y desoxigenada, la concentración total de hemoglobina y la saturación de oxígeno en sangre, que son todos biomarcadores funcionales relacionados con la angiogénesis tumoral y el consumo de oxigenación sanguínea o el metabolismo tumoral. PAT ha demostrado éxito en muchas aplicaciones oncológicas, como el cáncer de ovario1,2, el cáncer de mama 3,4,5, el cáncer de piel6, el cáncer de tiroides 7,8, el cáncer de cuello uterino9, el cáncer de próstata 10,11 y el cáncer colorrectal 12.
El cáncer de ovario es la más mortal de todas las neoplasias malignas ginecológicas. Solo el 38% de los cánceres de ovario se diagnostican en una etapa temprana (localizada o regional), donde la tasa de supervivencia a 5 años es de 74,2% a 93,1%. La mayoría se diagnostican en una etapa tardía, para la cual la tasa de supervivencia a 5 años es del 30,8% o menos13. Los métodos actuales de diagnóstico clínico, incluida la ecografía transvaginal (ETM), la ecografía Doppler US, el antígeno 125 del cáncer sérico (CA 125) y la proteína 4 del epidídimo humano (HE4), han demostrado carecer de sensibilidad y especificidad para el diagnóstico precoz del cáncer de ovario14,15,16. Además, una gran parte de las lesiones ováricas benignas pueden ser difíciles de diagnosticar con precisión con las tecnologías de imagen actuales, lo que conduce a cirugías innecesarias con mayores costos de atención médica y complicaciones quirúrgicas. Por lo tanto, se necesitan métodos no invasivos precisos adicionales para la estratificación del riesgo de masas anexiales para optimizar el manejo y los resultados. Claramente, se necesita una técnica que sea sensible y específica para el cáncer de ovario en etapa temprana y más precisa para identificar lesiones malignas a partir de lesiones benignas.
Nuestro grupo ha desarrollado un sistema transvaginal de US y PAT (USPAT) para el diagnóstico de cáncer de ovario mediante la combinación de un sistema clínico de EE. UU., una funda de sonda hecha a medida para albergar las fibras ópticas para la entrega de luz y un láser sintonizable1. La concentración total de hemoglobina (escala relativa, rHbT) y la saturación de oxígeno en sangre (%sO2) derivadas del sistema USPAT han demostrado un gran potencial para la detección de cánceres de ovario en estadio temprano y para el diagnóstico preciso de lesiones ováricas para la evaluación efectiva del riesgo y la reducción de cirugías innecesarias de lesiones benignas 1,2. El esquema del sistema actual se muestra en la Figura 1 y el diagrama de bloques de control se muestra en la Figura 2. Esta estrategia tiene el potencial de integrarse en los protocolos TUS existentes para el diagnóstico del cáncer de ovario al tiempo que proporciona parámetros funcionales (rHbT, %sO2) para mejorar la sensibilidad y la especificidad de la TUS.
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Protocol
Toda la investigación realizada fue aprobada por la Junta de Revisión Institucional de la Universidad de Washington.
1. Configuración del sistema: Iluminación óptica (Figura 1)
- Utilice un láser Nd:YAG que bombee un láser Ti-zafiro pulsado y sintonizable (690-890 nm) a 10 Hz.
- Expanda el rayo láser divergiendo primero el haz con una lente plano-cóncava y luego colimando el haz con una lente plano-convexa. Utilice dos espejos para dirigir el haz hacia un divisor de haz (descrito a continuación).
- Divida el rayo láser expandido en cuatro haces con igual energía dividiendo el haz original en dos con un divisor de haz polarizador y luego dividiendo los dos haces con dos divisores de haz de segunda etapa más.
- Monte cuatro fibras ópticas multimodo con mandriles de fibra.
- Utilice cuatro lentes plano-convexas para enfocar los cuatro rayos láser en las cuatro fibras.
- Debido a consideraciones de seguridad del láser, cubra todos los componentes ópticos debajo de una caja de metal para asegurarse de que la trayectoria óptica no esté expuesta.
- Conecte los otros extremos de las cuatro fibras a la sonda de ultrasonido transvaginal y encierre la sonda y las fibras en una funda protectora.
NOTA: La cubierta y la ventana acústica del transductor están recubiertas con pintura blanca altamente reflectante para mejorar la uniformidad de la iluminación. Esta configuración, que incluye el uso de cuatro fibras para el parto ligero, demostró previamente ser óptima para aplicaciones transvaginales17. Consulte la discusión para obtener más información.
2. Configuración del sistema: Esquema de detección y escaneo ultrasónico
- Utilice un sistema clínico programable de EE. UU.
NOTA: Un sistema programable significa que los datos de ultrasonido sin procesar son accesibles, y se pueden programar protocolos de adquisición de datos personalizados y algoritmos de procesamiento. - Conecte un monitor adicional al sistema de EE. UU. para ejecutar el software de visualización USPAT para la visualización en tiempo real de los mapas de rHbT, %sO2 y otros parámetros funcionales.
- Conecte el disparador interno del láser al disparador externo del sistema estadounidense.
- Utilice un enfoque de multiplexación por división de tiempo durante el modo de registro conjunto; específicamente, para cada longitud de onda, adquiera secuencialmente cinco fotogramas PAT consecutivos y una trama estadounidense coregistrada. Promedia las tramas PAT para mejorar la relación señal-ruido. El tiempo total de adquisición de datos para cuatro longitudes de onda es de alrededor de 15 s.
3. Calibración del sistema
- Ajuste la energía de la bomba láser a un nivel fijo.
- Para cada longitud de onda (750 nm, 780 nm, 800 nm y 830 nm), verifique la salida de energía por pulso en cada punta de fibra para asegurarse de que la densidad de energía calculada en cada longitud de onda seleccionada esté en el valor esperado dado en la Tabla 1.
- Si la producción de energía es menor de lo esperado, ajuste la alineación óptica ajustando los ángulos del espejo y del divisor de haz. Este paso no siempre es necesario.
- Repita los pasos 3.2-3.4 hasta que la energía sea satisfactoria.
- Registre la salida de energía de las cuatro fibras en cada longitud de onda e ingrese los valores en el software de visualización USPAT.
NOTA: Estos valores se utilizan para calibrar el cálculo del rHbT. La energía del láser fluctúa con el tiempo, y la calibración garantiza que los parámetros cuantitativos calculados a partir de los datos PAT multiespectrales sean lo más precisos posible.
4. Un procedimiento experimental de muestra: imágenes USPAT transvaginales del ovario humano
- Preparación del sistema de imágenes USPAT
- Desinfecte la sonda de endocavidad US y la funda de la cubierta con el protocolo estándar de limpieza de la sonda de ultrasonido en la institución.
- Encienda el sistema clínico de EE. UU., inicie el software del sistema de EE. UU. y seleccione el transductor de EE. UU. correcto.
- Calibre el sistema láser como en el paso 3.
- Introduzca la energía total del pulso para cada longitud de onda en el software de visualización USPAT.
- Ensamble la sonda USPAT encerrando las fibras y la sonda dentro de la funda de la sonda.
- Preparación del paciente
- Siga el protocolo específico de la institución para obtener el consentimiento informado y preparar al paciente.
- Imagenológico
- Localice el ovario objetivo utilizando US con eco de pulso.
NOTA: Este paso lo realiza el médico del estudio, que es libre de ajustar los parámetros de imagen en la máquina clínica de EE. UU., como la profundidad, el rango dinámico y el TGC. - Seleccione la profundidad deseada en el software de control USPAT.
- Haga clic en Escanear en el software de control para iniciar la adquisición de datos en modo B de USPAT coregistrada. Vea el software de visualización de imágenes USPAT para revisar las imágenes en modo B de EE. UU. y PAT y los mapas funcionales reconstruidos en tiempo real.
- Repita los pasos 4.3.1-4.3.3 para adquirir más imágenes y (si es necesario) obtener imágenes de la segunda lesión.
- Localice el ovario objetivo utilizando US con eco de pulso.
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Representative Results
Aquí, mostramos ejemplos de lesiones ováricas malignas y normales fotografiadas por USPAT. La Figura 3 muestra a una mujer premenopáusica de 50 años con masas anexiales multiquísticas bilaterales reveladas por TC con contraste. La Figura 3A muestra la imagen estadounidense de los anexos izquierdos con el ROI que marca el nódulo sólido sospechoso dentro de la lesión quística. La Figura 3B muestra el mapa PAT rHbT superpuesto a los EE.UU. y mostrado en rojo. La rHbT mostró una extensa distribución vascular difusa en el rango de profundidad de 1 cm a 5 cm y el nivel fue alto en 17,1 (u.a.). La Figura 3C muestra la distribución de %sO2 superpuesta a los EE.UU., y el nivel fue bajo con un valor medio del 46,4%. Los histogramas de rHbT y %sO2 en el ROI se muestran en la esquina derecha de los mapas de rHbT y %sO2. La patología quirúrgica reveló adenocarcinoma endometrioide bien diferenciado de los ovarios derecho e izquierdo.
La Figura 4 muestra una mujer de 46 años con lesiones quísticas bilaterales. La figura 4A muestra la imagen estadounidense del ovario derecho con un quiste simple que mide 4,2 cm de diámetro máximo. La Figura 4B muestra el mapa PAT rHbT superpuesto a la US coregistrada que muestra señales de dispersión en el lado izquierdo de la lesión con un nivel promedio bajo de 4.8 (u.a.). La Figura 4C muestra el mapa de %sO2, que reveló un mayor contenido de %sO2 de 67,5%. La patología quirúrgica reveló un ovario derecho normal con quistes foliculares.
Según los datos piloto, las lesiones ováricas malignas revelaron 1,9 veces mayor rHbT y 9% menor %sO2 en promedio en comparación con las lesiones benignas1. Estos dos ejemplos representativos resaltan la importancia de los parámetros funcionales proporcionados por PAT en el diagnóstico de lesiones detectadas en US.
| Longitudes | 750 nm | 780 nm | 800 nm | 830 nm |
| Fibra 1 | 4,79 mJ/cm2 | 6,16 mJ/cm2 | 6,59 mJ/cm2 | 6,33 mJ/cm2 |
| Fibra 2 | 4,62 mJ/cm2 | 5,39 mJ/cm2 | 5,99 mJ/cm2 | 6,50 mJ/cm2 |
| Fibra 3 | 4,79 mJ/cm2 | 6,07 mJ/cm2 | 6,76 mJ/cm2 | 6,84 mJ/cm2 |
| Fibra 4 | 4,70 mJ/cm2 | 6,07 mJ/cm2 | 6,67 mJ/cm2 | 6,50 mJ/cm2 |
| Total | 18,90 mJ/cm2 | 23,69 mJ/cm2 | 26,01 mJ/cm2 | 26,17 mJ/cm2 |
| MPE (ANSI) | 25,2 mJ/cm2 | 28,9 mJ/cm2 | 31,7 mJ/cm2 | 36,4 mJ/cm2 |
Tabla 1: Mediciones representativas de densidad de energía láser en unidades de mJ/cm2 acopladas a las cuatro puntas de fibra para cuatro longitudes de onda junto con sus correspondientes valores de MPE.
Figura 1: El sistema y la sonda US y PAT coregistrados. El sistema estadounidense se amplía con otro monitor para el software de visualización USPAT, y recibe disparadores láser para sincronizar la adquisición estadounidense. El rayo láser se expande mediante una lente plano-convexa (L1), colimada por una lente plano-cóncava (L2), dividida en cuatro haces con dos etapas de divisores de haz (BS), y acoplada en fibras multimodo (MMF) con cuatro lentes plano-convexas (L3-6) y acopladores de fibra (FC1-4). Las fibras se unen a la sonda de endocavidad US a través de una funda de sonda personalizada. Los espejos (M) se utilizan para redirigir la luz en el espacio confinado cuando sea necesario. No se muestra el equipo de control. Haga clic aquí para ver una versión más grande de esta figura.
Figura 2: Diagrama de bloques del software de control USPAT. El software de control automatiza el proceso de obtención de imágenes cambiando la longitud de onda del láser, enviando comandos de adquisición de datos al sistema clínico de EE. UU. y señalando al software de visualización para procesar y visualizar los datos. El sistema clínico de EE.UU. recibe disparadores del láser directamente para sincronizar la excitación láser con la detección de EE.UU. El software de visualización lee los datos de RF del sistema de archivos. Haga clic aquí para ver una versión más grande de esta figura.
Figura 3: Una mujer premenopáusica de 50 años con masas anexiales multiquísticas bilaterales reveladas por TC con contraste . (A) Imagen estadounidense de los anexos izquierdos con el ROI marcando el nódulo sólido sospechoso dentro de la lesión quística. (B) El mapa PAT rHbT superpuesto a los EE.UU. y mostrado en rojo. La rHbT mostró una extensa distribución vascular difusa en el rango de profundidad de 1 cm a 5 cm, y el nivel fue alto en 17,1 (u.a.). (C) La distribución %sO2 superpuesta a los Estados Unidos. El nivel fue bajo, con un valor medio del 46,4%. La patología quirúrgica reveló adenocarcinoma endometrioide bien diferenciado de los ovarios derecho e izquierdo. La profundidad estaba marcada en el lado derecho de las imágenes de escaneo B. Haga clic aquí para ver una versión más grande de esta figura.
Figura 4: Mujer de 46 años con lesiones quísticas bilaterales. (A) US del ovario derecho con un quiste simple de 4,2 cm de diámetro máximo. (B) El mapa PAT rHbT superpuesto a los EE.UU. coregistrados que muestran señales de dispersión en el lado izquierdo de la lesión con un nivel promedio bajo de 4.8 (u.a.). (C) El mapa de %sO2 reveló un mayor contenido de %sO2 de 67,5%. La patología quirúrgica reveló un ovario derecho normal con quistes foliculares. La profundidad estaba marcada en el lado derecho de las imágenes de escaneo B. Haga clic aquí para ver una versión más grande de esta figura.
Archivo complementario 1: Vaina de sonda. Haga clic aquí para descargar este archivo.
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Discussion
Iluminación óptica
El número de fibras utilizadas se basa en dos factores: la uniformidad de la iluminación de la luz y la complejidad del sistema. Es fundamental tener un patrón de iluminación de luz uniforme en la superficie de la piel para evitar puntos calientes. También es importante mantener el sistema simple y robusto con un número mínimo de fibras. El uso de cuatro fibras separadas ha demostrado previamente ser óptimo para crear una iluminación uniforme a profundidades de varios milímetros y más. Además, el acoplamiento de luz a cuatro fibras ópticas es relativamente simple y robusto, según sea necesario para los estudios de pacientes. Hemos demostrado previamente que el uso de cuatro fibras ópticas multimodo de núcleo de 1 mm, con las puntas de fibra aproximadamente a 10 mm de distancia del tejido, alojadas en una vaina de sonda altamente reflectante (consulte el Archivo Suplementario 1 para el diseño) son óptimas para la imagen fotoacústica transvaginal17.
Software de visualización USPAT
El sistema clínico de EE. UU. que utilizamos se puede programar para la visualización en tiempo real de PAT21 de longitud de onda única. Sin embargo, nuestro método requiere un postprocesamiento personalizado de datos PAT multiespectrales para calcular parámetros funcionales, por lo que elegimos implementar nuestro propio software de visualización USPAT en C ++ para calcular y visualizar mapas y parámetros funcionales. Las imágenes en modo US y PAT B se calculan a partir de los datos de RF utilizando la formación de haces de retardo y suma estándar, la compresión de registros y el rango dinámico y luego se interpolan en forma de abanico. Los mapas de rHbT y %sO2 calculados a partir de los datos PAT multiespectrales (consulte "Cálculo de rHbT y %sO2" más adelante en la discusión) se muestran en la imagen coregistrada o, opcionalmente, en una región de interés (ROI) definida por el usuario. La media y el máximo del %sO2 y rHbT se muestran en la pantalla como referencia. Durante la creación de imágenes, el software de visualización se utiliza en modo servidor para escuchar llamadas a procedimientos remotos (RPC) a través de TCP/IP desde el software de control USPAT para el procesamiento en línea y la visualización en tiempo real. También se puede utilizar para el procesamiento y la visualización fuera de línea.
Los algoritmos de procesamiento de imágenes se implementan mejor en hardware gráfico especializado, como la GPU, pero en este estudio, pudimos lograr un rendimiento satisfactorio con una implementación optimizada de la CPU. Las mayores ganancias de rendimiento provinieron de la sustitución de algoritmos de dominio espacial con sus equivalentes en el dominio de frecuencia. Aprovechando la transformada rápida de Fourier, podemos mejorar trivialmente la complejidad computacional de las operaciones de filtrado espacial, que a menudo tienen O(n 2 ), complejidad temporal, a O(n logn), que en la práctica está muy cerca del tiempo lineal. Además, para el filtrado de datos de RF sin procesar, implementamos una convolución discreta rápida con el método Overlap-Add18, que sobresale en el filtrado de respuesta de impulso finito (FIR).
Cálculo de la rHbT y %sO2
El cálculo de los parámetros funcionales derivados de los datos PAT multiespectrales se implementa en el software de visualización USPAT, y los parámetros funcionales se calculan y visualizan automáticamente en tiempo real. Brevemente, calculamos la concentración de oxihemoglobina y desoxihemoglobina (escala relativa, rHbO y rHbR) en cada píxel resolviendo un problema de mínimos cuadrados lineales no negativos:
donde g representa las mediciones en cuatro longitudes de onda, H representa la matriz de coeficientes de extinción de oxihemoglobina y desoxihemoglobina en cada longitud de onda, y f representa el rHbO y rHbR. El rHbT es simplemente la suma de rHbO y rHbR, y el %sO2 se puede calcular a partir de la relación de rHbO:rHbT2. El cálculo de estos parámetros se implementa en el software de visualización USPAT y está completamente automatizado. Este método con el sistema se valida mediante la medición de los fantasmas del tubo sanguíneo calibrados suspendidos en solución intralipídica2.
Software de control USPAT
El software de control USPAT automatiza el proceso de adquisición de datos USPAT al comunicarse con el láser para el ajuste de longitud de onda, el sistema clínico de EE. UU. para la adquisición de datos y el software de visualización USPAT para el procesamiento y visualización de datos. Después de seleccionar la profundidad en la interfaz gráfica de usuario (GUI), el software envía un comando al sistema estadounidense (a través de TCP / IP a través de un cable ethernet) para cargar el archivo de secuencia correcto. El botón Escanear comienza el proceso de adquisición de un conjunto de datos PAT multiespectrales y US coregistrados. Primero, el software de control sintoniza secuencialmente la longitud de onda del láser (a través de USB) de la más baja a la más alta, mientras que el sistema estadounidense adquiere los marcos PAT y US coregistrados. Finalmente, el software de control activa el software de visualización USPAT (sobre TCP / IP) para calcular las imágenes en modo B de EE. UU. y PAT, reconstruir los mapas funcionales y mostrarlos en tiempo real. Al mismo tiempo, el láser se sintoniza de nuevo a la longitud de onda más baja.
Limitaciones
Actualmente, existen varias limitaciones de la técnica USPAT. En primer lugar, las imágenes fotoacústicas pueden alcanzar solo unos 5 cm de profundidad con transductores comerciales de EE. UU. de ancho de banda de 4-10 MHz. Por lo tanto, para los ovarios de más de 5 cm de profundidad, o cuando el proceso patológico objetivo está a más de 5 cm del fórnix vaginal dentro de una gran masa anexial, la PAT es limitada. En segundo lugar, el campo de visión limitado del transductor US requiere escanear una lesión más grande en múltiples ángulos para obtener un promedio que sea más representativo del contraste de rHbT y %sO2 de la lesión. En tercer lugar, la concentración relativa total de hemoglobina se ha informado porque las mediciones de PAT son el producto de la distribución de fluencia local y el perfil de absorción óptica. Es difícil estimar el perfil de absorción óptica a partir de mediciones in vivo . Recientemente, se han explorado enfoques basados en redes neuronales para la reconstrucción de la concentración absoluta de hemoglobina total19, pero estos enfoques aún no se han validado. Finalmente, la velocidad de fotogramas de las imágenes fotoacústicas multiespectrales está limitada por la velocidad a la que el láser puede sintonizar su longitud de onda. El láser funciona a 10 Hz y está sintonizado mecánicamente, y la adquisición de datos para cuatro longitudes de onda tarda aproximadamente 15 s, por lo que este es el cuello de botella para mejorar la velocidad de fotogramas.
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Disclosures
Los autores no tienen intereses financieros relevantes en el manuscrito y no hay otros posibles conflictos de intereses que revelar.
Acknowledgments
Este trabajo fue apoyado por el NCI (R01CA151570, R01CA237664). Los autores agradecen a todo el grupo de oncología ginecológica dirigido por el Dr. Mathew Powell por ayudar a reclutar pacientes, a los radiólogos Drs. Cary Siegel, William Middleton y Malak Itnai por ayudar con los estudios estadounidenses, y al patólogo Dr. Ian Hagemann por ayudar con la interpretación patológica de los datos. Los autores agradecen los esfuerzos de Megan Luther y los coordinadores del estudio GYN para coordinar los programas de estudio, identificar pacientes para el estudio y obtener el consentimiento informado.
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| Clinical US imaging system | Alpinion Medical Systems | EC-12R | Fully programmable clinical US system |
| Dielectric mirror | Thorlabs | BB1-E03 | Used to reflect light along the optical path |
| Endocavity US transducer | Alpinion Medical Systems | EC3-10 | Transvaginal ultrasound probe |
| Laser power meter | Coherent | LabMax TOP | Used to measure laser energy |
| Multi-mode optical fiber | Thorlabs | FP1000ERT | Couple laser light to the endocavity ultrasound probe |
| Non-polarizing beam splitter plate | Thorlabs | BSW11 | For splitting laser beam into sensors to measure energy |
| Plano-concave lens | Thorlabs | LC1715 | For laser beam expansion |
| Plano-convex lens | Thorlabs | LA1484-B | For laser beam collimation |
| Plano-convex lens | Thorlabs | LA1433-B | Used to focus light into four optical fibers |
| Polarizing beam splitter cube | Thorlabs | PBS252 | For splitting laser beam into four beams |
| Protective probe shealth | Custom 3D printed | Hold and protect the four optical fibers at the tip of the ultrasound probe | |
| Right angle prism mirror | Thorlabs | MRA25-E03 | Used to reflect light along the optical path |
| Tunable laser system | Symphotic TII | LS-2145-LT50PC | Light source for multispectral PAT |
| USPAT control software | Custom developed in C++ | Controls acquisition parameters of the ultrasound machine and the laser wavelength | |
| USPAT image display software | Custom developed in C++ | Displays the US/PAT B-scans and sO2/rHbT maps in real time |
References
- Nandy, S., et al. Evaluation of ovarian cancer: Initial application of coregistered photoacoustic tomography and US. Radiology. 289 (3), 740-747 (2018).
- Amidi, E., et al. Role of blood oxygenation saturation in ovarian cancer diagnosis using multi-spectral photoacoustic tomography. Journal of Biophotonics. 14 (4), 202000368 (2021).
- Dogan, B. E., et al. Optoacoustic imaging and gray-scale US features of breast cancers: Correlation with molecular subtypes. Radiology. 292 (3), 564-572 (2019).
- Menezes, G. L. G., et al. Downgrading of breast masses suspicious for cancer by using optoacoustic breast imaging. Radiology. 288 (2), 355-365 (2018).
- Neuschler, E. I., et al. A pivotal study of optoacoustic imaging to diagnose benign and malignant breast masses: A new evaluation tool for radiologists. Radiology. 287 (2), 398-412 (2018).
- von Knorring, T., Mogensen, M. Photoacoustic tomography for assessment and quantification of cutaneous and metastatic malignant melanoma - A systematic review. Photodiagnosis and Photodynamic Therapy. 33, 102095 (2021).
- Han, S., Lee, H., Kim, C., Kim, J. Review on multispectral photoacoustic analysis of cancer: Thyroid and breast. Metabolites. 12 (5), 382 (2022).
- Kim, J., et al. Multiparametric photoacoustic analysis of human thyroid cancers in vivo. Cancer Research. 81 (18), 4849-4860 (2021).
- Basij, M., Karpiouk, A., Winer, I., Emelianov, S., Mehrmohammadi, M. Dual-illumination ultrasound/photoacoustic system for cervical cancer imaging. IEEE Photonics Journal. 13 (1), 6900310 (2021).
- Agrawal, S., et al. development, and multi-characterization of an integrated clinical transrectal ultrasound and photoacoustic device for human prostate imaging. Diagnostics. 10 (8), 566 (2020).
- Kothapalli, S. -R., et al. Simultaneous transrectal ultrasound and photoacoustic human prostate imaging. Science Translational Medicine. 11 (507), 2169 (2019).
- Leng, X., et al. Assessing rectal cancer treatment response using coregistered endorectal photoacoustic and US imaging paired with deep learning. Radiology. 299 (2), 349-358 (2021).
- Surveillance, Epidemiology, and End Results Program. Cancer of the Ovary - Cancer Stat Facts. National Cancer Institute. , Available from: https://seer.cancer.gov/statfacts/html/ovary.html (2022).
- Temkin, S. M., et al. Outcomes from ovarian cancer screening in the PLCO trial: Histologic heterogeneity impacts detection, overdiagnosis and survival. European Journal of Cancer. 87, 182-188 (2017).
- Kobayashi, H., et al. A randomized study of screening for ovarian cancer: A multicenter study in Japan. International Journal of Gynecological Cancer. 18 (3), 414-420 (2008).
- Andreotti, R. F., et al. O-RADS US risk stratification and management system: A consensus guideline from the ACR ovarian-adnexal reporting and data system committee. Radiology. 294 (1), 168-185 (2020).
- Salehi, H. S., et al. Design of optimal light delivery system for coregistered transvaginal ultrasound and photoacoustic imaging of ovarian tissue. Photoacoustics. 3 (3), 114-122 (2015).
- Oppenheim, A. V., Schafer, R. W. Digital Signal Processing. , Prentice-Hall. Upper Saddle River, NJ. (1975).
- Zou, Y., Amidi, E., Luo, H., Zhu, Q. Ultrasound-enhanced Unet model for quantitative photoacoustic tomography of ovarian lesions. Photoacoustics. 28, 100420 (2022).
- Prince, J. L., Links, J. M. Medical Imaging Signals and Systems. , Prentice-Hall. Upper Saddle River, NJ. (2006).
- Kim, J., et al. Programmable Real-time Clinical Photoacoustic and Ultrasound Imaging System. Scientific Reports. 6, 35137 (2016).
