Summary
Nous rapportons un protocole d’échographie et d’imagerie photoacoustique coenregistré pour l’imagerie transvaginale des lésions ovariennes / annexielles. Le protocole peut être utile pour d’autres études d’imagerie photoacoustique translationnelle, en particulier celles utilisant des réseaux d’ultrasons commerciaux pour la détection de signaux photoacoustiques et des algorithmes standard de formation de faisceau de retard et de somme pour l’imagerie.
Abstract
Le cancer de l’ovaire reste le plus mortel de toutes les tumeurs malignes gynécologiques en raison du manque d’outils de dépistage fiables pour la détection et le diagnostic précoces. L’imagerie photoacoustique ou tomographie (PAT) est une modalité d’imagerie émergente qui peut fournir la concentration totale d’hémoglobine (échelle relative, rHbT) et la saturation en oxygène du sang (%sO2) des lésions ovariennes / annexielles, qui sont des paramètres importants pour le diagnostic du cancer. Combinée à l’échographie coenregistrée (US), la PAT a démontré un grand potentiel pour détecter les cancers de l’ovaire et pour diagnostiquer avec précision les lésions ovariennes pour une évaluation efficace des risques et la réduction des chirurgies inutiles des lésions bénignes. Cependant, les protocoles d’imagerie PAT dans les applications cliniques, à notre connaissance, varient considérablement d’une étude à l’autre. Ici, nous rapportons un protocole d’imagerie du cancer de l’ovaire transvaginal qui peut être bénéfique pour d’autres études cliniques, en particulier celles utilisant des réseaux d’ultrasons commerciaux pour la détection de signaux photoacoustiques et des algorithmes standard de formation de faisceau de retard et de somme pour l’imagerie.
Introduction
L’imagerie photoacoustique ou tomographie (PAT) est une modalité d’imagerie hybride qui mesure la distribution d’absorption optique à la résolution américaine et à des profondeurs bien au-delà de la limite de diffusion optique tissulaire (~ 1 mm). Dans la PAT, une impulsion laser nanoseconde est utilisée pour exciter les tissus biologiques, provoquant une augmentation transitoire de la température due à l’absorption optique. Cela conduit à une augmentation de pression initiale, et les ondes photoacoustiques résultantes sont mesurées par des transducteurs américains. Le PAT multispectral implique l’utilisation d’un laser accordable ou de plusieurs lasers fonctionnant à différentes longueurs d’onde pour éclairer le tissu, permettant ainsi la reconstruction de cartes d’absorption optique à plusieurs longueurs d’onde. Sur la base de l’absorption différentielle de l’hémoglobine oxygénée et désoxygénée dans la fenêtre proche infrarouge (NIR), la PAT multispectrale peut calculer les distributions des concentrations d’hémoglobine oxygénée et désoxygénée, la concentration totale d’hémoglobine et la saturation en oxygène du sang, qui sont tous des biomarqueurs fonctionnels liés à l’angiogenèse tumorale et à la consommation d’oxygénation sanguine ou au métabolisme tumoral. PAT a démontré son succès dans de nombreuses applications en oncologie, telles que le cancer de l’ovaire1,2, le cancer du sein 3,4,5, le cancer de la peau6, le cancer de la thyroïde7,8, le cancer du col de l’utérus 9, le cancer de la prostate 10,11 et le cancer colorectal 12.
Le cancer de l’ovaire est la plus mortelle de toutes les tumeurs malignes gynécologiques. Seulement 38 % des cancers de l’ovaire sont diagnostiqués à un stade précoce (localisé ou régional), où le taux de survie à 5 ans est de 74,2 % à 93,1 %. La plupart sont diagnostiqués à un stade tardif, pour lequel le taux de survie à 5 ans est de 30,8% ou moins13. Les méthodes actuelles de diagnostic clinique, y compris l’échographie transvaginale (TU), les soins Doppler US, l’antigène 125 du cancer sérique (CA 125) et la protéine 4 de l’épididyme humain (HE4), manquent de sensibilité et de spécificité pour le diagnostic précoce du cancer de l’ovaire14,15,16. De plus, une grande partie des lésions ovariennes bénignes peuvent être difficiles à diagnostiquer avec précision avec les technologies d’imagerie actuelles, ce qui entraîne des chirurgies inutiles avec des coûts de soins de santé accrus et des complications chirurgicales. Ainsi, d’autres méthodes non invasives précises pour la stratification du risque des masses annexielles sont nécessaires pour optimiser la prise en charge et les résultats. De toute évidence, une technique sensible et spécifique au cancer de l’ovaire à un stade précoce et plus précise dans l’identification des lésions malignes à partir de lésions bénignes est nécessaire.
Notre groupe a développé un système transvaginal US et PAT co-enregistré (USPAT) pour le diagnostic du cancer de l’ovaire en combinant un système américain clinique, une gaine de sonde sur mesure pour loger les fibres optiques pour la livraison de la lumière et un laser accordable1. La concentration totale d’hémoglobine (échelle relative, rHbT) et la saturation en oxygène du sang (%sO2) dérivées du système USPAT ont démontré un grand potentiel pour la détection des cancers de l’ovaire à un stade précoce et pour le diagnostic précis des lésions ovariennes pour une évaluation efficace des risques et la réduction des chirurgies inutiles des lésions bénignes 1,2. Le schéma actuel du système est illustré à la figure 1 et le schéma fonctionnel de contrôle à la figure 2. Cette stratégie a le potentiel d’être intégrée aux protocoles d’ETS existants pour le diagnostic du cancer de l’ovaire tout en fournissant des paramètres fonctionnels (rHbT, %sO2) pour améliorer la sensibilité et la spécificité des TU.
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Protocol
Toutes les recherches effectuées ont été approuvées par le Washington University Institutional Review Board.
1. Configuration du système : éclairage optique (Figure 1)
- Utilisez un laser Nd:YAG pompant un laser Ti-saphir accordable pulsé (690-890 nm) à 10 Hz.
- Étendre le faisceau laser en divergeant d’abord le faisceau avec une lentille plano-concave, puis en collimant le faisceau avec une lentille plano-convexe. Utilisez deux miroirs pour diriger le faisceau sur un séparateur de faisceau (décrit ci-dessous).
- Divisez le faisceau laser étendu en quatre faisceaux à énergie égale en divisant le faisceau d’origine en deux avec un séparateur de faisceau polarisant, puis en divisant les deux faisceaux avec deux autres séparateurs de faisceau de deuxième étage.
- Montez quatre fibres optiques multimodes avec des mandrins de fibre.
- Utilisez quatre lentilles plano-convexes pour focaliser les quatre faisceaux laser dans les quatre fibres.
- Pour des raisons de sécurité laser, couvrez tous les composants optiques sous une boîte métallique pour vous assurer que le chemin optique n’est pas exposé.
- Fixez les autres extrémités des quatre fibres à la sonde à ultrasons transvaginales et enfermez la sonde et les fibres dans une gaine protectrice.
REMARQUE: La gaine et la fenêtre acoustique du transducteur sont recouvertes de peinture blanche hautement réfléchissante pour améliorer l’uniformité de l’éclairage. Cette configuration, y compris l’utilisation de quatre fibres pour l’administration de la lumière, s’est déjà avérée optimale pour les applications transvaginales17. Voir la discussion pour plus d’informations.
2. Configuration du système: schéma de détection et de balayage par ultrasons
- Utilisez un système clinique américain programmable.
REMARQUE: Un système programmable signifie que les données échographiques brutes sont accessibles et que des protocoles d’acquisition de données personnalisés et des algorithmes de traitement peuvent être programmés. - Connectez un moniteur supplémentaire au système américain pour exécuter le logiciel d’affichage USPAT pour la visualisation en temps réel du rHbT, des cartes %sO2 et d’autres paramètres fonctionnels.
- Connectez la gâchette interne du laser à la gâchette externe du système américain.
- Utiliser une approche de multiplexage par répartition dans le temps en mode coenregistré; plus précisément, pour chaque longueur d’onde, acquérir séquentiellement cinq trames PAT consécutives et une trame US co-enregistrée. Faites la moyenne des trames PAT pour améliorer le rapport signal/bruit. Le temps total d’acquisition des données pour quatre longueurs d’onde est d’environ 15 s.
3. Calibrage du système
- Réglez l’énergie de la pompe laser à un niveau fixe.
- Pour chaque longueur d’onde (750 nm, 780 nm, 800 nm et 830 nm), vérifiez la sortie d’énergie par impulsion à chaque extrémité de fibre pour vous assurer que la densité d’énergie calculée à chaque longueur d’onde sélectionnée est à la valeur attendue indiquée dans le tableau 1.
- Si la production d’énergie est plus faible que prévu, affinez l’alignement optique en ajustant les angles du miroir et du séparateur de faisceau. Cette étape n’est pas toujours nécessaire.
- Répétez les étapes 3.2-3.4 jusqu’à ce que l’énergie soit satisfaisante.
- Enregistrez la production d’énergie des quatre fibres à chaque longueur d’onde et entrez les valeurs dans le logiciel d’affichage USPAT.
NOTE: Ces valeurs sont utilisées pour calibrer le calcul du rHbT. L’énergie du laser fluctue au fil du temps et l’étalonnage garantit que les paramètres quantitatifs calculés à partir des données PAT multispectrales sont aussi précis que possible.
4. Un exemple de procédure expérimentale : imagerie transvaginale USPAT de l’ovaire humain
- Préparation du système d’imagerie USPAT
- Désinfectez la sonde US d’endocavité et la gaine du couvercle avec le protocole standard de nettoyage de la sonde à ultrasons de l’établissement.
- Mettez le système américain clinique, démarrez le logiciel système américain et sélectionnez le transducteur US approprié.
- Calibrez le système laser comme à l’étape 3.
- Entrez l’énergie d’impulsion totale pour chaque longueur d’onde dans le logiciel d’affichage USPAT.
- Assemblez la sonde USPAT en enfermant les fibres et la sonde à l’intérieur de la gaine de la sonde.
- Préparation du patient
- Suivez le protocole propre à l’établissement pour obtenir un consentement éclairé et préparer le patient.
- Imagerie
- Localisez l’ovaire cible à l’aide de l’écho pulsé US.
REMARQUE: Cette étape est effectuée par le médecin de l’étude, qui est libre d’ajuster les paramètres d’imagerie sur la machine clinique américaine, tels que la profondeur, la plage dynamique et le TGC. - Sélectionnez la profondeur souhaitée dans le logiciel de contrôle USPAT.
- Cliquez sur Numériser dans le logiciel de contrôle pour démarrer l’acquisition de données en mode B USPAT coenregistrée. Regardez le logiciel d’affichage d’images USPAT pour examiner les images coenregistrées en mode US et PAT B et les cartes fonctionnelles reconstruites en temps réel.
- Répétez les étapes 4.3.1-4.3.3 pour acquérir plus d’images et (si nécessaire) imager la deuxième lésion.
- Localisez l’ovaire cible à l’aide de l’écho pulsé US.
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Representative Results
Ici, nous montrons des exemples de lésions ovariennes malignes et normales imagées par USPAT. La figure 3 montre une femme préménopausée de 50 ans présentant des masses annexielles multikystiques bilatérales révélées par une tomodensitométrie à contraste amélioré. La figure 3A montre l’image américaine de l’annexex gauche avec le retour sur investissement marquant le nodule solide suspect à l’intérieur de la lésion kystique. La figure 3B montre la carte PAT rHbT superposée aux États-Unis et représentée en rouge. Le rHbT a montré une distribution vasculaire diffuse étendue dans la plage de profondeur de 1 cm à 5 cm et le niveau était élevé à 17,1 (u.a.). La figure 3C montre la distribution %sO2 superposée aux États-Unis, et le niveau était faible à une valeur moyenne de 46,4%. Les histogrammes de rHbT et %sO2 dans le ROI sont affichés dans le coin droit des cartes rHbT et %sO2. La pathologie chirurgicale a révélé un adénocarcinome endométrioïde bien différencié des ovaires droit et gauche.
La figure 4 montre une femme de 46 ans présentant des lésions kystiques bilatérales. La figure 4A montre l’image US de l’ovaire droit avec un kyste simple mesurant 4,2 cm de diamètre maximum. La figure 4B montre la carte PAT rHbT superposée aux États-Unis coenregistrés montrant des signaux de diffusion sur le côté gauche de la lésion avec un faible niveau moyen de 4,8 (u.a). La figure 4C montre la carte %sO2, qui a révélé une teneur en %sO2 plus élevée de 67,5 %. La pathologie chirurgicale a révélé un ovaire droit normal avec des kystes folliculaires.
Sur la base des données pilotes, les lésions ovariennes malignes ont révélé un rHbT 1,9 fois plus élevé et un %sO2 inférieur de 9% en moyenne par rapport aux lésions bénignes1. Ces deux exemples représentatifs soulignent l’importance des paramètres fonctionnels fournis par la PAT dans le diagnostic des lésions détectées aux États-Unis.
| Longueurs | 750 nm | 780 nm | 800 nm | 830 nm |
| Fibre 1 | 4,79 mJ/cm2 | 6,16 mJ/cm2 | 6,59 mJ/cm2 | 6,33 mJ/cm2 |
| Fibre 2 | 4,62 mJ/cm2 | 5,39 mJ/cm2 | 5,99 mJ/cm2 | 6,50 mJ/cm2 |
| Fibre 3 | 4,79 mJ/cm2 | 6,07 mJ/cm2 | 6,76 mJ/cm2 | 6,84 mJ/cm2 |
| Fibre 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 |
Tableau 1 : Mesures représentatives de la densité d’énergie laser en unités de mJ/cm2 couplées aux quatre extrémités des fibres pour quatre longueurs d’onde ainsi qu’à leurs valeurs MPT correspondantes.
Figure 1 : Le système et la sonde co-enregistrés aux États-Unis et au PAT. Le système américain est étendu avec un autre moniteur pour le logiciel d’affichage USPAT, et il reçoit des déclencheurs laser pour synchroniser l’acquisition américaine. Le faisceau laser est élargi par une lentille plano-convexe (L1), collimaté par une lentille plano-concave (L2), divisé en quatre faisceaux avec deux étages de séparateurs de faisceau (BS) et couplé en fibres multimodes (MMF) avec quatre lentilles plano-convexes (L3-6) et des coupleurs de fibres (FC1-4). Les fibres sont attachées à la sonde US endocavité à travers une gaine de sonde personnalisée. Les miroirs (M) sont utilisés pour rediriger la lumière dans l’espace confiné lorsque cela est nécessaire. L’ordinateur de contrôle n’est pas affiché. Veuillez cliquer ici pour voir une version agrandie de cette figure.
Figure 2 : Schéma fonctionnel du logiciel de contrôle USPAT. Le logiciel de contrôle automatise le processus d’imagerie en modifiant la longueur d’onde du laser, en envoyant des commandes d’acquisition de données au système clinique américain et en signalant au logiciel d’affichage de traiter et de visualiser les données. Le système clinique américain reçoit directement les déclencheurs du laser pour synchroniser l’excitation laser avec la détection américaine. Le logiciel d’affichage lit les données RF du système de fichiers. Veuillez cliquer ici pour voir une version agrandie de cette figure.
Figure 3 : Une femme préménopausée de 50 ans présentant des masses annexielles multikystiques bilatérales révélées par tomodensitométrie à contraste amélioré. (A) Image américaine de l’annexex gauche avec le ROI marquant le nodule solide suspect à l’intérieur de la lésion kystique. (B) La carte PAT rHbT superposée aux États-Unis et représentée en rouge. Le rHbT a montré une distribution vasculaire diffuse étendue dans la plage de profondeur de 1 cm à 5 cm, et le niveau était élevé à 17,1 (u.a.). (C) La distribution %sO2 superposée aux États-Unis. Le niveau était faible à une valeur moyenne de 46,4%. La pathologie chirurgicale a révélé un adénocarcinome endométrioïde bien différencié des ovaires droit et gauche. La profondeur était marquée sur le côté droit des images B-scan. Veuillez cliquer ici pour voir une version agrandie de cette figure.
Figure 4 : Une femme de 46 ans présentant des lésions kystiques bilatérales. (A) Échographie de l’ovaire droit avec un kyste simple mesurant 4,2 cm de diamètre maximum. (B) La carte PAT rHbT superposée aux États-Unis coenregistrés montrant des signaux de diffusion sur le côté gauche de la lésion avec un faible niveau moyen de 4,8 (u.a). (C) La carte %sO2 a révélé une teneur en %sO2 plus élevée de 67,5 %. La pathologie chirurgicale a révélé un ovaire droit normal avec des kystes folliculaires. La profondeur était marquée sur le côté droit des images B-scan. Veuillez cliquer ici pour voir une version agrandie de cette figure.
Fichier supplémentaire 1 : Gaine de sonde. Veuillez cliquer ici pour télécharger ce fichier.
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Discussion
Éclairage optique
Le nombre de fibres utilisées est basé sur deux facteurs: l’uniformité de l’éclairage lumineux et la complexité du système. Il est essentiel d’avoir un modèle d’éclairage lumineux uniforme à la surface de la peau pour éviter les points chauds. Il est également important de garder le système simple et robuste avec un nombre minimal de fibres. L’utilisation de quatre fibres distinctes s’est déjà révélée optimale pour créer un éclairage uniforme à des profondeurs de plusieurs millimètres et au-delà. De plus, le couplage de lumière à quatre fibres optiques est relativement simple et robuste, comme nécessaire pour les études sur les patients. Nous avons déjà montré que l’utilisation de quatre fibres optiques multimodes à noyau de 1 mm, avec les extrémités des fibres à environ 10 mm du tissu, logées dans une gaine de sonde hautement réfléchissante (voir le dossier supplémentaire 1 pour la conception) est optimale pour l’imagerie photoacoustique transvaginale17.
Logiciel d’affichage USPAT
Le système clinique américain que nous utilisons peut être programmé pour l’affichage en temps réel de PAT21 à longueur d’onde unique. Cependant, notre méthode nécessite un post-traitement personnalisé des données PAT multispectrales pour calculer les paramètres fonctionnels, nous avons donc choisi d’implémenter notre propre logiciel d’affichage USPAT en C ++ pour calculer et visualiser les cartes et paramètres fonctionnels. Les images en mode B US et PAT sont calculées à partir des données RF à l’aide de la formation de faisceau standard de retard et de somme, de la compression logarithmique et de la plage dynamique, puis sont interpolées en forme de ventilateur. Les cartes rHbT et %sO2 calculées à partir des données PAT multispectrales (voir « Calcul du rHbT et du %sO2 » plus loin dans la discussion) sont affichées sur l’image coenregistrée ou, éventuellement, dans une région d’intérêt (ROI) définie par l’utilisateur. La moyenne et le maximum des %sO2 et rHbT sont affichés à l’écran pour référence. Pendant l’imagerie, le logiciel d’affichage est utilisé en mode serveur pour écouter les appels de procédure distante (RPC) sur TCP/IP à partir du logiciel de contrôle USPAT pour le traitement en ligne et la visualisation en temps réel. Il peut également être utilisé pour le traitement et la visualisation hors ligne.
Les algorithmes de traitement d’image sont mieux implémentés sur du matériel graphique spécialisé, tel que le GPU, mais dans cette étude, nous avons pu obtenir des performances satisfaisantes avec une implémentation CPU optimisée. Les gains de performance les plus importants proviennent de la substitution des algorithmes de domaine spatial par leurs équivalents de domaine fréquentiel. En tirant parti de la transformée de Fourier rapide, nous pouvons améliorer trivialement la complexité de calcul des opérations de filtrage spatial, qui ont souvent O(n 2 ), complexité temporelle, à O(n logn), qui en pratique est très proche du temps linéaire. De plus, pour le filtrage des données RF brutes, nous avons mis en œuvre une convolution discrète rapide avec la méthode Overlap-Add18, qui excelle dans le filtrage par réponse impulsionnelle finie (FIR).
Calcul du rHbT et du %sO2
Le calcul des paramètres fonctionnels dérivés des données PAT multispectrales est implémenté dans le logiciel d’affichage USPAT, et les paramètres fonctionnels sont automatiquement calculés et visualisés en temps réel. En bref, nous avons calculé la concentration d’oxy-hémoglobine et de désoxy-hémoglobine (échelle relative, rHbO et rHbR) à chaque pixel en résolvant un problème linéaire non négatif des moindres carrés:
où g représente les mesures à quatre longueurs d’onde, H représente la matrice des coefficients d’extinction de l’oxy-hémoglobine et de la désoxy-hémoglobine à chaque longueur d’onde, et f représente les rHbO et rHbR. Le rHbT est simplement la somme de rHbO et rHbR, et le %sO2 peut être calculé à partir du rapport rHbO:rHbT2. Le calcul de ces paramètres est implémenté dans le logiciel d’affichage USPAT et est entièrement automatisé. Cette méthode avec le système est validée en mesurant les fantômes de tubes sanguins étalonnés en suspension dans la solution intralipidique2.
Logiciel de contrôle USPAT
Le logiciel de contrôle USPAT automatise le processus d’acquisition de données USPAT en communiquant avec le laser pour le réglage de la longueur d’onde, le système clinique américain pour l’acquisition de données et le logiciel d’affichage USPAT pour le traitement et la visualisation des données. Après avoir sélectionné la profondeur dans l’interface utilisateur graphique (GUI), le logiciel envoie une commande au système américain (via TCP/IP via un câble Ethernet) pour charger le fichier de séquence correct. Le bouton Scan lance le processus d’acquisition d’un ensemble de données PAT et US multispectrales co-enregistrées. Tout d’abord, le logiciel de contrôle règle séquentiellement la longueur d’onde laser (via USB) de la plus basse à la plus élevée, tandis que le système américain acquiert les trames PAT et US coenregistrées. Enfin, le logiciel de contrôle déclenche le logiciel d’affichage USPAT (sur TCP/IP) pour calculer les images US et PAT en mode B, reconstruire les cartes fonctionnelles et les afficher en temps réel. Dans le même temps, le laser est réglé à la longueur d’onde la plus basse.
Limitations
Actuellement, il existe plusieurs limites de la technique USPAT. Tout d’abord, l’imagerie photoacoustique ne peut atteindre qu’environ 5 cm de profondeur avec des transducteurs américains commerciaux de bande passante de 4 à 10 MHz. Ainsi, pour les ovaires plus profonds que 5 cm, ou lorsque le processus pathologique cible est à plus de 5 cm du fornix vaginal dans une masse annexielle importante, la PAT est limitée. Deuxièmement, le champ de vision limité du transducteur américain nécessite de scanner une lésion plus grande à plusieurs angles pour obtenir une moyenne plus représentative du contraste rHbT et %sO2 de la lésion. Troisièmement, la concentration relative totale d’hémoglobine a été rapportée parce que les mesures PAT sont le produit de la distribution locale de la fluence et du profil d’absorption optique. Il est difficile d’estimer le profil d’absorption optique à partir de mesures in vivo . Récemment, des approches basées sur des réseaux neuronaux ont été explorées pour la reconstruction de la concentration absolue d’hémoglobine totale19, mais ces approches restent à valider. Enfin, la fréquence d’images de l’imagerie photoacoustique multispectrale est limitée par la vitesse à laquelle le laser peut régler sa longueur d’onde. Le laser fonctionne à 10 Hz et est réglé mécaniquement, et l’acquisition de données pour quatre longueurs d’onde prend environ 15 s, c’est donc le goulot d’étranglement dans l’amélioration de la fréquence d’images.
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Disclosures
Les auteurs n’ont aucun intérêt financier pertinent dans le manuscrit et aucun autre conflit d’intérêts potentiel à divulguer.
Acknowledgments
Ce travail a été soutenu par le NCI (R01CA151570, R01CA237664). Les auteurs remercient l’ensemble du groupe d’oncologie GYN dirigé par le Dr Mathew Powell pour avoir aidé au recrutement des patients, les radiologues Drs Cary Siegel, William Middleton et Malak Itnai pour avoir aidé aux études américaines, et le pathologiste Dr Ian Hagemann pour avoir aidé à l’interprétation pathologique des données. Les auteurs remercient Megan Luther et les coordonnateurs de l’étude GYN pour leurs efforts dans la coordination des calendriers de l’étude, l’identification des patients pour l’étude et l’obtention d’un consentement éclairé.
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
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