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.
Un abonnement JoVE est requis pour visualiser ce contenu. Connectez-vous ou commencez votre période d'essai gratuite.
Article de méthode
Protocole d’échographie et d’imagerie photoacoustique coenregistré pour l’imagerie transvaginale des lésions ovariennes
Dans cet article
Résumé
Résumé
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.
Accès restreint. Veuillez vous connecter ou commencer un essai pour afficher ce contenu.
Protocole
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.
Accès restreint. Veuillez vous connecter ou commencer un essai pour afficher ce contenu.
Résultats
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
Accès restreint. Veuillez vous connecter ou commencer un essai pour afficher ce contenu.
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 millimètre...
Accès restreint. Veuillez vous connecter ou commencer un essai pour afficher ce contenu.
Déclarations de divulgation
Les auteurs n’ont aucun intérêt financier pertinent dans le manuscrit et aucun autre conflit d’intérêts potentiel à divulguer.
Remerciements
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.
Accès restreint. Veuillez vous connecter ou commencer un essai pour afficher ce contenu.
Matériaux
| Nom | Entreprise | Numéro de catalogue | Commentaires |
|---|---|---|---|
| Système d’imagerie clinique US | Alpinion Medical Systems | EC-12R | Système clinique US entièrement programmable |
| Miroir diélectrique | Thorlabs | BB1-E03 | Utilisé pour réfléchir la lumière le long du chemin optique |
| Transducteur US endocavité | Alpinion Medical Systems | EC3-10 | Sonde à ultrasons transvaginale |
| Wattmètre laser | Coherent | LabMax TOP | Utilisé pour mesurer l’énergie laser |
| Fibre optique multimode | Thorlabs | FP1000ERT | Couplage de la lumière laser à la sonde à ultrasons endocavitaire |
| Plaque séparatrice de faisceau non polarisante | Thorlabs | BSW11 | Pour diviser le faisceau laser en capteurs pour mesurer l’énergie |
| Lentille plano-concave | Thorlabs | LC1715 | Pour l’expansion du faisceau laser |
| Lentille plano-convexe ; | Thorlabs | LA1484-B | Pour la collimation par faisceau laser |
| Lentille plano-convexe | Thorlabs | LA1433-B | Utilisé pour focaliser la lumière en quatre fibres optiques |
| Cube séparateur de faisceau polarisant | Thorlabs | PBS252 | Pour diviser le faisceau laser en quatre faisceaux |
| Sonde de protection shealth | Impression | Tenez et protégez les quatre fibres optiques à l’extrémité de la sonde à ultrasons | |
| Miroir à prisme à angle droit | Thorlabs | MRA25-E03 | Utilisé pour réfléchir la lumière le long du chemin optique |
| Système laser accordable | Symphotic TII | LS-2145-LT50PC | Source lumineuse pour PAT multispectral |
| Logiciel de contrôle USPAT Développé | sur mesure en C++ | Contrôle les paramètres d’acquisition de l’échographe et de la longueur d’onde laser Logiciel d’affichage d’images | |
| USPAT Développé | sur mesure en C++ | Affiche les cartes US/PAT B-scans et sO2/rHbT en réel Heure |
Références
- 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).
Accès restreint. Veuillez vous connecter ou commencer un essai pour afficher ce contenu.
Réimpressions et autorisations
