Summary
Мы сообщаем о протоколе ультразвуковой и фотоакустической визуализации для трансвагинальной визуализации поражений яичников / придаточных книжек. Протокол может быть полезен для других трансляционных фотоакустических исследований, особенно тех, в которых используются коммерческие ультразвуковые решетки для обнаружения фотоакустических сигналов и стандартные алгоритмы формирования луча с задержкой и суммой для визуализации.
Abstract
Рак яичников остается самым смертоносным из всех гинекологических злокачественных новообразований из-за отсутствия надежных инструментов скрининга для раннего выявления и диагностики. Фотоакустическая визуализация или томография (PAT) является новым методом визуализации, который может обеспечить общую концентрацию гемоглобина (относительная шкала, rHbT) и насыщение крови кислородом (% sO2) поражений яичников / придаточных отверстий, которые являются важными параметрами для диагностики рака. В сочетании с УЗИ ПАТ продемонстрировал большой потенциал для выявления рака яичников и точной диагностики поражений яичников для эффективной оценки риска и сокращения ненужных операций доброкачественных поражений. Тем не менее, протоколы визуализации PAT в клинических приложениях, насколько нам известно, в значительной степени различаются между различными исследованиями. Здесь мы сообщаем о протоколе визуализации трансвагинального рака яичников, который может быть полезен для других клинических исследований, особенно тех, в которых используются коммерческие ультразвуковые решетки для обнаружения фотоакустических сигналов и стандартные алгоритмы формирования луча с задержкой и суммой для визуализации.
Introduction
Фотоакустическая визуализация или томография (PAT) представляет собой гибридную модальность визуализации, которая измеряет распределение оптического поглощения с разрешением США и глубиной далеко за пределами предела оптической диффузии ткани (~ 1 мм). В PAT наносекундный лазерный импульс используется для возбуждения биологической ткани, вызывая временное повышение температуры из-за оптического поглощения. Это приводит к начальному повышению давления, и результирующие фотоакустические волны измеряются американскими преобразователями. Мультиспектральный PAT включает в себя использование либо перестраиваемого лазера, либо нескольких лазеров, работающих на разных длинах волн для освещения ткани, тем самым позволяя реконструировать карты оптического поглощения на нескольких длинах волн. Основываясь на дифференциальном поглощении оксигенированного и дезоксигенированного гемоглобина в ближнем инфракрасном (NIR) окне, мультиспектральный ПАТ может вычислять распределение концентраций оксигенированного и дезоксигенированного гемоглобина, общую концентрацию гемоглобина и насыщение крови кислородом, которые являются функциональными биомаркерами, связанными с ангиогенезом опухоли и потреблением оксигенации крови или метаболизмом опухоли. PAT продемонстрировал успех во многих онкологических приложениях, таких как рак яичников 1,2, рак молочной железы 3,4,5, рак кожи6, рак щитовидной железы 7,8, рак шейки матки9, рак предстательной железы10,11 и колоректальный рак12.
Рак яичников является самым смертоносным из всех гинекологических злокачественных новообразований. Только 38% случаев рака яичников диагностируются на ранней (локализованной или региональной) стадии, где 5-летняя выживаемость составляет от 74,2% до 93,1%. Большинство диагностируется на поздней стадии, для которой 5-летняя выживаемость составляет 30,8% или менее13. Современные методы клинической диагностики, включая трансвагинальное УЗИ (TUS), допплеровскую УЗИ, антиген рака сыворотки 125 (CA 125) и белок придатка яичка человека 4 (HE4), не имеют чувствительности и специфичности для ранней диагностики рака яичников 14,15,16. Кроме того, большую часть доброкачественных поражений яичников может быть трудно точно диагностировать с помощью современных технологий визуализации, что приводит к ненужным операциям с повышенными расходами на здравоохранение и хирургическими осложнениями. Таким образом, для оптимизации управления и результатов необходимы дополнительные точные неинвазивные методы стратификации риска аднексальных масс. Очевидно, что необходима техника, которая чувствительна и специфична для рака яичников на ранней стадии и более точна в выявлении злокачественных и доброкачественных поражений.
Наша группа разработала корегистрированную трансвагинальную систему US и PAT (USPAT) для диагностики рака яичников, объединив клиническую систему УЗИ, изготовленную на заказ оболочку зонда для размещения оптических волокон для доставки света и перестраиваемый лазер1. Общая концентрация гемоглобина (относительная шкала, rHbT) и насыщение крови кислородом (%sO2), полученные из системы USPAT, продемонстрировали большой потенциал для выявления рака яичников на ранней стадии и для точной диагностики поражений яичников для эффективной оценки риска и сокращения ненужных операций по удалению доброкачественных поражений 1,2. Текущая схема системы показана на рисунке 1, а блок-схема управления показана на рисунке 2. Эта стратегия может быть интегрирована в существующие протоколы TUS для диагностики рака яичников, обеспечивая при этом функциональные параметры (rHbT, %sO2) для улучшения чувствительности и специфичности TUS.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
Все проведенные исследования были одобрены Советом по институциональному обзору Вашингтонского университета.
1. Конфигурация системы: Оптическая подсветка (рисунок 1)
- Используйте лазер Nd:YAG, накачивающий импульсный, перестраиваемый (690-890 нм) Ti-сапфировый лазер с частотой 10 Гц.
- Расширьте лазерный луч, сначала разделив луч плоскоогнутой линзой, а затем коллимировав луч плано-выпуклой линзой. Используйте два зеркала, чтобы направить луч на светоделитель (описано ниже).
- Разделите расширенный лазерный луч на четыре луча с равной энергией, разделив исходный луч на два с помощью поляризационного делителя пучка, а затем разделив два луча еще двумя двух лучами второго уровня.
- Установите четыре многомодовых оптических волокна с волоконными патронами.
- Используйте четыре плосковыпуклые линзы, чтобы сфокусировать четыре лазерных луча на четыре волокна.
- Из соображений безопасности лазера, закройте все оптические компоненты под металлической коробкой, чтобы гарантировать, что оптический путь не подвергается воздействию.
- Прикрепите другие концы четырех волокон к трансвагинальному ультразвуковому зонду и заключите зонд и волокна в защитную оболочку.
ПРИМЕЧАНИЕ: Оболочка и акустическое окно преобразователя покрыты высокоотражающей белой краской для улучшения равномерности освещения. Ранее было показано, что эта установка, включая использование четырех волокон для доставки света, является оптимальной для трансвагинальных применений17. Дополнительные сведения см. в обсуждении.
2. Конфигурация системы: Схема ультразвукового обнаружения и сканирования
- Используйте программируемую клиническую систему УЗИ.
ПРИМЕЧАНИЕ: Программируемая система означает, что необработанные ультразвуковые данные доступны, и пользовательские протоколы сбора данных и алгоритмы обработки могут быть запрограммированы. - Подключите дополнительный монитор к американской системе для запуска программного обеспечения отображения USPAT для визуализации в режиме реального времени rHbT, карт %sO2 и других функциональных параметров.
- Подключите внутренний триггер лазера к внешнему триггеру системы США.
- Используйте подход мультиплексирования с временным разделением в режиме coregistered; в частности, для каждой длины волны последовательно приобретайте пять последовательных кадров PAT и один корегистрированный американский кадр. Усредните кадры PAT для улучшения отношения сигнал/шум. Общее время сбора данных для четырех длин волн составляет около 15 с.
3. Калибровка системы
- Установите энергию лазерного насоса на фиксированный уровень.
- Для каждой длины волны (750 нм, 780 нм, 800 нм и 830 нм) проверьте выходную энергию на импульс на каждом кончике волокна, чтобы убедиться, что расчетная плотность энергии на каждой выбранной длине волны находится на ожидаемом значении, приведенном в таблице 1.
- Если выходная энергия ниже, чем ожидалось, выполните тонкую настройку оптического выравнивания, отрегулировав углы зеркала и луча. Этот шаг не всегда нужен.
- Повторяйте шаги 3.2-3.4 до тех пор, пока энергия не станет удовлетворительной.
- Запишите выходную энергию четырех волокон на каждой длине волны и введите значения в программное обеспечение для отображения USPAT.
ПРИМЕЧАНИЕ: Эти значения используются для калибровки расчета rHbT. Энергия лазера колеблется с течением времени, и калибровка гарантирует, что количественные параметры, вычисляемые из мультиспектральных данных PAT, являются максимально точными.
4. Экспериментальная процедура образца: трансвагинальная визуализация USPAT яичника человека
- Подготовка системы визуализации USPAT
- Продезинфицируйте эндополостной УЗИ зонд и покровную оболочку стандартным протоколом очистки ультразвукового зонда в учреждении.
- Включите клиническую систему УЗИ, запустите программное обеспечение системы США и выберите правильный американский преобразователь.
- Откалибруйте лазерную систему, как показано на шаге 3.
- Введите общую энергию импульса для каждой длины волны в программное обеспечение дисплея USPAT.
- Соберите зонд USPAT, заключив волокна и зонд в оболочку зонда.
- Подготовка пациента
- Следуйте протоколу конкретного учреждения, чтобы получить информированное согласие и подготовить пациента.
- Отображение
- Найдите целевой яичник с помощью импульсно-эхо УЗИ.
ПРИМЕЧАНИЕ: Этот шаг выполняется исследуемым врачом, который может свободно настраивать параметры визуализации на клинической машине США, такие как глубина, динамический диапазон и TGC. - Выберите нужную глубину в программном обеспечении управления USPAT.
- Нажмите кнопку Сканировать в управляющем программном обеспечении, чтобы начать сбор данных USPAT B-mode. Посмотрите программное обеспечение для отображения изображений USPAT, чтобы просмотреть встроенные изображения США и PAT B-режима и реконструированные функциональные карты в режиме реального времени.
- Повторите шаги 4.3.1-4.3.3, чтобы получить больше изображений и (при необходимости) изобразить второе поражение.
- Найдите целевой яичник с помощью импульсно-эхо УЗИ.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
Здесь мы показываем примеры злокачественных и нормальных поражений яичников, изображенных USPAT. На рисунке 3 показана 50-летняя женщина в пременопаузе с двусторонними многокистозными придаточными массами, выявленными с помощью контрастной КТ. На рисунке 3А показано американское изображение левого придатка с ROI, отмечающим подозрительный твердый узелок внутри кистозного поражения. На рисунке 3B показана карта PAT rHbT, наложенная на США и показанная красным цветом. rHbT показал обширное диффузное сосудистое распределение в диапазоне глубин от 1 см до 5 см, а уровень был высоким на уровне 17,1 (а.е.м.). На рисунке 3C показано распределение %sO2, наложенное на США, и уровень был низким при среднем значении 46,4%. Гистограммы rHbT и %sO2 в ROI показаны в правом углу карт rHbT и %sO2. Хирургическая патология выявила хорошо дифференцированную эндометриоидную аденокарциному как правого, так и левого яичников.
На рисунке 4 показана 46-летняя женщина с двусторонними кистозными поражениями. На рисунке 4А показано американское изображение правого яичника с простой кистой максимальным диаметром 4,2 см. На рисунке 4B показана карта PAT rHbT, наложенная на ядро США, показывающая сигналы рассеяния на левой стороне поражения с низким средним уровнем 4,8 (a.u). На рисунке 4C показана карта %sO2, которая показала более высокое содержание %sO2 67,5%. Хирургическая патология выявила нормальный правый яичник с фолликулярными кистами.
Основываясь на пилотных данных, злокачественные поражения яичников выявили в 1,9 раза более высокий rHbT и на 9% более низкий %sO2 в среднем по сравнению с доброкачественными поражениями1. Эти два репрезентативных примера подчеркивают важность функциональных параметров, предоставляемых PAT в диагностике поражений, обнаруженных УЗИ.
| Длин волн | 750 морских миль | 780 морских миль | 800 морских миль | 830 морских миль |
| Волокно 1 | 4,79 мДж/см2 | 6,16 мДж/см2 | 6,59 мДж/см2 | 6,33 мДж/см2 |
| Волокно 2 | 4,62 мДж/см2 | 5,39 мДж/см2 | 5,99 мДж/см2 | 6,50 мДж/см2 |
| Волокно 3 | 4,79 мДж/см2 | 6,07 мДж/см2 | 6,76 мДж/см2 | 6,84 мДж/см2 |
| Волокно 4 | 4,70 мДж/см2 | 6,07 мДж/см2 | 6,67 мДж/см2 | 6,50 мДж/см2 |
| Итог | 18,90 мДж/см2 | 23,69 мДж/см2 | 26,01 мДж/см2 | 26,17 мДж/см2 |
| МПЭ (АНСИ) | 25,2 мДж/см2 | 28,9 мДж/см2 | 31,7 мДж/см2 | 36,4 мДж/см2 |
Таблица 1: Репрезентативные измерения плотности энергии лазера в единицах мДж/см2 в сочетании с четырьмя кончиками волокон для четырех длин волн вместе с соответствующими им значениями MPE.
Рисунок 1: Корегистрированная система и зонд США и PAT. Американская система расширена еще одним монитором для программного обеспечения дисплея USPAT, и она получает лазерные триггеры для синхронизации приобретения США. Лазерный луч расширяется плано-выпуклой линзой (L1), коллимированной плоскоогнутой линзой (L2), разделен на четыре луча с двумя ступенями делителей луча (BS) и соединен в многомодовые волокна (MMF) с четырьмя плано-выпуклыми линзами (L3-6) и волоконными соединителями (FC1-4). Волокна прикрепляются к эндополостному УЗИ-зонду через специальную оболочку зонда. Зеркала (M) используются для перенаправления света в ограниченном пространстве, когда это необходимо. Контрольный компьютер не отображается. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.
Рисунок 2: Блок-схема программного обеспечения управления USPAT. Управляющее программное обеспечение автоматизирует процесс визуализации, изменяя длину волны лазера, отправляя команды сбора данных в клиническую систему США и сигнализируя программному обеспечению дисплея для обработки и визуализации данных. Клиническая система УЗИ получает триггеры от лазера непосредственно для синхронизации лазерного возбуждения с обнаружением УЗИ. Программное обеспечение дисплея считывает радиочастотные данные из файловой системы. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.
Рисунок 3: 50-летняя женщина в пременопаузе с двусторонними многокистозными придаточными массами, выявленными контрастно-усиленной КТ. (A) УЗИ изображение левого придатка с ROI, отмечающим подозрительный твердый узелок внутри кистозного поражения. (B) Карта PAT rHbT, наложенная на США и показанная красным цветом. rHbT показал обширное диффузное сосудистое распределение в диапазоне глубин от 1 см до 5 см, а уровень был высоким на уровне 17,1 (а.е.). (C) Распределение %sO2, наложенное на США. Уровень был низким при среднем значении 46,4%. Хирургическая патология выявила хорошо дифференцированную эндометриоидную аденокарциному как правого, так и левого яичников. Глубина была отмечена на правой стороне изображений B-scan. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.
Рисунок 4: 46-летняя женщина с двусторонними кистозными поражениями. (А) УЗИ правого яичника с простой кистой максимального диаметра 4,2 см. (B) Карта PAT rHbT, наложенная на скрепленные США, показывающая сигналы рассеяния на левой стороне поражения с низким средним уровнем 4,8 (a.u). (C) Карта %sO2 показала более высокое содержание %sO2 на уровне 67,5%. Хирургическая патология выявила нормальный правый яичник с фолликулярными кистами. Глубина была отмечена на правой стороне изображений B-scan. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.
Дополнительный файл 1: Оболочка зонда. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы загрузить этот файл.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
Оптическая подсветка
Количество используемых волокон основано на двух факторах: равномерности освещения света и сложности системы. Очень важно иметь равномерный световой рисунок освещения на поверхности кожи, чтобы избежать горячих точек. Также важно, чтобы система была простой и надежной с минимальным количеством волокон. Ранее было показано, что использование четырех отдельных волокон является оптимальным для создания равномерного освещения на глубинах от нескольких миллиметров и выше. Кроме того, световая связь с четырьмя оптическими волокнами является относительно простой и надежной, как это необходимо для исследований пациентов. Ранее мы показали, что использование четырех 1-мм многомодовых оптических волокон с наконечниками волокон примерно на расстоянии 10 мм от ткани, размещенных в оболочке зонда с высокой отражающей способностью (см. Дополнительный файл 1 для конструкции), является оптимальным для трансвагинальной фотоакустической визуализации17.
Программное обеспечение для отображения USPAT
Клиническая система УЗИ, которую мы используем, может быть запрограммирована на отображение в реальном времени одноволнового PAT21. Однако наш метод требует пользовательской постобработки мультиспектральных данных PAT для вычисления функциональных параметров, поэтому мы решили реализовать наше собственное программное обеспечение для отображения USPAT на C++ для вычисления и визуализации функциональных карт и параметров. Изображения US и PAT B-mode вычисляются на основе радиочастотных данных с использованием стандартного формирования луча с задержкой и суммой, сжатия журнала и динамического диапазона, а затем интерполируются в форму вентилятора. Карты rHbT и %sO2, вычисляемые на основе мультиспектральных данных PAT (см. раздел «Вычисление rHbT и %sO2» далее в обсуждении), отображаются на корегистрированном изображении или, опционально, в определяемой пользователем области интереса (ROI). Среднее и максимальное значение %sO2 и rHbT отображаются на экране для справки. Во время создания образа программное обеспечение дисплея используется в режиме сервера для прослушивания удаленных вызовов процедур (RPC) по TCP/IP из программного обеспечения управления USPAT для оперативной обработки и визуализации в режиме реального времени. Его также можно использовать для автономной обработки и визуализации.
Алгоритмы обработки изображений лучше всего реализованы на специализированном графическом оборудовании, таком как GPU, но в этом исследовании мы смогли достичь удовлетворительной производительности с оптимизированной реализацией CPU. Наибольший прирост производительности был достигнут за счет замены алгоритмов пространственной области их эквивалентами в частотной области. Используя преимущества быстрого преобразования Фурье, мы можем тривиально улучшить вычислительную сложность операций пространственной фильтрации, которые часто имеют O(n2 ),, временную сложность, до O(n logn),что на практике очень близко к линейному времени. Кроме того, для фильтрации необработанных радиочастотных данных мы реализовали быструю дискретную свертку с помощью метода18 Overlap-Add, который превосходит фильтрацию с конечной импульсной характеристикой (FIR).
Расчет rHbT и %sO2
Вычисление функциональных параметров, полученных из мультиспектральных данных PAT, реализовано в программном обеспечении для отображения USPAT, а функциональные параметры автоматически вычисляются и визуализируются в режиме реального времени. Вкратце, мы вычислили концентрацию оксигемоглобина и дезоксигемоглобина (относительная шкала, rHbO и rHbR) на каждом пикселе, решив неотрицательную линейную задачу наименьших квадратов:
где g представляет измерения на четырех длинах волн, H представляет матрицу коэффициентов вымирания оксигемоглобина и дезоксигемоглобина на каждой длине волны, а f представляет rHbO и rHbR. rHbT — это просто сумма rHbO и rHbR, а %sO2 может быть вычислен из отношения rHbO:rHbT2. Вычисление этих параметров реализовано в программном обеспечении для отображения USPAT и полностью автоматизировано. Этот метод с помощью системы валидируется путем измерения калиброванных фантомов кровяной трубки, взвешенных в интралипидном растворе2.
Управляющее программное обеспечение USPAT
Управляющее программное обеспечение USPAT автоматизирует процесс сбора данных USPAT путем связи с лазером для настройки длины волны, клинической системой США для сбора данных и программным обеспечением отображения USPAT для обработки и визуализации данных. После выбора глубины в графическом интерфейсе пользователя (GUI) программное обеспечение отправляет команду в систему США (по TCP/IP через кабель Ethernet) для загрузки правильного файла последовательности. Кнопка Scan начинает процесс сбора одного набора многоспектральных данных PAT и США. Во-первых, управляющее программное обеспечение последовательно настраивает длину волны лазера (через USB) от самой низкой до самой высокой, в то время как американская система приобретает корегистрированные PAT и американские кадры. Наконец, управляющее программное обеспечение запускает программное обеспечение отображения USPAT (через TCP / IP) для вычисления изображений США и PAT B-режима, реконструкции функциональных карт и отображения их в режиме реального времени. При этом лазер настраивается обратно на самую низкую длину волны.
Ограничения
В настоящее время существует несколько ограничений методики USPAT. Во-первых, фотоакустическая визуализация может достигать только около 5 см в глубину с коммерческими американскими преобразователями полосы пропускания 4-10 МГц. Так, для яичников глубже 5 см, или когда целевой патологический процесс находится более чем на 5 см от форникса влагалища в пределах большой придатковой массы, ПАТ ограничена. Во-вторых, ограниченное поле зрения американского преобразователя требует сканирования большего поражения под несколькими углами для получения среднего значения, которое более репрезентативно для rHbT поражения и %sO2 контраста. В-третьих, сообщалось об относительной общей концентрации гемоглобина, поскольку измерения PAT являются продуктом локального распределения флюенса и профиля оптического поглощения. Трудно оценить профиль оптического поглощения из измерений in vivo . В последнее время были изучены нейросетевые подходы для реконструкции абсолютной общей концентрации гемоглобина19, но эти подходы еще предстоит проверить. Наконец, частота кадров мультиспектральной фотоакустической визуализации ограничена скоростью, с которой лазер может настроить свою длину волны. Лазер работает на частоте 10 Гц и механически настроен, а сбор данных для четырех длин волн занимает около 15 с, поэтому это узкое место в улучшении частоты кадров.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Disclosures
Авторы не имеют соответствующих финансовых интересов в рукописи и никаких других потенциальных конфликтов интересов для раскрытия.
Acknowledgments
Эта работа была поддержана NCI (R01CA151570, R01CA237664). Авторы благодарят всю онкологическую группу гинекологов во главе с доктором Мэтью Пауэллом за помощь в наборе пациентов, радиологов докторов Кэри Сигела, Уильяма Миддлтона и Малака Итнаи за помощь в исследованиях в США и патологоанатома доктора Яна Хагеманна за помощь в интерпретации данных патологии. Авторы с благодарностью отмечают усилия Меган Лютер и координаторов исследований GYN в координации графиков исследования, выявлении пациентов для исследования и получении информированного согласия.
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).
