Summary
Vi rapporterar ett samregistrerat ultraljud och fotoakustiskt avbildningsprotokoll för transvaginal avbildning av äggstocks-/adnexala lesioner. Protokollet kan vara värdefullt för andra translationella fotoakustiska avbildningsstudier, särskilt de som använder kommersiella ultraljudsmatriser för detektion av fotoakustiska signaler och standardalgoritmer för fördröjning och summa strålformning för avbildning.
Abstract
Äggstockscancer är fortfarande den dödligaste av alla gynekologiska maligniteter på grund av bristen på tillförlitliga screeningverktyg för tidig upptäckt och diagnos. Fotoakustisk avbildning eller tomografi (PAT) är en framväxande bildmodalitet som kan ge den totala hemoglobinkoncentrationen (relativ skala, rHbT) och syremättnad i blodet (% sO2) av äggstocks- / adnexala lesioner, som är viktiga parametrar för cancerdiagnos. I kombination med samregistrerat ultraljud (US) har PAT visat stor potential för att upptäcka äggstockscancer och för att noggrant diagnostisera äggstocksskador för effektiv riskbedömning och minskning av onödiga operationer av godartade lesioner. Men PAT-avbildningsprotokoll i kliniska tillämpningar, såvitt vi vet, varierar i stor utsträckning mellan olika studier. Här rapporterar vi ett transvaginalt avbildningsprotokoll för äggstockscancer som kan vara till nytta för andra kliniska studier, särskilt de som använder kommersiella ultraljudsmatriser för detektion av fotoakustiska signaler och standardalgoritmer för fördröjning och summa strålformning för avbildning.
Introduction
Fotoakustisk avbildning eller tomografi (PAT) är en hybridbildmodalitet som mäter den optiska absorptionsfördelningen vid amerikansk upplösning och djup långt bortom vävnadens optiska diffusionsgräns (~ 1 mm). I PAT används en nanosekund laserpuls för att excitera biologisk vävnad, vilket orsakar en övergående temperaturökning på grund av optisk absorption. Detta leder till en initial tryckstegring, och de resulterande fotoakustiska vågorna mäts av amerikanska givare. Multispektral PAT innebär användning av antingen en avstämbar laser eller flera lasrar som arbetar vid olika våglängder för att belysa vävnaden, vilket möjliggör rekonstruktion av optiska absorptionskartor vid flera våglängder. Baserat på differentiell absorption av syresatt och deoxygenerat hemoglobin i det nära infraröda (NIR) fönstret kan multispektral PAT beräkna fördelningarna av syresatta och deoxygenerade hemoglobinkoncentrationer, den totala hemoglobinkoncentrationen och blodets syremättnad, som alla är funktionella biomarkörer relaterade till tumörangiogenes och blodsyreförbrukning eller tumörmetabolism. PAT har visat framgång i många onkologiska applikationer, såsom äggstockscancer1,2, bröstcancer 3,4,5, hudcancer 6, sköldkörtelcancer7,8, livmoderhalscancer9, prostatacancer 10,11 och kolorektal cancer 12.
Äggstockscancer är den dödligaste av alla gynekologiska maligniteter. Endast 38% av äggstockscancer diagnostiseras i ett tidigt (lokaliserat eller regionalt) stadium, där 5-årsöverlevnaden är 74,2% till 93,1%. De flesta diagnostiseras i ett sent skede, för vilket 5-årsöverlevnaden är 30,8% eller mindre13. Nuvarande kliniska diagnosmetoder, inklusive transvaginalt ultraljud (TUS), Doppler US, serumcancerantigen 125 (CA 125) och humant epididymisprotein 4 (HE4), visar sig sakna sensitivitet och specificitet för tidig äggstockscancerdiagnos14,15,16. Dessutom kan en stor del av godartade äggstocksskador vara svåra att diagnostisera exakt med nuvarande bildteknik, vilket leder till onödiga operationer med ökade sjukvårdskostnader och kirurgiska komplikationer. Således behövs ytterligare noggranna icke-invasiva metoder för riskstratifiering av adnexala massor för att optimera hanteringen och resultaten. Det är uppenbart att en teknik som är känslig och specifik för äggstockscancer i tidigt stadium och mer exakt för att identifiera maligna från godartade lesioner behövs.
Vår grupp har utvecklat ett samregistrerat transvaginalt USA- och PAT-system (USPAT) för diagnos av äggstockscancer genom att kombinera ett kliniskt amerikanskt system, en skräddarsydd sondmantel för att hysa de optiska fibrerna för ljusleverans och en avstämbar laser1. Den totala hemoglobinkoncentrationen (relativ skala, rHbT) och syremättnaden i blodet (% sO2) härledd från USPAT-systemet har visat stor potential för upptäckt av äggstockscancer i tidigt stadium och för noggrann diagnos av äggstocksskador för effektiv riskbedömning och minskning av onödiga godartade lesionsoperationer 1,2. Det aktuella systemschemat visas i figur 1 och kontrollblocksdiagrammet visas i figur 2. Denna strategi har potential att integreras i befintliga TUS-protokoll för diagnos av äggstockscancer samtidigt som funktionella parametrar (rHbT, %sO2) tillhandahålls för att förbättra känsligheten och specificiteten hos TUS.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
All forskning som utfördes godkändes av Washington University Institutional Review Board.
1. Systemkonfiguration: Optisk belysning (figur 1)
- Använd en Nd:YAG-laser som pumpar en pulserad, avstämbar (690-890 nm) Ti-safirlaser vid 10 Hz.
- Expandera laserstrålen genom att först divergera strålen med en plano-konkav lins och sedan kollimera strålen med en plano-konvex lins. Använd två speglar för att rikta strålen mot en stråldelare (beskrivs nedan).
- Dela den expanderade laserstrålen i fyra strålar med lika energi genom att dela den ursprungliga strålen i två med en polariserande stråldelare och sedan dela de två strålarna med ytterligare två andra stegs stråldelare.
- Montera fyra multi-mode optiska fibrer med fiberchuckar.
- Använd fyra plano-konvexa linser för att fokusera de fyra laserstrålarna i de fyra fibrerna.
- På grund av lasersäkerhetsöverväganden, täck alla optiska komponenter under en metalllåda för att säkerställa att den optiska vägen inte exponeras.
- Fäst de andra ändarna av de fyra fibrerna till den transvaginala ultraljudssonden och bifoga sonden och fibrerna i en skyddande mantel.
OBS: Manteln och givarens akustiska fönster är belagda med mycket reflekterande vit färg för att förbättra belysningens enhetlighet. Denna inställning, inklusive användning av fyra fibrer för ljusleverans, har tidigare visat sig vara optimal för transvaginala applikationer17. Se diskussionen för mer information.
2. Systemkonfiguration: Ultraljudsdetektering och skanningsschema
- Använd ett programmerbart kliniskt amerikanskt system.
OBS: Ett programmerbart system innebär att rå ultraljudsdata är tillgänglig och anpassade datainsamlingsprotokoll och bearbetningsalgoritmer kan programmeras. - Anslut en extra bildskärm till det amerikanska systemet för att köra USPAT-visningsprogramvaran för realtidsvisualisering av rHbT, %sO2-kartor och andra funktionella parametrar.
- Anslut laserns interna utlösare till den externa utlösaren i det amerikanska systemet.
- Använd en tidsdelningsmultiplexeringsmetod under samregistrerat läge; specifikt, för varje våglängd, förvärvar sekventiellt fem på varandra följande PAT-ramar och en samregistrerad amerikansk ram. Medelvärde för PAT-ramarna för att förbättra signal-brusförhållandet. Den totala datainsamlingstiden för fyra våglängder är cirka 15 s.
3. Systemkalibrering
- Ställ in laserpumpens energi på en fast nivå.
- För varje våglängd (750 nm, 780 nm, 800 nm och 830 nm), kontrollera energiproduktionen per puls vid varje fiberspets för att säkerställa att den beräknade energitätheten vid varje vald våglängd ligger vid det förväntade värdet som anges i tabell 1.
- Om energiproduktionen är lägre än förväntat, finjustera den optiska inriktningen genom att justera spegeln och stråldelarvinklarna. Detta steg behövs inte alltid.
- Upprepa steg 3.2-3.4 tills energin är tillfredsställande.
- Registrera de fyra fibrernas energiproduktion vid varje våglängd och ange värdena i USPAT-displayprogramvaran.
Dessa värden används för att kalibrera beräkningen av rHbT. Laserenergin fluktuerar över tid, och kalibrering säkerställer att de kvantitativa parametrarna som beräknas från multispektrala PAT-data är så exakta som möjligt.
4. Ett provexperimentellt förfarande: Transvaginal USPAT-avbildning av den mänskliga äggstocken
- Förberedelse av USPAT-bildsystemet
- Desinficera den endokaviteta amerikanska sonden och täckmanteln med det vanliga rengöringsprotokollet för ultraljudssond vid institutionen.
- Slå på det kliniska amerikanska systemet, starta den amerikanska systemprogramvaran och välj rätt amerikansk givare.
- Kalibrera lasersystemet enligt steg 3.
- Ange den totala pulsenergin för varje våglängd i USPAT-displayprogramvaran.
- Montera USPAT-sonden genom att innesluta fibrerna och sonden inuti sondmanteln.
- Förberedelse av patienten
- Följ det institutionsspecifika protokollet för att få informerat samtycke och förbereda patienten.
- Imaging
- Lokalisera måläggstocken med pulseko US.
OBS: Detta steg görs av studieläkaren, som är fri att justera bildparametrarna på den kliniska amerikanska maskinen, såsom djupet, det dynamiska området och TGC. - Välj önskat djup i USPAT-styrprogramvaran.
- Klicka på Skanna i styrprogramvaran för att starta den samregistrerade USPAT B-mode-datainsamlingen. Titta på USPAT-bildvisningsprogramvaran för att granska de samregistrerade amerikanska och PAT B-mode-bilderna och rekonstruerade funktionella kartor i realtid.
- Upprepa steg 4.3.1-4.3.3 för att hämta fler bilder och (om nödvändigt) avbilda den andra skadan.
- Lokalisera måläggstocken med pulseko US.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
Här visar vi exempel på maligna och normala äggstocksskador avbildade av USPAT. Figur 3 visar en 50-årig premenopausal kvinna med bilaterala multicystiska adnexala massor avslöjade av kontrastförstärkt CT. Figur 3A visar den amerikanska bilden av vänster adnexa med ROI som markerar den misstänkta fasta knölen inuti den cystiska lesionen. Figur 3B visar PAT rHbT-kartan överlagrad på USA och visas i rött. rHbT uppvisade omfattande diffus vaskulär fördelning i djupområdet 1 cm till 5 cm och nivån var hög vid 17,1 (a.u.). Figur 3C visar %sO2-fördelningen ovanpå USA och nivån var låg med ett medelvärde på 46,4%. Histogrammen för rHbT och %sO2 i ROI visas i det högra hörnet av rHbT- och %sO2-kartorna. Kirurgisk patologi avslöjade väldifferentierat endometrioid adenokarcinom hos både höger och vänster äggstockar.
Figur 4 visar en 46-årig kvinna med bilaterala cystiska skador. Figur 4A visar den amerikanska bilden av rätt äggstock med en enkel cysta som mäter 4,2 cm i maximal diameter. Figur 4B visar PAT rHbT-kartan överlagrad på det samregistrerade USA som visar spridningssignaler på vänster sida av lesionen med en låg genomsnittlig nivå på 4,8 (a.u). Figur 4C visar %sO2-kartan, som visade en högre %sO2-halt på 67,5%. Den kirurgiska patologin avslöjade en normal rätt äggstock med follikulära cyster.
Baserat på pilotdata visade maligna ovariella lesioner 1,9 gånger högre rHbT och 9 % lägre %sO2 i genomsnitt jämfört med godartade lesioner1. Dessa två representativa exempel belyser vikten av de funktionella parametrar som tillhandahålls av PAT vid diagnos av USA-upptäckta lesioner.
| Våglängder | 750 nm | 780 nm | 800 nm | 830 nm |
| Fiber 1 | 4,79 mJ/cm2 | 6,16 mJ/cm2 | 6,59 mJ/cm2 | 6,33 mJ/cm2 |
| Fiber 2 | 4,62 mJ/cm2 | 5,39 mJ/cm2 | 5,99 mJ/cm2 | 6,50 mJ/cm2 |
| Fiber 3 | 4,79 mJ/cm2 | 6,07 mJ/cm2 | 6,76 mJ/cm2 | 6,84 mJ/cm2 |
| Fiber 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 |
Tabell 1: Representativa mätningar av laserns energitäthet i enheter av mJ/cm2 kopplade till de fyra fiberspetsarna för fyra våglängder tillsammans med deras motsvarande MPE-värden.
Figur 1: Det samregistrerade amerikanska och PAT-systemet och sonden. Det amerikanska systemet utökas med en annan bildskärm för USPAT-displayprogramvaran, och det får laserutlösare för att synkronisera det amerikanska förvärvet. Laserstrålen expanderas av en plano-konvex lins (L1), kollimeras av en plano-konkav lins (L2), delas upp i fyra strålar med två steg av stråldelare (BS) och kopplas till multimodfibrer (MMF) med fyra plano-konvexa linser (L3-6) och fiberkopplare (FC1-4). Fibrerna är fästa vid den endokavistiska amerikanska sonden genom en anpassad sondmantel. Speglar (M) används för att omdirigera ljus i det trånga utrymmet vid behov. Kontrolldatorn visas inte. Klicka här för att se en större version av denna figur.
Figur 2: Blockdiagram över USPAT-kontrollprogramvaran. Styrprogramvaran automatiserar bildprocessen genom att ändra laservåglängden, skicka datainsamlingskommandon till det kliniska amerikanska systemet och signalera displayprogramvaran för att bearbeta och visualisera data. Det kliniska amerikanska systemet tar emot triggers från lasern direkt för att synkronisera laserexcitationen med den amerikanska detekteringen. Displayprogramvaran läser RF-data från filsystemet. Klicka här för att se en större version av denna figur.
Figur 3: En 50-årig premenopausal kvinna med bilaterala multicystiska adnexala massor avslöjade av kontrastförstärkt CT. (A) USA: s bild av vänster adnexa med ROI som markerar den misstänkta fasta knölen inuti den cystiska lesionen. (B) PAT rHbT-kartan överlagrad på USA och visas i rött. rHbT uppvisade omfattande diffus vaskulär fördelning i djupområdet 1 cm till 5 cm, och nivån var hög vid 17,1 (a.u.). (C) %sO2-fördelningen ovanpå USA. Nivån var låg på ett medelvärde på 46,4%. Kirurgisk patologi avslöjade väldifferentierat endometrioid adenokarcinom hos både höger och vänster äggstockar. Djupet markerades på höger sida av B-scan-bilderna. Klicka här för att se en större version av denna figur.
Figur 4: En 46-årig kvinna med bilaterala cystiska skador. (A) US av höger äggstock med en enkel cysta som mäter 4,2 cm i maximal diameter. (B) PAT rHbT-kartan överlagrad på det samregistrerade USA som visar spridningssignaler på vänster sida av lesionen med en låg genomsnittlig nivå på 4,8 (a.u). (C) %sO2-kartan visade en högre %sO2-halt på 67,5%. Den kirurgiska patologin avslöjade en normal rätt äggstock med follikulära cyster. Djupet markerades på höger sida av B-scan-bilderna. Klicka här för att se en större version av denna figur.
Kompletterande fil 1: Sondmantel. Klicka här för att ladda ner den här filen.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
Optisk belysning
Antalet fibrer som används är baserat på två faktorer: ljusbelysningens enhetlighet och systemkomplexitet. Det är viktigt att ha ett enhetligt ljusbelysningsmönster på hudytan för att undvika heta fläckar. Det är också viktigt att hålla systemet enkelt och robust med ett minimalt antal fibrer. Användningen av fyra separata fibrer har tidigare visat sig vara optimal för att skapa enhetlig belysning på flera millimeters djup och därutöver. Dessutom är ljuskopplingen till fyra optiska fibrer relativt enkel och robust, vilket behövs för patientstudier. Vi har tidigare visat att användningen av fyra 1 mm kärna multi-mode optiska fibrer, med fiberspetsarna cirka 10 mm från vävnaden, inrymda i en mycket reflekterande sondmantel (se kompletterande fil 1 för designen) är optimala för transvaginal fotoakustisk avbildning17.
USPAT-programvara för visning
Det kliniska amerikanska systemet vi använder kan programmeras för realtidsvisning av PAT21 med enkelvåglängd. Vår metod kräver dock anpassad efterbehandling av multispektrala PAT-data för att beräkna funktionella parametrar, så vi valde att implementera vår egen USPAT-displayprogramvara i C ++ för att beräkna och visualisera funktionella kartor och parametrar. US och PAT B-mode bilder beräknas från RF-data med hjälp av standard fördröjning-och-summa strålformning, loggkomprimering och dynamiskt omfång och interpoleras sedan till en fläktform. rHbT- och %sO2-kartorna som beräknas från multispektrala PAT-data (se "Beräkning av rHbT och %sO2" senare i diskussionen) visas på den samregistrerade bilden eller, om du vill, i en användardefinierad region av intresse (ROI). Medelvärdet och maximivärdet för %sO2 och rHbT visas på skärmen som referens. Under avbildning används displayprogramvaran i serverläge för att lyssna efter RPC: er (Remote Procedure Calls) över TCP / IP från USPAT-kontrollprogramvaran för online-bearbetning och realtidsvisualisering. Den kan också användas för offline-bearbetning och visualisering.
Bildbehandlingsalgoritmer implementeras bäst på specialiserad grafikhårdvara, till exempel GPU, men i denna studie kunde vi uppnå tillfredsställande prestanda med en optimerad CPU-implementering. De största prestandavinsterna kom från att ersätta rumsliga domänalgoritmer med deras frekvensdomänekvivalenter. Genom att utnyttja Fast Fourier-transformen kan vi trivialt förbättra beräkningskomplexiteten hos rumsliga filtreringsoperationer, som ofta har O(n 2 ), tidskomplexitet, till O(n logn), som i praktiken ligger mycket nära linjär tid. För filtrering av rå RF-data implementerade vi dessutom snabb diskret faltning med Overlap-Add-metoden18, som utmärker sig vid filtrering av ändlig impulsrespons (FIR).
Beräkning av rHbT och %sO2
Beräkningen av de funktionella parametrarna som härrör från multispektrala PAT-data implementeras i USPAT-displayprogramvaran, och de funktionella parametrarna beräknas och visualiseras automatiskt i realtid. Kortfattat beräknade vi koncentrationen av oxihemoglobin och deoxihemoglobin (relativ skala, rHbO och rHbR) vid varje pixel genom att lösa ett icke-negativt linjärt minsta kvadratproblem:
där g representerar mätningarna vid fyra våglängder, H representerar matrisen av extinktionskoefficienter för oxihemoglobin och deoxihemoglobin vid varje våglängd och f representerar rHbO och rHbR. rHbT är helt enkelt summan av rHbO och rHbR, och %sO2 kan beräknas från förhållandet mellan rHbO: rHbT2. Beräkningen av dessa parametrar implementeras i USPAT-displayprogramvaran och är helt automatiserad. Denna metod med systemet valideras genom mätning av de kalibrerade blodrörsfantomer suspenderade i intralipidlösning2.
USPAT-kontrollprogramvara
USPAT-kontrollprogramvaran automatiserar USPAT-datainsamlingsprocessen genom att kommunicera med lasern för våglängdsinställning, det kliniska amerikanska systemet för datainsamling och USPAT-displayprogramvaran för databehandling och visualisering. Efter att ha valt djupet i det grafiska användargränssnittet (GUI) skickar programvaran ett kommando till det amerikanska systemet (över TCP / IP via en Ethernet-kabel) för att ladda rätt sekvensfil. Knappen Skanna påbörjar insamlingsprocessen för en uppsättning samregistrerade multispektrala PAT- och USA-data. Först justerar styrprogramvaran sekventiellt laservåglängden (över USB) från den lägsta till den högsta, medan det amerikanska systemet förvärvar de samregistrerade PAT- och US-ramarna. Slutligen utlöser kontrollprogramvaran USPAT-visningsprogramvaran (över TCP / IP) för att beräkna bilderna i USA och PAT B-läge, rekonstruera de funktionella kartorna och visa dem i realtid. Samtidigt ställs lasern tillbaka till den lägsta våglängden.
Begränsningar
För närvarande finns det flera begränsningar av USPAT-tekniken. För det första kan fotoakustisk avbildning bara nå cirka 5 cm djup med kommersiella amerikanska givare med 4-10 MHz bandbredd. Således, för äggstockar djupare än 5 cm, eller när den patologiska målprocessen är mer än 5 cm från vaginal fornix inom en stor adnexal massa, är PAT begränsad. För det andra kräver det begränsade synfältet för den amerikanska givaren att man skannar en större lesion i flera vinklar för att få ett medelvärde som är mer representativt för lesionens rHbT- och %sO2-kontrast. För det tredje har den relativa totala hemoglobinkoncentrationen rapporterats eftersom PAT-mätningarna är produkten av den lokala fluensfördelningen och den optiska absorptionsprofilen. Det är utmanande att uppskatta den optiska absorptionsprofilen från in vivo-mätningar . Nyligen har neurala nätverksbaserade metoder undersökts för rekonstruktion av den absoluta totala hemoglobinkoncentrationen19, men dessa metoder återstår att validera. Slutligen begränsas bildhastigheten för multispektral fotoakustisk avbildning av den hastighet med vilken lasern kan ställa in sin våglängd. Lasern arbetar vid 10 Hz och är mekaniskt inställd, och datainsamlingen för fyra våglängder tar cirka 15 s, så detta är flaskhalsen för att förbättra bildhastigheten.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Disclosures
Författarna har inga relevanta ekonomiska intressen i manuskriptet och inga andra potentiella intressekonflikter att avslöja.
Acknowledgments
Detta arbete stöddes av NCI (R01CA151570, R01CA237664). Författarna tackar hela GYN-onkologigruppen ledd av Dr. Mathew Powell för att hjälpa till med att rekrytera patienter, radiologerna Drs. Cary Siegel, William Middleton och Malak Itnai för att hjälpa till med de amerikanska studierna och patologen Dr. Ian Hagemann för att hjälpa till med patologitolkningen av data. Författarna erkänner tacksamt Megan Luthers och GYN-studiekoordinatorernas ansträngningar för att samordna studiescheman, identifiera patienter för studien och få informerat samtycke.
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).
