Summary
Wir berichten über ein koregistriertes Ultraschall- und photoakustisches Bildgebungsprotokoll für die transvaginale Bildgebung von Eierstock-/Adnexläsionen. Das Protokoll kann für andere translationale photoakustische Bildgebungsstudien wertvoll sein, insbesondere für solche, die kommerzielle Ultraschall-Arrays für die Detektion photoakustischer Signale und Standard-Delay-and-Sum-Beamforming-Algorithmen für die Bildgebung verwenden.
Abstract
Eierstockkrebs ist nach wie vor die tödlichste aller gynäkologischen Malignome, da es an zuverlässigen Screening-Instrumenten zur Früherkennung und Diagnose mangelt. Die photoakustische Bildgebung oder Tomographie (PAT) ist eine neue Bildgebungsmethode, die die Gesamthämoglobinkonzentration (relative Skala, rHbT) und die Blutsauerstoffsättigung (%sO2) von Eierstock- / Adnexläsionen liefern kann, die wichtige Parameter für die Krebsdiagnose sind. In Kombination mit koregistriertem Ultraschall (US) hat PAT ein großes Potenzial für die Erkennung von Eierstockkrebs und für die genaue Diagnose von Ovarialläsionen für eine effektive Risikobewertung und die Reduzierung unnötiger Operationen von gutartigen Läsionen gezeigt. Unseres Wissens unterscheiden sich die PAT-Bildgebungsprotokolle in klinischen Anwendungen jedoch stark zwischen verschiedenen Studien. Hier berichten wir über ein transvaginales Bildgebungsprotokoll für Eierstockkrebs, das für andere klinische Studien von Vorteil sein kann, insbesondere für solche, die kommerzielle Ultraschall-Arrays zur Erkennung photoakustischer Signale und Standard-Delay-and-Sum-Beamforming-Algorithmen für die Bildgebung verwenden.
Introduction
Die photoakustische Bildgebung oder Tomographie (PAT) ist eine hybride Bildgebungsmodalität, die die optische Absorptionsverteilung bei US-Auflösung und Tiefen weit über die optische Diffusionsgrenze des Gewebes (~ 1 mm) hinaus misst. Bei PAT wird ein Nanosekunden-Laserpuls verwendet, um biologisches Gewebe anzuregen, was aufgrund der optischen Absorption zu einem vorübergehenden Temperaturanstieg führt. Dies führt zu einem anfänglichen Druckanstieg, und die resultierenden photoakustischen Wellen werden von US-Wandlern gemessen. Multispektraler PAT beinhaltet die Verwendung eines durchstimmbaren Lasers oder mehrerer Laser, die bei verschiedenen Wellenlängen arbeiten, um das Gewebe zu beleuchten und so die Rekonstruktion optischer Absorptionskarten bei mehreren Wellenlängen zu ermöglichen. Basierend auf der differentiellen Absorption von oxygeniertem und desoxygeniertem Hämoglobin im Nahinfrarot-Fenster (NIR) kann der multispektrale PAT die Verteilungen der oxygenierten und desoxygenierten Hämoglobinkonzentrationen, der Gesamthämoglobinkonzentration und der Blutsauerstoffsättigung berechnen, die alle funktionelle Biomarker im Zusammenhang mit der Tumorangiogenese und dem Sauerstoffverbrauch des Blutes oder dem Tumorstoffwechsel sind. PAT hat sich in vielen onkologischen Anwendungen als erfolgreich erwiesen, wie z.B. Eierstockkrebs1,2, Brustkrebs 3,4,5, Hautkrebs 6, Schilddrüsenkrebs7,8, Gebärmutterhalskrebs 9, Prostatakrebs 10,11 und Darmkrebs 12.
Eierstockkrebs ist die tödlichste aller gynäkologischen Malignome. Nur 38% der Eierstockkrebserkrankungen werden in einem frühen (lokalisierten oder regionalen) Stadium diagnostiziert, in dem die 5-Jahres-Überlebensrate zwischen 74,2% und 93,1% liegt. Die meisten werden in einem späten Stadium diagnostiziert, für das die 5-Jahres-Überlebensrate 30,8% oder weniger beträgt13. Aktuelle klinische Diagnosemethoden, einschließlich der transvaginalen Sonographie (TUS), des Doppler-US, des Serumkrebsantigens 125 (CA 125) und des humanen Nebenhodenproteins 4 (HE4), haben gezeigt, dass es ihnen an Sensitivität und Spezifität für die frühe Diagnose von Eierstockkrebs mangelt14,15,16. Darüber hinaus kann es schwierig sein, einen großen Teil der gutartigen Ovarialläsionen mit den derzeitigen Bildgebungstechnologien genau zu diagnostizieren, was zu unnötigen Operationen mit erhöhten Gesundheitskosten und chirurgischen Komplikationen führt. Daher sind zusätzliche genaue nicht-invasive Methoden zur Risikostratifizierung von Adnexmassen erforderlich, um das Management und die Ergebnisse zu optimieren. Es ist klar, dass eine Technik erforderlich ist, die empfindlich und spezifisch für Eierstockkrebs im Frühstadium ist und bei der Identifizierung von bösartigen und gutartigen Läsionen genauer ist.
Unsere Gruppe hat ein co-registriertes transvaginales US- und PAT-System (USPAT) für die Diagnose von Eierstockkrebs entwickelt, indem sie ein klinisches US-System, eine maßgeschneiderte Sondenhülle zur Aufnahme der optischen Fasern für die Lichtabgabe und einen abstimmbaren Laser1 kombiniert. Die Gesamthämoglobinkonzentration (relative Skala, rHbT) und die Blutsauerstoffsättigung (%sO2), die aus dem USPAT-System abgeleitet wurden, haben ein großes Potenzial für die Erkennung von Eierstockkrebs im Frühstadium und für die genaue Diagnose von Ovarialläsionen für eine effektive Risikobewertung und die Reduzierung unnötiger Operationen an gutartigen Läsionen gezeigt 1,2. Der aktuelle Schaltplan des Systems ist in Abbildung 1 dargestellt, und das Steuerblockdiagramm ist in Abbildung 2 dargestellt. Diese Strategie hat das Potenzial, in bestehende TUS-Protokolle für die Diagnose von Eierstockkrebs integriert zu werden und gleichzeitig funktionelle Parameter (rHbT, %sO2) bereitzustellen, um die Sensitivität und Spezifität von TUS zu verbessern.
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Protocol
Alle durchgeführten Forschungsarbeiten wurden vom Institutional Review Board der Washington University genehmigt.
1. Systemkonfiguration: Optische Beleuchtung (Abbildung 1)
- Verwenden Sie einen Nd:YAG-Laser, der einen gepulsten, abstimmbaren (690-890 nm) Ti-Saphir-Laser mit 10 Hz pumpt.
- Erweitern Sie den Laserstrahl, indem Sie den Strahl zuerst mit einer plankonkaven Linse divergieren und dann den Strahl mit einer plankonvexen Linse kollimieren. Verwenden Sie zwei Spiegel, um den Strahl auf einen Strahlteiler zu richten (siehe unten).
- Teilen Sie den expandierten Laserstrahl in vier Strahlen mit gleicher Energie auf, indem Sie den ursprünglichen Strahl mit einem polarisierenden Strahlteiler in zwei Teile aufteilen und dann die beiden Strahlen mit zwei weiteren Strahlteilern der zweiten Stufe aufteilen.
- Montieren Sie vier Multimode-Glasfasern mit Faserfuttern.
- Verwenden Sie vier plankonvexe Linsen, um die vier Laserstrahlen in die vier Fasern zu fokussieren.
- Decken Sie aus Gründen der Lasersicherheit alle optischen Komponenten unter einem Metallgehäuse ab, um sicherzustellen, dass der optische Pfad nicht freigelegt wird.
- Befestigen Sie die anderen Enden der vier Fasern an der transvaginalen Ultraschallsonde und schließen Sie die Sonde und die Fasern in eine Schutzhülle ein.
HINWEIS: Der Mantel und das akustische Fenster des Wandlers sind mit hochreflektierender weißer Farbe beschichtet, um die Gleichmäßigkeit der Beleuchtung zu verbessern. Dieser Aufbau, einschließlich der Verwendung von vier Fasern für die Lichtabgabe, hat sich zuvor als optimal für transvaginale Anwendungen erwiesen17. Weitere Informationen finden Sie in der Diskussion.
2. Systemkonfiguration: Ultraschall-Erkennungs- und Scan-Schema
- Verwenden Sie ein programmierbares klinisches US-System.
HINWEIS: Ein programmierbares System bedeutet, dass die Ultraschall-Rohdaten zugänglich sind und benutzerdefinierte Datenerfassungsprotokolle und Verarbeitungsalgorithmen programmiert werden können. - Schließen Sie einen zusätzlichen Monitor an das US-System an, um die USPAT-Anzeigesoftware für die Echtzeitvisualisierung der rHbT-, %sO2-Karten und anderer Funktionsparameter auszuführen.
- Verbinden Sie den internen Trigger des Lasers mit dem externen Trigger des US-Systems.
- Verwenden Sie einen Zeitmultiplex-Ansatz während des Co-Register-Modus. Erfassen Sie für jede Wellenlänge sequenziell fünf aufeinanderfolgende PAT-Frames und einen mitregistrierten US-Frame. Mittelwert der PAT-Frames, um das Signal-Rausch-Verhältnis zu verbessern. Die gesamte Datenerfassungszeit für vier Wellenlängen beträgt etwa 15 s.
3. Systemkalibrierung
- Stellen Sie die Energie der Laserpumpe auf ein festes Niveau ein.
- Überprüfen Sie für jede Wellenlänge (750 nm, 780 nm, 800 nm und 830 nm) die Energieabgabe pro Puls an jeder Faserspitze, um sicherzustellen, dass die berechnete Energiedichte bei jeder ausgewählten Wellenlänge dem in Tabelle 1 angegebenen Erwartungswert entspricht.
- Wenn die Energieabgabe geringer als erwartet ist, passen Sie die optische Ausrichtung an, indem Sie die Spiegel- und Strahlteilerwinkel anpassen. Dieser Schritt ist nicht immer erforderlich.
- Wiederholen Sie die Schritte 3.2-3.4, bis die Energie zufriedenstellend ist.
- Zeichnen Sie die Energieabgabe der vier Fasern bei jeder Wellenlänge auf und geben Sie die Werte in die USPAT-Anzeigesoftware ein.
HINWEIS: Diese Werte werden verwendet, um die Berechnung des rHbT zu kalibrieren. Die Laserenergie schwankt im Laufe der Zeit, und die Kalibrierung stellt sicher, dass die quantitativen Parameter, die aus den multispektralen PAT-Daten berechnet werden, so genau wie möglich sind.
4. Ein Beispiel für ein experimentelles Verfahren: Transvaginale USPAT-Bildgebung des menschlichen Eierstocks
- Vorbereitung des USPAT-Bildgebungssystems
- Desinfizieren Sie die endokavitätische US-Sonde und die Abdeckhülle mit dem Standard-Reinigungsprotokoll der Ultraschallsonde in der Einrichtung.
- Schalten Sie das klinische US-System ein, starten Sie die US-Systemsoftware und wählen Sie den richtigen US-Schallkopf aus.
- Kalibrieren Sie das Lasersystem wie in Schritt 3.
- Geben Sie die Gesamtpulsenergie für jede Wellenlänge in die USPAT-Anzeigesoftware ein.
- Montieren Sie die USPAT-Sonde, indem Sie die Fasern und die Sonde in die Sondenhülle einschließen.
- Vorbereitung des Patienten
- Befolgen Sie das einrichtungsspezifische Protokoll, um eine Einverständniserklärung zu erhalten und den Patienten vorzubereiten.
- Bildgebung
- Lokalisieren Sie den Ziel-Eierstock mit Puls-Echo-US.
HINWEIS: Dieser Schritt wird vom Prüfarzt durchgeführt, der die Bildgebungsparameter auf dem klinischen US-Gerät wie Tiefe, Dynamikumfang und TGC einstellen kann. - Wählen Sie die gewünschte Tiefe in der USPAT-Steuerungssoftware aus.
- Klicken Sie in der Steuerungssoftware auf Scannen , um die mitregistrierte USPAT B-Mode-Datenerfassung zu starten. Sehen Sie sich die USPAT-Bildanzeigesoftware an, um die mitregistrierten US- und PAT-B-Mode-Bilder zu überprüfen und funktionale Karten in Echtzeit zu rekonstruieren.
- Wiederholen Sie die Schritte 4.3.1-4.3.3, um weitere Bilder aufzunehmen und (falls erforderlich) die zweite Läsion abzubilden.
- Lokalisieren Sie den Ziel-Eierstock mit Puls-Echo-US.
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Representative Results
Hier zeigen wir Beispiele für maligne und normale Ovarialläsionen, die von USPAT abgebildet wurden. Abbildung 3 zeigt eine 50-jährige prämenopausale Frau mit bilateralen multizystischen Adnexmassen, die durch kontrastmittelverstärkte CT aufgedeckt wurden. Abbildung 3A zeigt das US-Bild der linken Adnexe mit dem ROI, der den verdächtigen festen Knoten innerhalb der zystischen Läsion markiert. Abbildung 3B zeigt die PAT-rHbT-Karte, die über die USA gelegt und rot dargestellt ist. Das rHbT zeigte eine ausgedehnte diffuse vaskuläre Verteilung im Tiefenbereich von 1 cm bis 5 cm und das Niveau war mit 17,1 (a.u.) hoch. Abbildung 3C zeigt die %sO2-Verteilung, die den USA überlagert wurde und mit einem Mittelwert von 46,4% niedrig war. Die Histogramme von rHbT und %sO2 im ROI sind in der rechten Ecke der rHbT- und %sO2-Karten dargestellt. Die chirurgische Pathologie ergab ein gut differenziertes endometrioides Adenokarzinom sowohl der rechten als auch der linken Eierstöcke.
Abbildung 4 zeigt eine 46-jährige Frau mit beidseitigen zystischen Läsionen. Abbildung 4A zeigt das US-Bild des rechten Eierstocks mit einer einfachen Zyste von 4,2 cm maximalem Durchmesser. Abbildung 4B zeigt die PAT-rHbT-Karte, die auf dem koregistrierten US überlagert ist und Streusignale auf der linken Seite der Läsion mit einem niedrigen Durchschnittswert von 4,8 (a.u.) zeigt. Abbildung 4C zeigt die %sO2-Karte, die einen höheren %sO2-Gehalt von 67,5% zeigte. Die chirurgische Pathologie ergab einen normalen rechten Eierstock mit follikulären Zysten.
Basierend auf den Pilotdaten zeigten maligne Ovarialläsionen im Vergleich zu gutartigenLäsionen durchschnittlich 1,9-mal höhere rHbT und 9% niedrigere %sO2. Diese beiden repräsentativen Beispiele unterstreichen die Bedeutung der funktionellen Parameter, die von PAT für die Diagnose von US-detektierten Läsionen bereitgestellt werden.
| Wellenlängen | 750 nm | 780 nm | 800 nm | 830 nm |
| Faser 1 | 4,79 mJ/cm2 | 6,16 mJ/cm2 | 6,59 mJ/cm2 | 6,33 mJ/cm2 |
| Faser 2 | 4,62 mJ/cm2 | 5,39 mJ/cm2 | 5,99 mJ/cm2 | 6,50 mJ/cm2 |
| Faser 3 | 4,79 mJ/cm2 | 6,07 mJ/cm2 | 6,76 mJ/cm2 | 6,84 mJ/cm2 |
| Faser 4 | 4,70 mJ/cm2 | 6,07 mJ/cm2 | 6,67 mJ/cm2 | 6,50 mJ/cm2 |
| Gesamt | 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 |
Tabelle 1: Repräsentative Laserenergiedichtemessungen in Einheiten von mJ/cm2 gekoppelt an die vier Faserspitzen für vier Wellenlängen zusammen mit den entsprechenden MPE-Werten.
Abbildung 1: Das gemeinsam registrierte US- und PAT-System und die Sonde. Das US-System wird um einen weiteren Monitor für die USPAT-Display-Software erweitert und empfängt Laser-Trigger, um die US-Erfassung zu synchronisieren. Der Laserstrahl wird durch eine plankonvexe Linse (L1) erweitert, durch eine plankonkave Linse (L2) kollimiert, in vier Strahlen mit zwei Stufen von Strahlteilern (BS) aufgeteilt und zu Multimode-Fasern (MMF) mit vier plankonvexen Linsen (L3-6) und Faserkopplern (FC1-4) gekoppelt. Die Fasern werden durch eine kundenspezifische Sondenhülle an der endokavitätischen US-Sonde befestigt. Spiegel (M) werden verwendet, um das Licht auf engstem Raum bei Bedarf umzulenken. Der Steuerrechner wird nicht angezeigt. Bitte klicken Sie hier, um eine größere Version dieser Abbildung zu sehen.
Abbildung 2: Blockdiagramm der USPAT-Steuerungssoftware. Die Steuerungssoftware automatisiert den Bildgebungsprozess, indem sie die Laserwellenlänge ändert, Datenerfassungsbefehle an das klinische US-System sendet und der Anzeigesoftware signalisiert, die Daten zu verarbeiten und zu visualisieren. Das klinische US-System empfängt Trigger direkt vom Laser, um die Laseranregung mit der US-Detektion zu synchronisieren. Die Anzeigesoftware liest die HF-Daten aus dem Dateisystem. Bitte klicken Sie hier, um eine größere Version dieser Abbildung zu sehen.
Abbildung 3: Eine 50-jährige prämenopausale Frau mit bilateralen multizystischen Adnexmassen, die durch kontrastmittelverstärkte CT aufgedeckt wurden. (A) US-Bild der linken Adnexe mit dem ROI, der den verdächtigen festen Knoten in der zystischen Läsion markiert. (B) Die PAT-rHbT-Karte überlagert mit den USA und ist rot dargestellt. Das rHbT zeigte eine ausgedehnte diffuse vaskuläre Verteilung im Tiefenbereich von 1 cm bis 5 cm, und das Niveau war mit 17,1 (a.u.) hoch. (C) Die %sO2-Verteilung überlagert die USA. Das Niveau war mit einem Mittelwert von 46,4 % niedrig. Die chirurgische Pathologie ergab ein gut differenziertes endometrioides Adenokarzinom sowohl der rechten als auch der linken Eierstöcke. Die Tiefe wurde auf der rechten Seite der B-Bild-Bilder markiert. Bitte klicken Sie hier, um eine größere Version dieser Abbildung zu sehen.
Abbildung 4: Eine 46-jährige Frau mit beidseitigen zystischen Läsionen. (A) US des rechten Eierstocks mit einer einfachen Zyste von 4,2 cm maximalem Durchmesser. (B) Die PAT-rHbT-Karte, die über die koregistrierte US gelegt wird, zeigt Streusignale auf der linken Seite der Läsion mit einem niedrigen Durchschnittswert von 4,8 (a.u). (C) Die %sO2-Karte ergab einen höheren %sO2-Gehalt von 67,5 %. Die chirurgische Pathologie ergab einen normalen rechten Eierstock mit follikulären Zysten. Die Tiefe wurde auf der rechten Seite der B-Bild-Bilder markiert. Bitte klicken Sie hier, um eine größere Version dieser Abbildung zu sehen.
Ergänzungsdatei 1: Sondenmantel. Bitte klicken Sie hier, um diese Datei herunterzuladen.
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Discussion
Optische Beleuchtung
Die Anzahl der verwendeten Fasern basiert auf zwei Faktoren: der Gleichmäßigkeit der Lichtausleuchtung und der Systemkomplexität. Es ist wichtig, ein gleichmäßiges Lichtausleuchtungsmuster an der Hautoberfläche zu haben, um Hot Spots zu vermeiden. Es ist auch wichtig, das System einfach und robust mit einer minimalen Anzahl von Fasern zu halten. Die Verwendung von vier separaten Fasern hat sich bereits als optimal erwiesen, um eine gleichmäßige Ausleuchtung in Tiefen von mehreren Millimetern und darüber hinaus zu erzeugen. Darüber hinaus ist die Lichteinkopplung an vier Lichtwellenleiter relativ einfach und robust, wie sie für Patientenstudien benötigt wird. Wir haben bereits gezeigt, dass die Verwendung von vier 1-mm-Kern-Multimode-Lichtwellenleitern, bei denen die Faserspitzen etwa 10 mm vom Gewebe entfernt sind und in einer hochreflektierenden Sondenhülle untergebracht sind (siehe Ergänzungsdatei 1 für das Design), für die transvaginale photoakustische Bildgebung optimal sind17.
USPAT-Display-Software
Das klinische US-System, das wir verwenden, kann für die Echtzeitanzeige von PAT21 mit einer Wellenlänge programmiert werden. Unsere Methode erfordert jedoch eine benutzerdefinierte Nachbearbeitung von multispektralen PAT-Daten, um funktionale Parameter zu berechnen, so dass wir uns entschieden haben, unsere eigene USPAT-Anzeigesoftware in C++ zu implementieren, um funktionale Karten und Parameter zu berechnen und zu visualisieren. US- und PAT-B-Mode-Bilder werden aus den HF-Daten unter Verwendung von Standard-Delay-and-Summe-Beamforming, Log-Kompression und Dynamikbereich berechnet und dann in eine Lüfterform interpoliert. Die aus den multispektralen PAT-Daten berechneten rHbT- und %sO2-Karten (siehe "Berechnung des rHbT und %sO2" weiter unten in der Diskussion) werden auf dem mitregistrierten Bild oder optional in einer benutzerdefinierten Region of Interest (ROI) angezeigt. Der Mittelwert und das Maximum von %sO2 und rHbT werden als Referenz auf dem Bildschirm angezeigt. Während der Bildgebung wird die Anzeigesoftware im Servermodus verwendet, um auf Remote Procedure Calls (RPCs) über TCP/IP von der USPAT-Steuerungssoftware für die Online-Verarbeitung und Echtzeitvisualisierung zu warten. Es kann auch für die Offline-Verarbeitung und Visualisierung verwendet werden.
Bildverarbeitungsalgorithmen werden am besten auf spezialisierter Grafikhardware wie der GPU implementiert, aber in dieser Studie konnten wir mit einer optimierten CPU-Implementierung eine zufriedenstellende Leistung erzielen. Die größten Leistungssteigerungen ergaben sich aus der Substitution von räumlichen Domänenalgorithmen durch ihre Frequenzbereichsäquivalente. Mit Hilfe der schnellen Fourier-Transformation können wir die Rechenkomplexität von räumlichen Filteroperationen, die oft O(n2), Zeitkomplexität, haben, trivial auf O(n logn) verbessern, was in der Praxis der linearen Zeit sehr nahe kommt. Darüber hinaus haben wir für die Filterung von HF-Rohdaten eine schnelle diskrete Faltung mit der Overlap-Add-Methode18 implementiert, die sich durch eine Filterung mit endlicher Impulsantwort (FIR) auszeichnet.
Berechnung von rHbT und %sO2
Die Berechnung der aus den multispektralen PAT-Daten abgeleiteten Funktionsparameter ist in der USPAT-Display-Software implementiert und die Funktionsparameter werden automatisch in Echtzeit berechnet und visualisiert. Kurz gesagt, wir berechneten die Oxy-Hämoglobin- und Desoxy-Hämoglobin-Konzentration (relative Skala, rHbO und rHbR) an jedem Pixel, indem wir ein nicht-negatives lineares Problem der kleinsten Quadrate lösten:
wobei g für die Messungen bei vier Wellenlängen steht, H für die Matrix der Extinktionskoeffizienten von Oxy-Hämoglobin und Desoxy-Hämoglobin bei jeder Wellenlänge und f für rHbO und rHbR. Das rHbT ist einfach die Summe von rHbO und rHbR, und das %sO2 kann aus dem Verhältnis von rHbO:rHbT2 berechnet werden. Die Berechnung dieser Parameter ist in der USPAT-Display-Software implementiert und vollständig automatisiert. Diese Methode mit dem System wird durch Messung der kalibrierten Blutröhrchenphantome validiert, die in Intralipidlösung2 suspendiert sind.
USPAT-Steuerungssoftware
Die USPAT-Steuerungssoftware automatisiert den USPAT-Datenerfassungsprozess durch die Kommunikation mit dem Laser für die Wellenlängenabstimmung, dem klinischen US-System für die Datenerfassung und der USPAT-Anzeigesoftware für die Datenverarbeitung und -visualisierung. Nach Auswahl der Tiefe in der grafischen Benutzeroberfläche (GUI) sendet die Software einen Befehl an das US-System (über TCP/IP über ein Ethernet-Kabel), um die richtige Sequenzdatei zu laden. Mit der Schaltfläche "Scannen " wird der Erfassungsprozess eines Satzes von gleichzeitig registrierten multispektralen PAT- und US-Daten gestartet. Erstens stimmt die Steuerungssoftware die Laserwellenlänge (über USB) sequentiell von der niedrigsten zur höchsten ab, während das US-System die mitregistrierten PAT- und US-Frames erfasst. Schließlich löst die Steuerungssoftware die USPAT-Anzeigesoftware (über TCP / IP) aus, um die Bilder des US- und des PAT-B-Modus zu berechnen, die funktionalen Karten zu rekonstruieren und in Echtzeit anzuzeigen. Gleichzeitig wird der Laser auf die niedrigste Wellenlänge zurückgestimmt.
Begrenzungen
Derzeit gibt es mehrere Einschränkungen der USPAT-Technik. Erstens kann die photoakustische Bildgebung mit kommerziellen US-Wandlern mit einer Bandbreite von 4-10 MHz nur eine Tiefe von etwa 5 cm erreichen. Daher ist die PAT für Eierstöcke, die tiefer als 5 cm sind, oder wenn der pathologische Zielprozess mehr als 5 cm vom Vaginalfornix innerhalb einer großen Adnexmasse entfernt ist, begrenzt. Zweitens erfordert das begrenzte Sichtfeld des US-Wandlers das Scannen einer größeren Läsion in mehreren Winkeln, um einen Mittelwert zu erhalten, der repräsentativer für den rHbT- und %sO2-Kontrast der Läsion ist. Drittens wurde die relative Gesamthämoglobinkonzentration angegeben, da die PAT-Messungen das Produkt der lokalen Fluenzverteilung und des optischen Absorptionsprofils sind. Es ist schwierig, das optische Absorptionsprofil aus In-vivo-Messungen abzuschätzen. In jüngster Zeit wurden neuronale Netzwerk-basierte Ansätze für die Rekonstruktion der absoluten Gesamthämoglobinkonzentration19 untersucht, aber diese Ansätze müssen noch validiert werden. Schließlich ist die Bildrate der multispektralen photoakustischen Bildgebung durch die Geschwindigkeit begrenzt, mit der der Laser seine Wellenlänge einstellen kann. Der Laser arbeitet mit 10 Hz und ist mechanisch abgestimmt, und die Datenerfassung für vier Wellenlängen dauert etwa 15 s, so dass dies der Engpass bei der Verbesserung der Bildrate ist.
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Disclosures
Die Autoren haben keine relevanten finanziellen Interessen an dem Manuskript und keine anderen potenziellen Interessenkonflikte offenzulegen.
Acknowledgments
Diese Arbeit wurde vom NCI unterstützt (R01CA151570, R01CA237664). Die Autoren danken der gesamten GYN-Onkologie-Gruppe unter der Leitung von Dr. Mathew Powell für die Hilfe bei der Rekrutierung von Patienten, den Radiologen Dr. Cary Siegel, Dr. William Middleton und Dr. Malak Itnai für die Unterstützung bei den US-Studien und dem Pathologen Dr. Ian Hagemann für die Hilfe bei der pathologischen Interpretation der Daten. Die Autoren danken Megan Luther und den Koordinatoren der GYN-Studie bei der Koordination der Studienpläne, der Identifizierung von Patienten für die Studie und der Einholung einer Einverständniserklärung.
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 |
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