Summary
Riportiamo un protocollo di ecografia e imaging fotoacustico coregistrato per l'imaging transvaginale delle lesioni ovariche/annessiali. Il protocollo può essere prezioso per altri studi di imaging fotoacustico traslazionale, in particolare quelli che utilizzano array di ultrasuoni commerciali per il rilevamento di segnali fotoacustici e algoritmi standard di beamforming a distanza e somma per l'imaging.
Abstract
Il cancro ovarico rimane il più mortale di tutti i tumori maligni ginecologici a causa della mancanza di strumenti di screening affidabili per la diagnosi precoce. L'imaging fotoacustico o la tomografia (PAT) è una modalità di imaging emergente che può fornire la concentrazione totale di emoglobina (scala relativa, rHbT) e la saturazione di ossigeno nel sangue (%sO2) delle lesioni ovariche/annessiali, che sono parametri importanti per la diagnosi del cancro. In combinazione con l'ecografia coregistrata (US), PAT ha dimostrato un grande potenziale per rilevare i tumori ovarici e per diagnosticare accuratamente le lesioni ovariche per un'efficace valutazione del rischio e la riduzione di interventi chirurgici non necessari di lesioni benigne. Tuttavia, i protocolli di imaging PAT nelle applicazioni cliniche, per quanto ne sappiamo, variano ampiamente tra i diversi studi. Qui, riportiamo un protocollo di imaging del cancro ovarico transvaginale che può essere utile per altri studi clinici, in particolare quelli che utilizzano array di ultrasuoni commerciali per il rilevamento di segnali fotoacustici e algoritmi standard di beamforming a ritardo e somma per l'imaging.
Introduction
L'imaging fotoacustico o tomografia (PAT) è una modalità di imaging ibrida che misura la distribuzione dell'assorbimento ottico a risoluzione e profondità statunitensi ben oltre il limite di diffusione ottica tissutale (~ 1 mm). In PAT, un impulso laser di nanosecondi viene utilizzato per eccitare il tessuto biologico, causando un aumento transitorio della temperatura dovuto all'assorbimento ottico. Ciò porta ad un aumento iniziale della pressione e le onde fotoacustiche risultanti vengono misurate dai trasduttori statunitensi. La PAT multispettrale prevede l'uso di un laser sintonizzabile o di laser multipli che operano a diverse lunghezze d'onda per illuminare il tessuto, consentendo così la ricostruzione di mappe di assorbimento ottico a più lunghezze d'onda. Sulla base dell'assorbimento differenziale dell'emoglobina ossigenata e deossigenata nella finestra del vicino infrarosso (NIR), la PAT multispettrale può calcolare le distribuzioni delle concentrazioni di emoglobina ossigenata e deossigenata, la concentrazione totale di emoglobina e la saturazione di ossigeno nel sangue, che sono tutti biomarcatori funzionali correlati all'angiogenesi tumorale e al consumo di ossigenazione del sangue o al metabolismo tumorale. PAT ha dimostrato il successo in molte applicazioni oncologiche, come il cancro ovarico1,2, il cancro al seno 3,4,5, il cancro della pelle6, il cancro della tiroide 7,8, il cancro cervicale 9, il cancro alla prostata 10,11 e il cancro del colon-retto 12.
Il cancro ovarico è il più mortale di tutti i tumori maligni ginecologici. Solo il 38% dei tumori ovarici viene diagnosticato in una fase precoce (localizzata o regionale), dove il tasso di sopravvivenza a 5 anni è compreso tra il 74,2% e il 93,1%. La maggior parte viene diagnosticata in una fase avanzata, per la quale il tasso di sopravvivenza a 5 anni è del 30,8% o meno13. Gli attuali metodi di diagnosi clinica, tra cui l'ecografia transvaginale (TUS), Doppler US, l'antigene del cancro sierico 125 (CA 125) e la proteina 4 dell'epididimo umano (HE4), hanno dimostrato di mancare di sensibilità e specificità per la diagnosi precoce del cancro ovarico14,15,16. Inoltre, una grande porzione di lesioni ovariche benigne può essere difficile da diagnosticare con precisione con le attuali tecnologie di imaging, il che porta a interventi chirurgici non necessari con aumento dei costi sanitari e complicanze chirurgiche. Pertanto, sono necessari ulteriori metodi accurati e non invasivi per la stratificazione del rischio delle masse annessiali per ottimizzare la gestione e i risultati. Chiaramente, è necessaria una tecnica sensibile e specifica per il carcinoma ovarico in fase iniziale e più accurata nell'identificare le lesioni maligne da quelle benigne.
Il nostro gruppo ha sviluppato un sistema transvaginale US e PAT (USPAT) coregistrato per la diagnosi del cancro ovarico combinando un sistema clinico statunitense, una guaina sonda su misura per alloggiare le fibre ottiche per l'erogazione della luce e un laser sintonizzabile1. La concentrazione totale di emoglobina (scala relativa, rHbT) e la saturazione di ossigeno nel sangue (%sO2) derivata dal sistema USPAT hanno dimostrato un grande potenziale per l'individuazione di tumori ovarici in stadio iniziale e per la diagnosi accurata delle lesioni ovariche per un'efficace valutazione del rischio e la riduzione di interventi chirurgici non necessari sulle lesioni benigne 1,2. Lo schema di sistema corrente è illustrato nella Figura 1 e il diagramma dei blocchi di controllo è mostrato nella Figura 2. Questa strategia ha il potenziale per essere integrata nei protocolli TUS esistenti per la diagnosi del cancro ovarico, fornendo al contempo parametri funzionali (rHbT, %sO2) per migliorare la sensibilità e la specificità della TUS.
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Protocol
Tutte le ricerche eseguite sono state approvate dal Washington University Institutional Review Board.
1. Configurazione del sistema: illuminazione ottica (Figura 1)
- Utilizzare un laser Nd:YAG pompando un laser T-zaffiro pulsato sintonizzabile (690-890 nm) a 10 Hz.
- Espandere il raggio laser prima divergendo il raggio con una lente plano-concava e poi collimando il fascio con una lente plano-convessa. Utilizzare due specchi per dirigere il raggio su un beam splitter (descritto di seguito).
- Dividere il raggio laser espanso in quattro fasci con uguale energia dividendo il raggio originale in due con uno splitter di fascio polarizzatore e quindi dividendo i due raggi con altri due beam splitter di secondo stadio.
- Montare quattro fibre ottiche multimodali con mandrini in fibra.
- Utilizzare quattro lenti plano-convesse per focalizzare i quattro raggi laser nelle quattro fibre.
- A causa di considerazioni di sicurezza laser, coprire tutti i componenti ottici sotto una scatola metallica per garantire che il percorso ottico non sia esposto.
- Attaccare le altre estremità delle quattro fibre alla sonda ecografica transvaginale e racchiudere la sonda e le fibre in una guaina protettiva.
NOTA: La guaina e la finestra acustica del trasduttore sono rivestite con vernice bianca altamente riflettente per migliorare l'uniformità dell'illuminazione. Questa configurazione, che include l'uso di quattro fibre per la consegna della luce, ha precedentemente dimostrato di essere ottimale per le applicazioni transvaginali17. Per ulteriori informazioni, vedere la discussione.
2. Configurazione del sistema: schema di rilevamento e scansione ad ultrasuoni
- Utilizzare un sistema clinico US programmabile.
NOTA: Un sistema programmabile significa che i dati ecografici grezzi sono accessibili e possono essere programmati protocolli di acquisizione dati personalizzati e algoritmi di elaborazione. - Collegare un monitor aggiuntivo al sistema statunitense per eseguire il software di visualizzazione USPAT per la visualizzazione in tempo reale delle mappe rHbT, %sO2 e altri parametri funzionali.
- Collegare il trigger interno del laser al trigger esterno del sistema statunitense.
- Utilizzare un approccio di multiplexing a divisione di tempo durante la modalità coregistrata; in particolare, per ogni lunghezza d'onda, acquisire sequenzialmente cinque fotogrammi PAT consecutivi e un fotogramma USA coregistrato. Calcola la media dei fotogrammi PAT per migliorare il rapporto segnale-rumore. Il tempo totale di acquisizione dei dati per quattro lunghezze d'onda è di circa 15 s.
3. Calibrazione del sistema
- Impostare l'energia della pompa laser su un livello fisso.
- Per ciascuna lunghezza d'onda (750 nm, 780 nm, 800 nm e 830 nm), controllare l'energia in uscita per impulso su ciascuna punta della fibra per assicurarsi che la densità di energia calcolata a ciascuna lunghezza d'onda selezionata sia al valore atteso indicato nella Tabella 1.
- Se la produzione di energia è inferiore al previsto, regolare con precisione l'allineamento ottico regolando gli angoli dello specchio e del beam splitter. Questo passaggio non è sempre necessario.
- Ripetere i passaggi 3.2-3.4 fino a quando l'energia è soddisfacente.
- Registrare l'energia prodotta dalle quattro fibre a ciascuna lunghezza d'onda e immettere i valori nel software di visualizzazione USPAT.
NOTA: questi valori vengono utilizzati per calibrare il calcolo di rHbT. L'energia del laser fluttua nel tempo e la calibrazione assicura che i parametri quantitativi calcolati dai dati PAT multispettrali siano il più accurati possibile.
4. Una procedura sperimentale di esempio: imaging USPAT transvaginale dell'ovaio umano
- Preparazione del sistema di imaging USPAT
- Disinfettare la sonda US endocavità e la guaina di copertura con il protocollo standard di pulizia della sonda ad ultrasuoni presso l'istituto.
- Accendere il sistema clinico US, avviare il software di sistema US e selezionare il trasduttore US corretto.
- Calibrare il sistema laser come al punto 3.
- Immettere l'energia totale dell'impulso per ogni lunghezza d'onda nel software di visualizzazione USPAT.
- Assemblare la sonda USPAT racchiudendo le fibre e la sonda all'interno della guaina della sonda.
- Preparazione del paziente
- Seguire il protocollo specifico dell'istituto per ottenere il consenso informato e preparare il paziente.
- Imaging
- Individuare l'ovaio bersaglio utilizzando pulse-echo US.
NOTA: Questo passaggio viene eseguito dal medico dello studio, che è libero di regolare i parametri di imaging sulla macchina clinica US, come la profondità, la gamma dinamica e il TGC. - Selezionare la profondità desiderata nel software di controllo USPAT.
- Fare clic su Scansione nel software di controllo per avviare l'acquisizione dati USPAT B-mode coregistrata. Guarda il software di visualizzazione delle immagini USPAT per rivedere le immagini in modalità B statunitensi e PAT coregistrate e le mappe funzionali ricostruite in tempo reale.
- Ripetere i passaggi 4.3.1-4.3.3 per acquisire più immagini e (se necessario) visualizzare la seconda lesione.
- Individuare l'ovaio bersaglio utilizzando pulse-echo US.
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Representative Results
Qui, mostriamo esempi di lesioni ovariche maligne e normali ripresi da USPAT. La Figura 3 mostra una donna in premenopausa di 50 anni con masse annessali multicistiche bilaterali rivelate da TC con mezzo di contrasto. La Figura 3A mostra l'immagine statunitense degli annessi sinistri con il ROI che segna il nodulo solido sospetto all'interno della lesione cistica. La Figura 3B mostra la mappa PAT rHbT sovrapposta agli Stati Uniti e mostrata in rosso. L'rHbT ha mostrato un'ampia distribuzione vascolare diffusa nell'intervallo di profondità da 1 cm a 5 cm e il livello era alto a 17,1 (u.a.). La figura 3C mostra la distribuzione %sO2 sovrapposta agli Stati Uniti e il livello era basso a un valore medio del 46,4%. Gli istogrammi di rHbT e %sO2 nel ROI sono mostrati nell'angolo destro delle mappe rHbT e %sO2. La patologia chirurgica ha rivelato un adenocarcinoma endometrioide ben differenziato di entrambe le ovaie destra e sinistra.
La figura 4 mostra una donna di 46 anni con lesioni cistiche bilaterali. La figura 4A mostra l'immagine statunitense dell'ovaio destro con una cisti semplice che misura 4,2 cm di diametro massimo. La figura 4B mostra la mappa PAT rHbT sovrapposta agli US coregistrati che mostra segnali di diffusione sul lato sinistro della lesione con un livello medio basso di 4,8 (u.a). La Figura 4C mostra la mappa %sO2, che ha rivelato un contenuto %sO2 più elevato del 67,5%. La patologia chirurgica ha rivelato un'ovaia destra normale con cisti follicolari.
Sulla base dei dati pilota, le lesioni ovariche maligne hanno rivelato in media 1,9 volte più rHbT e %sO2 inferiore del 9% rispetto alle lesioni benigne1. Questi due esempi rappresentativi evidenziano l'importanza dei parametri funzionali forniti dalla PAT nella diagnosi delle lesioni rilevate negli Stati Uniti.
| Lunghezze d' onda | 750 nm | 780 nm | 800 nm | 830 nm |
| Fibra 1 | 4,79 mJ/cm2 | 6,16 mJ/cm2 | 6,59 mJ/cm2 | 6,33 mJ/cm2 |
| Fibra 2 | 4,62 mJ/cm2 | 5,39 mJ/cm2 | 5,99 mJ/cm2 | 6,50 mJ/cm2 |
| Fibra 3 | 4,79 mJ/cm2 | 6,07 mJ/cm2 | 6,76 mJ/cm2 | 6,84 mJ/cm2 |
| Fibra 4 | 4,70 mJ/cm2 | 6,07 mJ/cm2 | 6,67 mJ/cm2 | 6,50 mJ/cm2 |
| Totale | 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 |
Tabella 1: Misurazioni rappresentative della densità di energia laser in unità di mJ/cm2 accoppiate alle quattro punte delle fibre per quattro lunghezze d'onda insieme ai corrispondenti valori MPE.
Figura 1: Il sistema e la sonda US e PAT coregistrati. Il sistema statunitense viene esteso con un altro monitor per il software di visualizzazione USPAT e riceve trigger laser per sincronizzare l'acquisizione statunitense. Il raggio laser viene espanso da una lente plano-convessa (L1), collimata da una lente plano-concava (L2), diviso in quattro fasci con due stadi di beam splitter (BS) e accoppiato in fibre multimodali (MMF) con quattro lenti plano-convesse (L3-6) e accoppiatori in fibra (FC1-4). Le fibre sono attaccate alla sonda endocavitaria US attraverso una guaina sonda personalizzata. Gli specchi (M) vengono utilizzati per reindirizzare la luce nello spazio confinato quando necessario. Il computer di controllo non viene visualizzato. Fare clic qui per visualizzare una versione ingrandita di questa figura.
Figura 2: Diagramma a blocchi del software di controllo USPAT. Il software di controllo automatizza il processo di imaging modificando la lunghezza d'onda del laser, inviando comandi di acquisizione dati al sistema clinico statunitense e segnalando al software di visualizzazione di elaborare e visualizzare i dati. Il sistema clinico US riceve i trigger direttamente dal laser per sincronizzare l'eccitazione laser con il rilevamento statunitense. Il software di visualizzazione legge i dati RF dal file system. Fare clic qui per visualizzare una versione ingrandita di questa figura.
Figura 3: Una donna in premenopausa di 50 anni con masse annessali multicistiche bilaterali rivelate da TC con mezzo di contrasto . (A) Immagine statunitense degli annessi sinistri con il ROI che segna il nodulo solido sospetto all'interno della lesione cistica. (B) La mappa PAT rHbT sovrapposta agli Stati Uniti e mostrata in rosso. L'rHbT ha mostrato un'ampia distribuzione vascolare diffusa nell'intervallo di profondità da 1 cm a 5 cm e il livello era alto a 17,1 (u.a.). (C) La distribuzione %sO2 sovrapposta agli Stati Uniti. Il livello era basso a un valore medio del 46,4%. La patologia chirurgica ha rivelato un adenocarcinoma endometrioide ben differenziato di entrambe le ovaie destra e sinistra. La profondità è stata segnata sul lato destro delle immagini B-scan. Fare clic qui per visualizzare una versione ingrandita di questa figura.
Figura 4: Una donna di 46 anni con lesioni cistiche bilaterali. (A) US dell'ovaio destro con una cisti semplice che misura 4,2 cm di diametro massimo. (B) La mappa PAT rHbT sovrapposta agli US coregistrati che mostra segnali di diffusione sul lato sinistro della lesione con un livello medio basso di 4,8 (u.a). (C) La mappa %sO2 ha rivelato un contenuto di %sO2 più elevato del 67,5%. La patologia chirurgica ha rivelato un'ovaia destra normale con cisti follicolari. La profondità è stata segnata sul lato destro delle immagini B-scan. Fare clic qui per visualizzare una versione ingrandita di questa figura.
File supplementare 1: Guaina della sonda. Clicca qui per scaricare questo file.
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Discussion
Illuminazione ottica
Il numero di fibre utilizzate si basa su due fattori: uniformità dell'illuminazione della luce e complessità del sistema. È fondamentale avere un modello di illuminazione uniforme della luce sulla superficie della pelle per evitare punti caldi. È anche importante mantenere il sistema semplice e robusto con un numero minimo di fibre. L'uso di quattro fibre separate ha precedentemente dimostrato di essere ottimale per creare un'illuminazione uniforme a profondità di diversi millimetri e oltre. Inoltre, l'accoppiamento leggero a quattro fibre ottiche è relativamente semplice e robusto, come necessario per gli studi sui pazienti. Abbiamo precedentemente dimostrato che l'uso di quattro fibre ottiche multimodali con nucleo da 1 mm, con le punte delle fibre a circa 10 mm di distanza dal tessuto, alloggiate in una guaina di sonda altamente riflettente (fare riferimento al file supplementare 1 per il design) sono ottimali per l'imaging fotoacustico transvaginale17.
Software di visualizzazione USPAT
Il sistema clinico US che utilizziamo può essere programmato per la visualizzazione in tempo reale di PAT21 a singola lunghezza d'onda. Tuttavia, il nostro metodo richiede una post-elaborazione personalizzata dei dati PAT multispettrali per calcolare i parametri funzionali, quindi abbiamo scelto di implementare il nostro software di visualizzazione USPAT in C ++ per calcolare e visualizzare mappe e parametri funzionali. Le immagini US e PAT B-mode vengono calcolate dai dati RF utilizzando beamforming a distanza e somma standard, compressione logaritmica e gamma dinamica e vengono quindi interpolate in una forma a ventola. Le mappe rHbT e %sO2 calcolate dai dati PAT multispettrali (vedere "Calcolo di rHbT e %sO2" più avanti nella discussione) vengono visualizzate sull'immagine coregistrata o, facoltativamente, in una regione di interesse (ROI) definita dall'utente. La media e il massimo di %sO2 e rHbT vengono visualizzati sullo schermo come riferimento. Durante l'imaging, il software di visualizzazione viene utilizzato in modalità server per ascoltare le chiamate di procedura remota (RPC) su TCP/IP dal software di controllo USPAT per l'elaborazione online e la visualizzazione in tempo reale. Può anche essere utilizzato per l'elaborazione e la visualizzazione offline.
Gli algoritmi di elaborazione delle immagini sono implementati al meglio su hardware grafico specializzato, come la GPU, ma in questo studio siamo stati in grado di ottenere prestazioni soddisfacenti con un'implementazione ottimizzata della CPU. I maggiori guadagni in termini di prestazioni sono venuti dalla sostituzione degli algoritmi di dominio spaziale con i loro equivalenti nel dominio della frequenza. Sfruttando la trasformata di Fourier veloce, possiamo banalmente migliorare la complessità computazionale delle operazioni di filtraggio spaziale, che spesso hanno O(n 2 ), complessità temporale, a O(n logn), che in pratica è molto vicino al tempo lineare. Inoltre, per il filtraggio dei dati RF grezzi, abbiamo implementato la convoluzione discreta veloce con il metodo Overlap-Add18, che eccelle nel filtraggio della risposta all'impulso finita (FIR).
Calcolo di rHbT e %sO2
Il calcolo dei parametri funzionali derivati dai dati PAT multispettrali è implementato nel software di visualizzazione USPAT e i parametri funzionali vengono calcolati e visualizzati automaticamente in tempo reale. In breve, abbiamo calcolato la concentrazione di ossi-emoglobina e deossi-emoglobina (scala relativa, rHbO e rHbR) in ogni pixel risolvendo un problema dei minimi quadrati lineari non negativi:
dove g rappresenta le misure a quattro lunghezze d'onda, H rappresenta la matrice dei coefficienti di estinzione dell'ossiemoglobina e della deossiemoglobina a ciascuna lunghezza d'onda e f rappresenta rHbO e rHbR. L'rHbT è semplicemente la somma di rHbO e rHbR, e %sO2 può essere calcolato dal rapporto di rHbO:rHbT2. Il calcolo di questi parametri è implementato nel software di visualizzazione USPAT ed è completamente automatizzato. Questo metodo con il sistema è validato attraverso la misurazione dei fantocci del tubo sanguigno calibrati sospesi nella soluzione intralipidica2.
Software di controllo USPAT
Il software di controllo USPAT automatizza il processo di acquisizione dei dati USPAT comunicando con il laser per la regolazione della lunghezza d'onda, il sistema clinico statunitense per l'acquisizione dei dati e il software di visualizzazione USPAT per l'elaborazione e la visualizzazione dei dati. Dopo aver selezionato la profondità nell'interfaccia utente grafica (GUI), il software invia un comando al sistema statunitense (tramite TCP / IP tramite un cavo ethernet) per caricare il file di sequenza corretto. Il pulsante Scansione avvia il processo di acquisizione di un set di dati PAT e US multispettrali coregistrati. In primo luogo, il software di controllo sintonizza sequenzialmente la lunghezza d'onda del laser (tramite USB) dalla più bassa alla più alta, mentre il sistema statunitense acquisisce i fotogrammi PAT e US coregistrati. Infine, il software di controllo attiva il software di visualizzazione USPAT (su TCP/IP) per calcolare le immagini in modalità B US e PAT, ricostruire le mappe funzionali e visualizzarle in tempo reale. Allo stesso tempo, il laser viene sintonizzato sulla lunghezza d'onda più bassa.
Limitazioni
Attualmente, ci sono diverse limitazioni della tecnica USPAT. In primo luogo, l'imaging fotoacustico può raggiungere solo circa 5 cm di profondità con trasduttori statunitensi commerciali con larghezza di banda 4-10 MHz. Pertanto, per le ovaie più profonde di 5 cm, o quando il processo patologico bersaglio è più di 5 cm dal fornice vaginale all'interno di una grande massa annessiale, la PAT è limitata. In secondo luogo, il campo visivo limitato del trasduttore statunitense richiede la scansione di una lesione più grande ad angoli multipli per ottenere una media più rappresentativa del contrasto rHbT e %sO2 della lesione. In terzo luogo, la concentrazione totale relativa di emoglobina è stata riportata perché le misurazioni PAT sono il prodotto della distribuzione locale della fluenza e del profilo di assorbimento ottico. È difficile stimare il profilo di assorbimento ottico dalle misurazioni in vivo . Recentemente, sono stati esplorati approcci basati su reti neurali per la ricostruzione della concentrazione totale assoluta di emoglobina19, ma questi approcci devono ancora essere convalidati. Infine, il frame rate dell'imaging fotoacustico multispettrale è limitato dalla velocità con cui il laser può sintonizzare la sua lunghezza d'onda. Il laser opera a 10 Hz ed è sintonizzato meccanicamente, e l'acquisizione dei dati per quattro lunghezze d'onda richiede circa 15 s, quindi questo è il collo di bottiglia nel migliorare il frame rate.
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Disclosures
Gli autori non hanno interessi finanziari rilevanti nel manoscritto e nessun altro potenziale conflitto di interessi da rivelare.
Acknowledgments
Questo lavoro è stato sostenuto dal NSC (R01CA151570, R01CA237664). Gli autori ringraziano l'intero gruppo di oncologia GYN guidato dal Dr. Mathew Powell per aver aiutato a reclutare pazienti, i radiologi Drs. Cary Siegel, William Middleton e Malak Itnai per aver aiutato con gli studi statunitensi e il patologo Dr. Ian Hagemann per aiutare con l'interpretazione patologica dei dati. Gli autori riconoscono con gratitudine gli sforzi di Megan Luther e dei coordinatori dello studio GYN nel coordinare i programmi di studio, identificare i pazienti per lo studio e ottenere il consenso informato.
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| Clinical US imaging system | Alpinion Medical Systems | EC-12R | Fully programmable clinical US system |
| Dielectric mirror | Thorlabs | BB1-E03 | Used to reflect light along the optical path |
| Endocavity US transducer | Alpinion Medical Systems | EC3-10 | Transvaginal ultrasound probe |
| Laser power meter | Coherent | LabMax TOP | Used to measure laser energy |
| Multi-mode optical fiber | Thorlabs | FP1000ERT | Couple laser light to the endocavity ultrasound probe |
| Non-polarizing beam splitter plate | Thorlabs | BSW11 | For splitting laser beam into sensors to measure energy |
| Plano-concave lens | Thorlabs | LC1715 | For laser beam expansion |
| Plano-convex lens | Thorlabs | LA1484-B | For laser beam collimation |
| Plano-convex lens | Thorlabs | LA1433-B | Used to focus light into four optical fibers |
| Polarizing beam splitter cube | Thorlabs | PBS252 | For splitting laser beam into four beams |
| Protective probe shealth | Custom 3D printed | Hold and protect the four optical fibers at the tip of the ultrasound probe | |
| Right angle prism mirror | Thorlabs | MRA25-E03 | Used to reflect light along the optical path |
| Tunable laser system | Symphotic TII | LS-2145-LT50PC | Light source for multispectral PAT |
| USPAT control software | Custom developed in C++ | Controls acquisition parameters of the ultrasound machine and the laser wavelength | |
| USPAT image display software | Custom developed in C++ | Displays the US/PAT B-scans and sO2/rHbT maps in real time |
References
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