Protocole d’échographie et d’imagerie photoacoustique coenregistré pour l’imagerie transvaginale des lésions ovariennes

Résumé

Nous rapportons un protocole d’échographie et d’imagerie photoacoustique coenregistré pour l’imagerie transvaginale des lésions ovariennes / annexielles. Le protocole peut être utile pour d’autres études d’imagerie photoacoustique translationnelle, en particulier celles utilisant des réseaux d’ultrasons commerciaux pour la détection de signaux photoacoustiques et des algorithmes standard de formation de faisceau de retard et de somme pour l’imagerie.

Résumé

Le cancer de l’ovaire reste le plus mortel de toutes les tumeurs malignes gynécologiques en raison du manque d’outils de dépistage fiables pour la détection et le diagnostic précoces. L’imagerie photoacoustique ou tomographie (PAT) est une modalité d’imagerie émergente qui peut fournir la concentration totale d’hémoglobine (échelle relative, rHbT) et la saturation en oxygène du sang (%sO2) des lésions ovariennes / annexielles, qui sont des paramètres importants pour le diagnostic du cancer. Combinée à l’échographie coenregistrée (US), la PAT a démontré un grand potentiel pour détecter les cancers de l’ovaire et pour diagnostiquer avec précision les lésions ovariennes pour une évaluation efficace des risques et la réduction des chirurgies inutiles des lésions bénignes. Cependant, les protocoles d’imagerie PAT dans les applications cliniques, à notre connaissance, varient considérablement d’une étude à l’autre. Ici, nous rapportons un protocole d’imagerie du cancer de l’ovaire transvaginal qui peut être bénéfique pour d’autres études cliniques, en particulier celles utilisant des réseaux d’ultrasons commerciaux pour la détection de signaux photoacoustiques et des algorithmes standard de formation de faisceau de retard et de somme pour l’imagerie.

Introduction

L’imagerie photoacoustique ou tomographie (PAT) est une modalité d’imagerie hybride qui mesure la distribution d’absorption optique à la résolution américaine et à des profondeurs bien au-delà de la limite de diffusion optique tissulaire (~ 1 mm). Dans la PAT, une impulsion laser nanoseconde est utilisée pour exciter les tissus biologiques, provoquant une augmentation transitoire de la température due à l’absorption optique. Cela conduit à une augmentation de pression initiale, et les ondes photoacoustiques résultantes sont mesurées par des transducteurs américains. Le PAT multispectral implique l’utilisation d’un laser accordable ou de plusieurs lasers fonctionnant à différentes longueurs d’onde pour éclairer le tissu, permettant ainsi la reconstruction de cartes d’absorption optique à plusieurs longueurs d’onde. Sur la base de l’absorption différentielle de l’hémoglobine oxygénée et désoxygénée dans la fenêtre proche infrarouge (NIR), la PAT multispectrale peut calculer les distributions des concentrations d’hémoglobine oxygénée et désoxygénée, la concentration totale d’hémoglobine et la saturation en oxygène du sang, qui sont tous des biomarqueurs fonctionnels liés à l’angiogenèse tumorale et à la consommation d’oxygénation sanguine ou au métabolisme tumoral. PAT a démontré son succès dans de nombreuses applications en oncologie, telles que le cancer de l’ovaire^1,2, le cancer du sein 3,4,5, le cancer de la peau⁶, le cancer de la thyroïde^7,8, le cancer du col de l’utérus ⁹, le cancer de la prostate ^10,11 et le cancer colorectal ¹².

Le cancer de l’ovaire est la plus mortelle de toutes les tumeurs malignes gynécologiques. Seulement 38 % des cancers de l’ovaire sont diagnostiqués à un stade précoce (localisé ou régional), où le taux de survie à 5 ans est de 74,2 % à 93,1 %. La plupart sont diagnostiqués à un stade tardif, pour lequel le taux de survie à 5 ans est de 30,8% ou moins¹³. Les méthodes actuelles de diagnostic clinique, y compris l’échographie transvaginale (TU), les soins Doppler US, l’antigène 125 du cancer sérique (CA 125) et la protéine 4 de l’épididyme humain (HE4), manquent de sensibilité et de spécificité pour le diagnostic précoce du cancer de l’ovaire^14,15,16. De plus, une grande partie des lésions ovariennes bénignes peuvent être difficiles à diagnostiquer avec précision avec les technologies d’imagerie actuelles, ce qui entraîne des chirurgies inutiles avec des coûts de soins de santé accrus et des complications chirurgicales. Ainsi, d’autres méthodes non invasives précises pour la stratification du risque des masses annexielles sont nécessaires pour optimiser la prise en charge et les résultats. De toute évidence, une technique sensible et spécifique au cancer de l’ovaire à un stade précoce et plus précise dans l’identification des lésions malignes à partir de lésions bénignes est nécessaire.

Notre groupe a développé un système transvaginal US et PAT co-enregistré (USPAT) pour le diagnostic du cancer de l’ovaire en combinant un système américain clinique, une gaine de sonde sur mesure pour loger les fibres optiques pour la livraison de la lumière et un laser accordable¹. La concentration totale d’hémoglobine (échelle relative, rHbT) et la saturation en oxygène du sang (%sO2) dérivées du système USPAT ont démontré un grand potentiel pour la détection des cancers de l’ovaire à un stade précoce et pour le diagnostic précis des lésions ovariennes pour une évaluation efficace des risques et la réduction des chirurgies inutiles des lésions bénignes ^1,2. Le schéma actuel du système est illustré à la figure 1 et le schéma fonctionnel de contrôle à la figure 2. Cette stratégie a le potentiel d’être intégrée aux protocoles d’ETS existants pour le diagnostic du cancer de l’ovaire tout en fournissant des paramètres fonctionnels (rHbT, %sO2) pour améliorer la sensibilité et la spécificité des TU.

Protocole

Toutes les recherches effectuées ont été approuvées par le Washington University Institutional Review Board.

1. Configuration du système : éclairage optique (Figure 1)

1. Utilisez un laser Nd:YAG pompant un laser Ti-saphir accordable pulsé (690-890 nm) à 10 Hz.
2. Étendre le faisceau laser en divergeant d’abord le faisceau avec une lentille plano-concave, puis en collimant le faisceau avec une lentille plano-convexe. Utilisez deux miroirs pour diriger le faisceau sur un séparateur de faisceau (décrit ci-dessous).
3. Divisez le faisceau laser étendu en quatre faisceaux à énergie égale en divisant le faisceau d’origine en deux avec un séparateur de faisceau polarisant, puis en divisant les deux faisceaux avec deux autres séparateurs de faisceau de deuxième étage.
4. Montez quatre fibres optiques multimodes avec des mandrins de fibre.
5. Utilisez quatre lentilles plano-convexes pour focaliser les quatre faisceaux laser dans les quatre fibres.
6. Pour des raisons de sécurité laser, couvrez tous les composants optiques sous une boîte métallique pour vous assurer que le chemin optique n’est pas exposé.
7. Fixez les autres extrémités des quatre fibres à la sonde à ultrasons transvaginales et enfermez la sonde et les fibres dans une gaine protectrice.
   REMARQUE: La gaine et la fenêtre acoustique du transducteur sont recouvertes de peinture blanche hautement réfléchissante pour améliorer l’uniformité de l’éclairage. Cette configuration, y compris l’utilisation de quatre fibres pour l’administration de la lumière, s’est déjà avérée optimale pour les applications transvaginales¹⁷. Voir la discussion pour plus d’informations.

2. Configuration du système: schéma de détection et de balayage par ultrasons

1. Utilisez un système clinique américain programmable.
   REMARQUE: Un système programmable signifie que les données échographiques brutes sont accessibles et que des protocoles d’acquisition de données personnalisés et des algorithmes de traitement peuvent être programmés.
2. Connectez un moniteur supplémentaire au système américain pour exécuter le logiciel d’affichage USPAT pour la visualisation en temps réel du rHbT, des cartes %sO2 et d’autres paramètres fonctionnels.
3. Connectez la gâchette interne du laser à la gâchette externe du système américain.
4. Utiliser une approche de multiplexage par répartition dans le temps en mode coenregistré; plus précisément, pour chaque longueur d’onde, acquérir séquentiellement cinq trames PAT consécutives et une trame US co-enregistrée. Faites la moyenne des trames PAT pour améliorer le rapport signal/bruit. Le temps total d’acquisition des données pour quatre longueurs d’onde est d’environ 15 s.

3. Calibrage du système

1. Réglez l’énergie de la pompe laser à un niveau fixe.
2. Pour chaque longueur d’onde (750 nm, 780 nm, 800 nm et 830 nm), vérifiez la sortie d’énergie par impulsion à chaque extrémité de fibre pour vous assurer que la densité d’énergie calculée à chaque longueur d’onde sélectionnée est à la valeur attendue indiquée dans le tableau 1.
3. Si la production d’énergie est plus faible que prévu, affinez l’alignement optique en ajustant les angles du miroir et du séparateur de faisceau. Cette étape n’est pas toujours nécessaire.
4. Répétez les étapes 3.2-3.4 jusqu’à ce que l’énergie soit satisfaisante.
5. Enregistrez la production d’énergie des quatre fibres à chaque longueur d’onde et entrez les valeurs dans le logiciel d’affichage USPAT.
   NOTE: Ces valeurs sont utilisées pour calibrer le calcul du rHbT. L’énergie du laser fluctue au fil du temps et l’étalonnage garantit que les paramètres quantitatifs calculés à partir des données PAT multispectrales sont aussi précis que possible.

4. Un exemple de procédure expérimentale : imagerie transvaginale USPAT de l’ovaire humain

1. Préparation du système d’imagerie USPAT
   1. Désinfectez la sonde US d’endocavité et la gaine du couvercle avec le protocole standard de nettoyage de la sonde à ultrasons de l’établissement.
   2. Mettez le système américain clinique, démarrez le logiciel système américain et sélectionnez le transducteur US approprié.
   3. Calibrez le système laser comme à l’étape 3.
   4. Entrez l’énergie d’impulsion totale pour chaque longueur d’onde dans le logiciel d’affichage USPAT.
   5. Assemblez la sonde USPAT en enfermant les fibres et la sonde à l’intérieur de la gaine de la sonde.
2. Préparation du patient
   1. Suivez le protocole propre à l’établissement pour obtenir un consentement éclairé et préparer le patient.
3. Imagerie
   1. Localisez l’ovaire cible à l’aide de l’écho pulsé US.
      REMARQUE: Cette étape est effectuée par le médecin de l’étude, qui est libre d’ajuster les paramètres d’imagerie sur la machine clinique américaine, tels que la profondeur, la plage dynamique et le TGC.
   2. Sélectionnez la profondeur souhaitée dans le logiciel de contrôle USPAT.
   3. Cliquez sur Numériser dans le logiciel de contrôle pour démarrer l’acquisition de données en mode B USPAT coenregistrée. Regardez le logiciel d’affichage d’images USPAT pour examiner les images coenregistrées en mode US et PAT B et les cartes fonctionnelles reconstruites en temps réel.
   4. Répétez les étapes 4.3.1-4.3.3 pour acquérir plus d’images et (si nécessaire) imager la deuxième lésion.

Résultats

Ici, nous montrons des exemples de lésions ovariennes malignes et normales imagées par USPAT. La figure 3 montre une femme préménopausée de 50 ans présentant des masses annexielles multikystiques bilatérales révélées par une tomodensitométrie à contraste amélioré. La figure 3A montre l’image américaine de l’annexex gauche avec le retour sur investissement marquant le nodule solide suspect à l’intérieur de la lésion kystique.

Discussion

Éclairage optique
Le nombre de fibres utilisées est basé sur deux facteurs: l’uniformité de l’éclairage lumineux et la complexité du système. Il est essentiel d’avoir un modèle d’éclairage lumineux uniforme à la surface de la peau pour éviter les points chauds. Il est également important de garder le système simple et robuste avec un nombre minimal de fibres. L’utilisation de quatre fibres distinctes s’est déjà révélée optimale pour créer un éclairage uniforme à des pr...

matériels

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