Extracto
Se presenta un análisis radiométrico heurística rápida para la estimación de la concentración de hemoglobina del tejido y la saturación de oxígeno del tejido medido espectros de reflectancia difusa. El análisis fue validado en fantasmas imitando los tejidos y se aplica a las mediciones clínicas en cabeza y cuello, cervical y tejidos de mama. El análisis funciona en dos etapas. En primer lugar, se desarrolló una ecuación lineal que traduce la relación de la reflectancia difusa en 584 nm y 545 nm para estimar la concentración de hemoglobina tejido usando una tabla de consulta basada en Monte Carlo. Esta ecuación es independiente de la dispersión de los tejidos y la saturación de oxígeno. En segundo lugar, la saturación de oxígeno se calculó utilizando ecuaciones logísticas no lineales que traducen la proporción de los espectros de reflectancia difusa a 539 nm a 545 nm en la saturación de oxígeno del tejido. se obtuvieron coeficientes de correlación de 0,89 (0,86), 0,77 (0,71) y 0,69 (0,43) para la concentración de hemoglobina del tejido (saturación de oxígeno) valores extraídos mediante el completo espectral Monte Carlo y el análisis radiométrico, para mediciones clínicas de cabeza y cuello, de mama y tejidos cervicales, respectivamente. El análisis radiométrico era más de 4000 veces más rápido que el inverso análisis de Monte Carlo para estimar la concentración de hemoglobina del tejido y la saturación de oxígeno en experimentos simulados fantasma. Además, el poder discriminatorio de los dos análisis fue similar. Estos resultados muestran el potencial de este tipo de herramientas empíricas para estimar rápidamente la hemoglobina del tejido en aplicaciones de imágenes espectrales en tiempo real
Visto:. Hu M, Vishwanath K, J Lo, Erkanli A, C Mulvey, Lee WT, et al . (2013) Determinación rápida de la saturación de oxígeno y la vascularización para la detección del cáncer. PLoS ONE 8 (12): e82977. doi: 10.1371 /journal.pone.0082977
Editor: Jonathan A. Coles, Universidad de Glasgow, Reino Unido
Recibido: 13 Febrero, 2013; Aceptado: 1 Noviembre 2013; Publicado: 16 de diciembre 2013
Derechos de Autor © 2013 Hu et al. Este es un artículo de acceso abierto distribuido bajo los términos de la licencia Creative Commons Attribution License, que permite el uso ilimitado, distribución y reproducción en cualquier medio, siempre que el autor original y la fuente se acreditan
Financiación:. Este estudio con el apoyo de los Institutos nacionales de Salud de subvención no. 1R01EB011574-01A1,1 R21CA 108490-01A2 y 1R01CA 100559-05. (Http://www.nih.gov/). Los donantes no tenía papel en el diseño del estudio, la recogida y análisis de datos, decisión a publicar, o la preparación del manuscrito
Conflicto de intereses:.. Los autores han declarado que no existen intereses en competencia
Introducción
Numerosos estudios han demostrado que la detección temprana y el tratamiento de los cánceres orales y cervicales mejoran significativamente las tasas de supervivencia [1] - [8]. La detección de las lesiones orales precancerosas y cancerosas se realiza sobre todo a través de la inspección visual seguida de la biopsia de tejido sitios sospechosos. Para la detección del cáncer de cuello uterino, la prueba de Papanicolau o citología vaginal es el estándar de cuidado. Si la prueba de Papanicolaou es positivo, se realiza una colposcopia (visualización del ácido acético cuello uterino teñidas con un microscopio de baja potencia) y la biopsia. Una detección del cáncer eficaz y programa de diagnóstico a menudo requiere ambas instalaciones médicas sofisticadas y costosas con el personal médico bien entrenado y con experiencia. En los países en desarrollo, sin embargo, no es la falta de infraestructura y recursos médicos adecuados para apoyar el cribado organizado y programas de diagnóstico que están disponibles en los EE.UU. Por lo tanto, existe una necesidad global crítica para una, para el uso portable fácil, fiable y dispositivo de bajo costo que rápidamente puede detectar el cáncer oral y de cuello uterino en entornos de bajos recursos.
UV-visible (UV-VIS) espectroscopia de reflectancia difusa, que puede ser utilizado para medir la absorción del tejido y la dispersión, ha mostrado potencial para el diagnóstico precoz de los cánceres de cuello uterino en la cavidad oral y [9] - [24]. Los coeficientes de absorción y dispersión de los tejidos epiteliales reflejan las propiedades fisiológicas y morfológicas subyacentes [25]. En la banda UV-VIS, los absorbedores dominantes en los tejidos orales y cervicales son la hemoglobina oxigenada y desoxigenada, que surgen de los vasos sanguíneos en el estroma. dispersión de la luz se asocia principalmente con los núcleos de células y orgánulos en el epitelio, así como fibras de colágeno y enlaces cruzados en el estroma. tejidos neoplásicos exhiben cambios significativos en sus características fisiológicas y morfológicas que se pueden cuantificar de forma óptica. Se espera que la contribución de la absorción en la capa estromal a aumentar con la neovascularización y la angiogénesis, y se espera que la saturación de oxígeno en los vasos sanguíneos a disminuir a medida que el tejido neoplásico crece más su suministro de sangre. Se espera que la dispersión del estroma a disminuir con la progresión neoplásica debido a la degradación de las redes de colágeno extracelular. [11], [25] - [29]. Sin embargo, se espera que la dispersión epitelial para aumentar debido al aumento de tamaño nuclear, el aumento de contenido de ADN, y hyperchromasia [25] - [27], [30]. UV-VIS difusa espectroscopia de reflectancia tiene una profundidad de penetración que puede ser sintonizado a ser comparable con el espesor de la capa epitelial o más profundo para sondear tanto en las capas epiteliales y del estroma [17], [25], [31].
Nuestro grupo ha desarrollado un-VIS UV sistema de espectroscopía de reflectancia difusa con una geometría de la sonda que es más sensible a los cambios en el estroma y una inversa escalable Monte Carlo (MC) modelo de reflectancia para medir rápidamente y cuantificar las propiedades ópticas del tejido [32], [33]. Chang et al. [10] utilizó el sistema espectroscópico y el modelo MC para identificar biomarcadores ópticas que varían con diferentes grados de neoplasia intraepitelial cervical (CIN) de los tejidos cervicales normales en 38 pacientes. Se encontró hemoglobina total para ser estadísticamente superior en la displasia de alto grado en comparación con displasia de bajo grado normal y (P & lt; 0,002), mientras que la dispersión se redujo significativamente en comparación con displasia de tejidos normales (P & lt; 0,002). Beumer et al. utilizado el mismo sistema VIS UV-espectroscopía de reflectancia difusa en un
in vivo estudio
clínico en el que se evaluaron 21 pacientes con carcinoma de células escamosas de la mucosa de la cabeza y el cuello [34]. Los 21 pacientes fueron sometidos a panendoscopia y se tomaron biopsias del maligno y los tejidos normales contralaterales. Los espectros de reflectancia difusa se midieron antes de la biopsia. La saturación de oxígeno vascular (SO
2) se encontró que era estadísticamente mayor en los tejidos malignos en comparación con los tejidos no malignos (P = 0,001).
La estrategia más eficiente y eficaz para la prevención de cuello uterino avanzado o cánceres orales en entornos con recursos limitados es para ver y tratar al paciente en una sola visita, obviando así la necesidad de un sistema de varios niveles como el de los EE.UU., donde la detección, diagnóstico y tratamiento implica tres o más visitas a el centro de salud. Por ejemplo, las guías han sido escritas por la Alianza para la Prevención del Cáncer Cervical (APCC) sobre las estrategias para el cribado de cáncer de cuello uterino en entornos con recursos limitados [35]. Su recomendación es la inspección visual con ácido acético (VIA), seguido por el tratamiento de las lesiones precancerosas mediante crioterapia (congelación) [36] - [38], que puede ser llevado a cabo por médicos, enfermeras o parteras. Una estrategia eficaz de detección /diagnóstico que puede permitir la intervención de tratamiento inmediato tiene que ser capaz de medir la totalidad de la región de interés. Además, la estrategia de detección debe ser mínimamente afectada por el sesgo del operador o la interpretación subjetiva de imágenes recogidas a partir de la región de interés. Nuestro sistema actual permite la determinación cuantitativa de los puntos finales fisiológicos de tejido, pero está limitado a la evaluación de regiones localizadas de los tejidos. Para inspeccionar todo el campo de vista, es importante para escalar el sistema a base de fibras de un solo píxel en una plataforma de formación de imágenes y desarrollar algoritmos que puedan cuantificar estas imágenes espectrales. Sin embargo, el desarrollo de sistemas de imágenes simples requiere una consolidación significativa del número de longitudes de onda, de manera que los espectrógrafos de imagen y fuentes termales de banda ancha pueden ser reemplazados por cámaras y LEDs sencillos.
El objetivo de este estudio fue demostrar un simple análisis radiométrico para la cuantificación de tejido SO
2 y el total de la concentración de hemoglobina ([THb]) utilizando un pequeño número de longitudes de onda en el rango espectral visible como una estrategia para la implementación de la vigilancia rápida de pre-cáncer y tipos de cáncer en una población de cribado en entornos con recursos limitados. Varios estudios publicados con anterioridad han utilizado radiométrica análisis simples para calcular [THb] o SO
2 a partir de los espectros de reflectancia. Por ejemplo, los análisis radiométricos se han desarrollado para extraer SO
2 utilizando relaciones en dos longitudes de onda, uno donde las diferencias locales entre los coeficientes de extinción de la oxihemoglobina y desoxi- son máximas, y una longitud de onda isosbéstico, donde los coeficientes de extinción de oxi- y hemoglobina desoxi- son los mismos. En un estudio [39], la proporción de 431/420 se calcula y se utiliza para calcular SO
2. Sin embargo, este estudio no tuvo en cuenta los efectos de la dispersión de los tejidos. Otro estudio [40] utilizado las densidades ópticas en dos puntos isosbésticos, 520 y 546 nm, para determinar la contribución de la dispersión y el uso de la densidad óptica a 555 y 546 nm para extraer SO
2 a través de una ecuación lineal. Sin embargo, este estudio no exploró el impacto de los cambios en [] THb en las relaciones. Nuestro grupo ha desarrollado previamente un análisis radiométrico [41] que calcula las proporciones de reflectancia en las longitudes de onda isosbésticos de hemoglobina, y este análisis fue capaz de calcular con rapidez [THb] independiente de la dispersión de los tejidos y SO
2. Para este análisis radiométrico en particular, se utilizó la relación de las intensidades en una longitud de onda visible (452, 500, o 529 nm) a una longitud de onda ultravioleta (390 nm) de un espectro de reflectancia difusa para extraer [THb] usando una ecuación analítica lineal. Sin embargo, este análisis requeriría una fuente ultravioleta, que es relativamente caro en comparación con fuentes de luz de longitud de onda visibles ubicuos. En este manuscrito, se describe un simple análisis radiométrico y analítica para extraer tanto [THb] y SO
2 en el rango de longitud de onda visible que se ocupa de las limitaciones de un trabajo previo de nuestro propio grupo y otros. Utiliza dos o más intensidades a diferentes longitudes de onda de un espectro de reflectancia difusa y calcula relaciones apropiadas de ellos. Las relaciones de derivados se convierten luego en [THb] o SO
2 usando ecuaciones analíticas. Nuestro análisis propuesto utiliza sólo tres longitudes de onda (539, 545 y 584 nm), todos en la parte visible del espectro, donde diodos emisores de luz (LEDs) están fácilmente disponibles. También probamos nuestro análisis radiométrico con simulaciones completas espectrales MC y fantasmas experimentales para garantizar una mínima sensibilidad a la dispersión. Además, nuestro análisis radiométrico también cuenta con un [THb] al calcular SO
2.
Métodos
Las longitudes de onda fueron elegidos entre 500 nm y 600 nm (espectro visible) con el fin de apalancamiento relativamente bajo costo de fuentes de luz como LEDs. Además, desoxi y oxi-hemoglobina tienen características de absorción diferentes en el espectro visible. Cinco longitudes de onda isosbésticos y otros cinco longitudes de onda donde la diferencia de los coeficientes de extinción entre desoxi y oxi-hemoglobina se más grande fueron utilizados para calcular [THb] y SO
2, respectivamente. La Tabla 1 enumera estas longitudes de onda, que proporcionan un total de diez combinaciones posibles (pares de longitudes de onda isosbésticos), a la que se ensayaron las proporciones para la extracción de [THb] y 25 combinaciones de longitud de onda a la que se ensayaron las proporciones de reflectancia (una isosbéstico y uno maximal- longitud de onda de diferencia) para la extracción de SO
2.
Figura 1 proporciona una visión general breve del análisis radiométrico incluyendo los pasos involucrados en la selección de los mejores ratios de [THb] y SO
2. Extracciones de [THb] y SO
2 se lograron en dos pasos. En primer lugar, la relación de la reflexión compuesta de longitudes de onda isosbésticos se utilizó para extraer [THb]. Esto se logró mediante la conversión de la relación de la reflexión en [THb] utilizando una ecuación lineal. Para cada relación en longitudes de onda isosbésticos, conjuntos independientes de los coeficientes
m
y
b
se generaron usando simulaciones MC. A continuación, la relación de reflectancia a una longitud de onda isosbéstico y una longitud de onda máxima-diferencia se convierte en un valor de 2 SO
utilizando una ecuación no lineal usando los coeficientes
α
(THB) y β (THB). Estos coeficientes se generaron utilizando simulaciones MC para cada una de las relaciones de 25-reflectancia en cada simulado [THb]. El extraída [THb] de la primera etapa se utiliza para seleccionar la ecuación logística no lineal adecuado para convertir la relación de la longitud de onda máxima isosbéstico a diferencia en el SO
2 valor. Después de las ecuaciones para [THb] y SO
2 fueron desarrollados, el análisis radiométrico se validó con fantasmas de tejidos que imitan experimentales. Para mostrar la utilidad clínica de este análisis y su independencia a los cambios en la instrumentación, las extracciones utilizando las relaciones seleccionadas se compararon con los que utilizan el análisis de MC espectral completo en tres estudios clínicos diferentes realizados con diferentes sistemas ópticos.
Generación de tablas de búsqueda analíticos para [THb] y SO
2 a partir de ratios de reflectancia
ecuaciones analíticas para convertir en proporciones adecuadas [THb] y SO
2 valores se determinaron utilizando llena MC espectral simulaciones. El modelo completo MC espectral hacia adelante [42] se utilizó para generar 24805 espectros de reflectancia difusa única. Estos espectros de reflectancia sirvió como el conjunto maestro simulado. Los espectros de reflectancia difusa se simularon mediante el cálculo del espectro de absorción y la dispersión entre 350-600 nm. Los coeficientes de absorción se calcularon con la suposición de que oxi y desoxi-hemoglobina son los absorbedores dominantes en el tejido. La suma de estas dos concentraciones de absorción dio como resultado el [THb], que se varió entre 5 y 50 mM en incrementos de 0,1 M en el conjunto maestro. La concentración de cada especie de hemoglobina se varió para cubrir el rango de SO
2 valores de 0 a 1, en pasos de 0,1. Los coeficientes de dispersión reducido, μ
s ', en toda la gama espectral se determinaron utilizando la teoría de Mie para 1 micras microesferas de poliestireno. Cinco diferentes niveles de dispersión se generaron mediante el aumento de la densidad numérica de las concentraciones de esfera. Los coeficientes de dispersión reducido de longitud de onda promediada (entre 350~600 nm) significa para estos cinco niveles de dispersión fueron 8.9, 13.3, 17.8, 22.2 y 26.6 cm
-1. El conjunto maestro resultante consistió en 24805 espectros de reflectancia, que representan la combinación de todos los niveles posibles [THb], con todos los SO
2 niveles, y todos los niveles de dispersión (451 × 11 × 5 = 24805). Estas propiedades ópticas son similares a los utilizados en nuestro estudio anterior [41]. Los espectros de reflectancia simulada para el conjunto maestro se crearon para una geometría de fibra-sonda fija, tal como se describe anteriormente [42]. Finalmente, se utilizó un espectro de reflectancia difusa medido experimentalmente con la misma fibra de geometría como una "referencia" para calibrar la escala de los espectros simulado para ser comparable a la de los espectros medidos.
Para estudiar el impacto de la extracción de exactitud del análisis radiométrico con el aumento de anchos de banda espectrales, que simula anchos de banda adicional en el conjunto maestro. Los espectros de reflectancia fueron simulados por tres anchos de banda diferentes (2 nm, 3,5 nm y 10 nm de ancho completo anchos de banda-la mitad del máximo (FWHM)) y dio lugar a 3 juegos modificados maestros de reflectancia difusa (cada uno conteniendo 24.805 espectros). Esto se hizo asumiendo cada longitud de onda tenía un cierto paso de banda Gaussiano de FWHM especificado. Específicamente, la reflectancia en cada longitud de onda en el espectro simulado se convolución con una función de distribución gaussiana con el paso de banda específica. Las ecuaciones para convertir coeficientes de reflectancia en [THb] y SO
2, entonces se generaron por separado para cada uno de los tres maestros de reflectancia difusa conjuntos espectrales de paso de banda-modificados.
Figura 2 describe el desarrollo de las ecuaciones analíticas utilizadas para calcular [THb] y SO
2. Un ratio [THb], 584/545, y un SO
2 ratio, 539/545, se muestran como ejemplos. Para la extracción [THb], la relación de reflectancia a una longitud de onda de par dado se calcula a partir de cada espectro de reflectancia simulada que tenía una fijo [THb]. Por lo tanto, hubo 55 valores para una proporción determinada longitud de onda [THb] (en los 5 niveles de dispersión y 11 SO
2 niveles). Once de estos valores se promediaron a través de SO
2, para cada nivel de dispersión. Para cada uno de los diez pares de longitud de onda isosbésticos, la dependencia de la relación de la reflexión en [THb] se representó gráficamente en todos los SO
2 niveles y cada nivel de dispersión, como se muestra en la Figura 2A. Aunque el análisis consistió en 5 a 50 mM [THb] en pasos de 0,1 M, sólo 10 de los niveles 451 [THb] se muestran en la figura para facilitar la interpretación de los puntos de datos. Se evaluó la dependencia de la relación de la reflexión para una longitud de onda de par dado en el tejido SO
2 y la dispersión. Las barras de error horizontal en cada nivel de dispersión muestran la propagación de la relación de la reflexión debido a la variación SO
2 niveles de 0 a 1. Esto refleja la sensibilidad de la relación a los cambios en SO
2. La difusión en los diferentes símbolos en cada [THb] refleja la sensibilidad de la relación de dispersión. Los ratios de reflectancia en cada [THb] fueron promediados entre los 5 niveles de dispersión y los 11 SO
2 plantas, y una ecuación lineal analítica se ha generado para las relaciones promediados. La Figura 2B muestra las ecuaciones analíticas lineales para 584/545, 584/570, 570/545, 584/529 y como ejemplos
Pasos para el cálculo de las ecuaciones analíticas:. (A) Generación de reflectancia con diferentes propiedades ópticas utilizando el análisis prospectivo y relaciones derivadas de Hb. Las barras de error horizontales muestran la desviación estándar de las proporciones en SO
2 niveles de 0 a 1. Los diferenciales son pequeñas debido a que los coeficientes se derivan de puntos isosbésticos. (B) Ejemplos de ecuaciones lineales de análisis de 584/545, 584/570, 570/545, 584/529 y para la estimación [THb]. (C) Cálculo de SO
2 ratios con varios niveles de dispersión en un [THb] (D) ecuaciones de curvas Colina se generaron en varios [THb] para cada relación de SO
2. Sólo se muestra 539/545.
Con el fin de convertir la relación de la reflexión calculada en un determinado SO
2 longitud de onda de par en un valor de 2 SO
, una logística no lineal ( se utilizó colina curva) ecuación. Una ecuación única Hill fue generado para cada uno de los 451 [THb] (5-50 micras de 0,1 pasos de incremento) en el conjunto maestro modificado. La relación de la reflexión para un SO
2-longitud de onda par dado, en un determinado [THb], fue en promedio en los cinco niveles de dispersión (Figura 2C). Esto dio lugar a un promedio de 11 coeficientes para cada SO
2 longitud de onda de par, en cada [THb]. Los coeficientes de Hill se generaron mediante el ajuste de los 11 coeficientes promediados a la ecuación logística. Puesto que un total de 451 valores diferentes [THb] fueron utilizados en las simulaciones, 451 ecuaciones diferentes se generaron para cada SO
2 longitud de onda de par. La figura 2D muestra las figuras de ejemplo de las curvas de la colina generados a partir de los coeficientes promediados en diferentes [] para THb 539/545.
Determinación de los mejores ratios de simulación y experimentales fantasmas
Un total de 8 conjuntos de espectros de reflectancia se utilizaron para validar el análisis radiométrico. Las propiedades ópticas y los parámetros de recogida de estos 8 conjuntos de trazos se resumen en la Tabla 2. El Fantasma 1-3 conjuntos fueron simuladas con el modelo MC escalable, como se ha descrito anteriormente. conjuntos Phantom 4-8 se midieron experimentalmente de datos y se han descrito en detalle anteriormente [41], [43]. En pocas palabras, Phantom Grupo 4 constaba de 51 fantasmas con diferentes SO
2 niveles, pero con un fijo [THb] (14,8 M), y μ
s 'de nivel (12,6 cm
-1). Phantom Set 5 consistía en dos subconjuntos de fantasmas con un bajo nivel de dispersión (μ
s '= 13,5 cm
-1) y alto nivel de dispersión (μ
s' = 22,52 cm
-1) . Cada juego en el fantasma Set 5 consistía en 4 fantasmas. Cada fantasma en el nivel de dispersión baja fue emparejado con un fantasma en el alto nivel de dispersión y la [THb] valor de cada espectro apareado era el mismo. La desviación estándar de la reflectancia para cada longitud de onda de par en cada uno de los fantasmas pares se calcularon. Phantom Set 6 constaba de 13 fantasmas con el aumento de [THb] 5,86-35,15 M. Los niveles promediados μ
s se redujeron para cada fantasma 23,63 a 17,30 cm
-1. Un segundo instrumento se utilizó para medir los espectros de Phantom Set 7 y 8 Set para validar la independencia de instrumentos del análisis radiométrico. Fantasma Juego 7 fue similar al fantasma Juego 5 en que contenía dos grupos de 4 fantasmas con niveles bajos y altos de dispersión (μ
s '= 13,5 cm
-1 y 22,89 cm
-1, respectivamente) y fantasmas emparejados de cada nivel contenían la misma [THb]. La desviación estándar de la reflectancia para cada longitud de onda de par en cada uno de los fantasmas emparejados también se calcularon. Phantom Set 8 constaba de 16 fantasmas con el aumento de [THb] 5-50 mM. La μ
s 'nivel de cada fantasma era más bajo que el fantasma anterior, que van desde 28.56 hasta 17.02 cm
-1, debido a las diluciones seriadas de la solución fantasma. La combinación de todos estos fantasmas de tejidos experimentales medidos sirve para determinar las mejores proporciones para estimar [THb] y SO
2 para una amplia gama de propiedades ópticas medida por diferentes instrumentos.
El radiométrica el análisis fue probado por primera vez en la reflectancia simulado. Lineales ecuaciones analíticas para las relaciones [THb] y las ecuaciones no lineales de logística para el SO
2 ratios se generaron a partir de Phantom Juegos de 1-3. Los valores extraídos de [THb] utilizando el análisis radiométrico se compararon con los valores reales para cada espectro de reflectancia difusa y los errores absolutos entre los valores predichos y reales fueron calculados. A continuación, la sensibilidad de cada ratio [THb] a la dispersión se calculó utilizando la desviación estándar de la relación de la reflexión en cada [THb].
El cálculo de [THb] utilizando el análisis radiométrico también fue validado en Sets Phantom 4-8. Debido a que cada espectro de reflectancia simulada por el modelo MC necesita ser reducido por un fantasma de calibración, la elección del espectro de calibración puede introducir errores sistemáticos. Para tener en cuenta estos efectos en el extraída [THb], 3 fantasmas en diferentes Phantom Set 4, 6 y Set Set 8 y 2 fantasmas en diferentes conjuntos 5 y 7 fueron seleccionados como los fantasmas de calibración. El SO
2, [THb] y μ
s 'de los fantasmas de calibración se resumen en la Tabla 2. Cada vez que se selecciona un fantasma calibración, un nuevo conjunto maestro de reflectancia se ha generado con el modelo MC escalable y nuevos coeficientes de ecuaciones analíticas fueron generados a partir de estos conjuntos de trazos. Las ecuaciones analíticas generadas se utilizaron para extraer el [THb] o SO
2 valores en los mismos conjuntos de trazos experimentales de las cuales se seleccionaron los fantasmas de calibración. Esto aseguró que los errores sistemáticos o errores de valoración en un fantasma estudio experimental se restringen a la misma fantasma estudio experimental y no se llevaron a otro fantasma estudio experimental. Las geometrías de la sonda y anchos de banda para el simulados maestro configura fueron agrupados al sistema experimental. El ratiometrically extraído [THb] se compararon con la MC extraído [THb] de los fantasmas experimentales para cada fantasma en conjuntos de 4-8 para calcular los errores absolutos. La relación de los diferenciales de los diez pares posibles de longitud de onda isosbésticos se calcularon a partir de los fantasmas pareadas en Set 5 y 7. Set La mejor relación de [THb] se determinó de la clasificación de error y la relación de propagación tanto con los datos simulados y con los datos experimentales.
El análisis radiométrico para SO
2 fue validado en el fantasma Grupo 4, que consistía en fantasmas con diferentes SO
2 niveles. Para cada espectro experimental en este conjunto, [THb] se calcula en primer lugar utilizando la mejor longitud de onda de par isosbéstico utilizando el análisis radiométrico. Este extraído [THb] A continuación se utilizó para seleccionar los correspondientes coeficientes de la curva de la colina para un SO
2-longitud de onda par dado. La relación de la reflexión de cada SO
2 longitud de onda de par se calcula primero y luego se convierte en un
2 SO valor con los correspondientes coeficientes de la curva Hill. Los ratiometrically extraídos de SO
2 valores se comparan con el SO
2 valores medidos con un pO
2 electrodos, tal como se describe anteriormente [43]. Para evaluar la sensibilidad de cada relación de SO
2 a la dispersión, los ratios de reflectancia de cada SO
2 longitud de onda de par se calcula primero en cada fantasma del fantasma Establece 5 y 7. Conjunto Las desviaciones estándar se calcularon a continuación de cada uno emparejado coeficientes de reflectancia para cada SO
2 longitud de onda de par, ya que sólo la dispersión era diferente dentro de cada espectro apareado. Las desviaciones estándar se derivan de cada fantasma emparejado en el fantasma Set 5 y 7 Set se promediaron para cada SO
2 longitud de onda de par.
Instrumentación utilizada en fantasmas y estudios clínicos
Tres instrumentos eran utilizado para validar el análisis radiométrico en este manuscrito. Un instrumento se utilizó en los estudios experimentales fantasma (Set 4-6) y en un
in vivo
estudio de cuello uterino [41], [43] [44]. Instrumento B también se utilizó en los estudios experimentales fantasma (Set 7-8), y también en el
in vivo
estudio de cuello uterino [44] y en un
in vivo
estudio de cáncer de mama [45 ]. Instrumento C se utilizó para un
in vivo
cabeza y el cuello estudio de cáncer. Los detalles de Instrumento A, B y C y las geometrías de la sonda se han descrito anteriormente [44] - [47]. En pocas palabras, Instrumento Una consistía en una lámpara de arco de 450 W de xenón (Xe) (JY Horiba, Edison NJ), monocromadores de doble excitación (Gemini 180, JY Horiba, Edison, NJ), y un electrodo abierta Peltier enfriado de carga acoplada dispositivo (CCD) (Symphony, JY Horiba, Edison, NJ) [45] [43] [44]. Instrumento B era un espectrofotómetro fibra acoplada (SkinSkan, JY Horiba, Edison, NJ), que consistía en una lámpara de arco de W Xe 150, un monocromador de doble rejilla de excitación, un monocromador de emisión, y un tubo extendida rojo fotomultiplicador (PMT) [ ,,,0],44] [43]. Instrumento C era un sistema portátil, que consistía en una lámpara de 20 W de halógeno (HL2000HP; Ocean Optics, de Dunedin, FL), filtro de calor (KG3, Schott, Duryea, PA), y un espectrómetro de USB (USB4000, Ocean Optics, de Dunedin, FL) [47]. La iluminación y la recogida de todos los instrumentos se lograron mediante el acoplamiento de sondas de fibra óptica. Los parámetros del instrumento se enumeran en la Figura 3.
Prueba el análisis radiométrico con distintas potencias de dispersión
La ley de potencia (μ
s '=
a
· λ
-
b
) se utilizó para modelar los coeficientes de dispersión reducido donde
a
determina la magnitud total de la dispersión, λ es la longitud de onda, y
b es
el poder de dispersión. Un nuevo conjunto de 1.500 espectros de reflectancia (10 THb [] niveles, 5 SO
2 niveles, y 10 poderes de dispersión diferentes con los valores de dispersión igual a 2, 6, o 10 cm
-1 a 600 nm) fueron simulada con el modelo de Monte Carlo hacia adelante usando el coeficiente de dispersión generada a partir de la ley de potencia. El poder de dispersión se varió de 0,2 a 2 con pasos de 0,2. El [THb] eran rango de 5 a 50 mM en incrementos de 5. El SO
2 niveles fueron rango de 0 a 1 con un incremento de 0,25. La Tabla 3 resume las propiedades ópticas utilizadas para probar el análisis radiométrico con distintas potencias de dispersión. El [THb] y el SO
2 se extrajeron con el análisis radiométrico de los mejores ratios indica en el punto 3.1. La absoluta [THb] y SO se computaron
2 errores. Además, los poderes de dispersión de los datos clínicos en este manuscrito se calculan ajustando los coeficientes de dispersión de longitud de onda dependiente extraídos-Monte Carlo para el modelo de dispersión de energía.
La comparación de la velocidad de la MC y radiométrica analiza
para comparar el rendimiento computacional del análisis radiométrico y el análisis espectral MC completo para la extracción de [THb] y SO
2, 100 espectros de reflectancia difusa con seleccionados al azar [THb] y SO
2 valores se simularon con el modelo MC hacia adelante. ruido blanco aleatorio también se añadió a cada espectro de reflectancia simulado antes de que el proceso de adaptación. La amplitud del ruido aleatorio generado se limita a dos por ciento de la diferencia entre los valores mínimos de cada espectro de reflectancia máxima simulado y. El nivel de ruido se determina a partir de nuestro estudio previo en el que la peor SNR del instrumento A es 44,58 dB. Esto significa que la amplitud del ruido es de aproximadamente dos por ciento de la amplitud de la señal. Estos espectros se analizaron entonces usando tanto el inverso completo análisis espectral MC y el análisis radiométrico. El análisis radiométrico en estas muestras utilizan los mejores ratios, que se describen en las siguientes secciones de este manuscrito, para [THb] y SO
2. El extraída [THb] y SO
2 valores para el análisis espectral completo MC y el análisis radiométrico se compararon con los valores esperados (entrada) y se calcularon los errores absolutos. También se comparó el tiempo de procesamiento de datos para ambos análisis.
Validación clínica
Para probar la solidez del análisis radiométrico en
in vivo
entornos clínicos, se aplicó el análisis radiométrico en tres estudios separados llevado a cabo en tres sitios diferentes de tejidos. Estos estudios clínicos utilizan espectroscopia de reflectancia difusa para diferenciar tejidos normales frente a malignos o precancerosas
in vivo
en el cuello uterino [44], en el de mama [45], y en la cabeza y el cuello [34]. Las muestras de estos estudios representan diferentes escenarios de absorción óptica. tejidos de cabeza y cuello [34] y de la mama tienen relativamente alta [THb], mientras que los valores del cuello uterino tiene [THb] en el extremo inferior del espectro [44]. Los rangos de [THb] de nuestros resultados anteriores fueron 2.6-208.9 m, 0.79-63.7 mu M y 0,99 a 44,06 mu M, para la cabeza y el cuello, de mama, y tejidos del cuello uterino, respectivamente. Además, el tejido de mama no sólo contiene [THb] pero también β-caroteno como un absorbedor adicional [45]. Los datos recogidos previamente para los estudios clínicos y se analizó con el escalable se utilizaron análisis espectral completo MC para evaluar el análisis radiométrico. Los diseños de los estudios y los protocolos de éstos
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estudios se describen anteriormente [44], [45]. Todos los estudios clínicos en este manuscrito fueron revisados y aprobados por la Escuela de Medicina Junta de Revisión Institucional de la Universidad de Duke. consentimientos informados escritos fueron obtenidos de cada paciente en estas
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estudios. El espectro de reflectancia difusa promediado para cada sitio de cada estudio se analizó tanto con el inverso completo análisis espectral MC y el análisis radiométrico.