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Apr 05, 2024

Endoscopia polarimétrica quirúrgica para la detección del cáncer de laringe

Nature Biomedical Engineering (2023)Cite este artículo 1893 Accesos a 18 detalles de Altmetric Metrics Una corrección del editor a este artículo se publicó el 8 de junio de 2023 Este artículo ha sido actualizado.

Ingeniería Biomédica de la Naturaleza (2023)Citar este artículo

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El estándar de atención para la detección de patologías laríngeas implica distinguir las lesiones sospechosas del tejido sano circundante mediante contrastes de color y textura capturados mediante endoscopia con luz blanca. Sin embargo, la técnica no es suficientemente sensible y, por tanto, da lugar a tasas insatisfactorias de falsos negativos. Aquí mostramos que las lesiones laríngeas se pueden detectar mejor en tiempo real aprovechando las diferencias en las propiedades de polarización de la luz del cáncer y los tejidos sanos. Al medir las diferencias en el retardo de la luz polarizada y la despolarización, la técnica, que denominamos 'endoscopia polarimétrica quirúrgica' (SPE), genera aproximadamente un orden de magnitud mayor de contraste que la endoscopia con luz blanca y, por lo tanto, permite una mejor discriminación. de lesiones cancerosas, como demostramos con pacientes diagnosticados de carcinoma de células escamosas. Las imágenes polarimétricas de cortes de tejido laríngeo extirpados y teñidos indicaron que los cambios en el retardo de la luz polarizada pueden atribuirse en gran medida a las características arquitectónicas del tejido. También evaluamos la SPE para ayudar en la cirugía láser transoral de rutina para la extirpación de una lesión cancerosa, lo que indica que la SPE puede complementar la endoscopia con luz blanca para la detección del cáncer de laringe.

El cáncer de laringe es una de las neoplasias malignas más comunes del tracto aerodigestivo superior1. Los procedimientos mínimamente invasivos, incluida la biopsia incisional endoscópica y la cirugía transoral, se utilizan ampliamente para el diagnóstico y la intervención del cáncer de laringe, respectivamente. La endoscopia quirúrgica desempeña un papel clave al permitir a los cirujanos inspeccionar áreas sospechosas en detalle sin tener que abrir y exponer la laringe de forma invasiva, y también decidir dónde realizar la biopsia para el examen histopatológico o dónde resecar en la intervención quirúrgica. El estándar de atención es la endoscopia de luz blanca de alta definición (WLE), una técnica de imágenes ópticas de campo amplio que utiliza iluminación de luz blanca e imágenes de una cámara en color rojo/verde/azul (RGB) del tejido de la laringe a través de un endoscopio quirúrgico. recreando fielmente lo que se vería a simple vista. Los cirujanos confían en el contraste de color y textura de WLE para diferenciar las lesiones laríngeas sospechosas del tejido normal circundante y luego realizar la operación. Desafortunadamente, las lesiones tumorales (especialmente aquellas en las etapas precancerosas y cancerosas tempranas) pueden no siempre presentar diferencias discernibles de color o textura, mientras que las regiones de tejido con color o textura anormales pueden no siempre estar asociadas con el cáncer, lo que lleva a una sensibilidad insatisfactoria (como tan solo 51,1%) y tasa de fallos2,3,4,5. Las limitaciones de la WLE dan como resultado una selección inadecuada de los objetivos de la biopsia o una resección subtotal/innecesaria, lo que afecta negativamente la tasa de supervivencia o causa un deterioro funcional adicional para el paciente.

Los procedimientos mínimamente invasivos para el cáncer de laringe pueden beneficiarse enormemente al introducir técnicas de endoscopia quirúrgica complementaria que mejoren el contraste asociado con las patologías en el flujo de trabajo clínico. La técnica ideal ofrecería una solución de imágenes sin etiquetas, de alta definición, de campo amplio y en tiempo real para ayudar a la detección rápida del cáncer y una guía operativa clara6. Hay varias técnicas biofotónicas emergentes prometedoras que incluyen la endomicroscopía confocal de fluorescencia y la endomicroscopía no lineal para la visualización del tejido a nivel celular7,8,9,10,11, la tomografía endoscópica de coherencia óptica para la identificación de la arquitectura del tejido12,13,14,15, 16, espectroscopia endoscópica de dispersión de luz para la detección de la morfología celular17,18,19, etc. Estos utilizan detección puntual (a lo largo de la dirección lateral) o imágenes dentro de un campo de visión submilimétrico y requieren un mecanismo de escaneo o muestreo ad hoc adicional dentro de un sistema de endoscopio para cubrir un área más amplia. Es un desafío adquirir imágenes de alta definición con un área de cobertura razonablemente amplia comparable a WLE o a simple vista en tiempo real, lo que limita la capacidad de estas técnicas para detectar escenas quirúrgicas en movimiento y deformadas y genera desafíos en el registro de la información extraída de estas. técnicas con la visión del cirujano del tejido y las herramientas quirúrgicas.

El desarrollo de imágenes polarimétricas permite obtener imágenes endoscópicas de alta definición, en tiempo real, de campo amplio y sin etiquetas para mejorar la detección intraoperatoria del cáncer de laringe. Aunque se ha informado que las imágenes polarimétricas pueden proporcionar información útil para la detección del cáncer de colon, cuello uterino y esófago ex vivo20,21,22,23, existen importantes obstáculos técnicos para mejorar la velocidad de las imágenes, el tamaño del instrumento y el peso para permitir la obtención de imágenes polarimétricas intraoperatorias. en humanos in vivo a través de un endoscopio. Las imágenes polarimétricas generalmente requieren dispositivos de modulación de polarización engorrosos, una captura de imágenes radiométricas secuenciales prolongadas y un procesamiento que requiere mucho tiempo para reconstruir imágenes polarimétricas de tejidos individuales. Hasta el momento no se ha demostrado un endoscopio polarimétrico liviano y compacto con rendimiento en tiempo real adecuado para estudios intraoperatorios en humanos in vivo23,24,25,26,27,28,29,30,31,32. Esto ha obstaculizado la investigación traslacional para evaluar el papel de las técnicas de imágenes polarimétricas para la detección del cáncer y los esfuerzos por comprender mejor el origen subyacente del contraste polarimétrico que se manifiesta en las patologías del cáncer.

En este artículo, para cerrar esta brecha, demostramos una nueva técnica de imágenes endoscópicas denominada endoscopia polarimétrica quirúrgica (SPE) que puede lograr la adquisición, reconstrucción y visualización de imágenes en tiempo real. Validamos el sistema SPE mediante imágenes de fantasmas con propiedades de polarización conocidas y mostramos la prueba de concepto de SPE mediante imágenes de un objetivo no estacionario in vivo. Se realizó un primer estudio en humanos en el quirófano para evaluar el papel potencial del SPE en la detección intraoperatoria del cáncer de laringe, seguido de la validación por histología y microscopía de polarización. Los resultados muestran que SPE ofrece un contraste polarimétrico útil que no está disponible en WLE para diferenciar mejor las lesiones cancerosas de laringe del tejido normal y revela que el contraste surge de los cambios en la arquitectura del tejido. Nuestro estudio indica que esta técnica de imágenes endoscópicas de alta definición, sin etiquetas, sin contacto y de campo amplio tiene potencial traslacional y practicidad para ayudar a la detección intraoperatoria del cáncer de laringe y es muy prometedora para convertirse en un método complementario eficaz al estándar de -cuidado WLE.

El sistema SPE consta de un dispositivo de endoscopio portátil (Fig. 1a, b) que incluye un accesorio de punta polarizadora endoscópica, un endoscopio rígido, un generador de imágenes que analiza el estado de polarización y una estación base con una fuente de luz para endoscopio y una computadora para la adquisición de datos, reconstrucción y mostrar. La estación base SPE se colocó en un carro clínico portátil, mientras que el cirujano introdujo transoralmente la parte portátil en la laringe (Fig. 1c). Puede encontrar una descripción completa del sistema en Métodos.

a, Diseño del dispositivo endoscopio portátil en el sistema SPE y esquema de la cámara DoFP-LP. QWP: cuarto de placa de onda. DoFP-LP incorpora una serie de polarizadores microlineales en la parte superior de la matriz de fotodiodos. Cada bloque de cuatro elementos de matriz adyacentes comprende polarizadores microlineales en ángulo de 90°, 45°, 135° y 0° directamente encima de cuatro fotodiodos que constituyen un superpíxel. b, Foto de la parte del endoscopio portátil del sistema SPE. c, Esquema: imágenes intraoperatorias de la laringe con el sistema SPE. d, Accesorio de punta polarizadora endoscópica, en comparación con una moneda de 20 peniques. La barra de escala es de 10 mm. e, Las propiedades de polarización (de izquierda a derecha: retardo, diatenuación y despolarización; sin unidades) del canal de imágenes del endoscopio rígido utilizado en el sistema SPE. f, canal de procesamiento de imágenes. g,h, Imágenes de referencia de intensidad obtenidas a partir de imágenes SPE de un objetivo negativo de la USAF de 1951 en los modos de despolarización (dep) (g) y retardo (ret) (h). i, Las funciones de dispersión de una cuadrícula de tres líneas en el objetivo extraídas de la línea horizontal roja en g y la línea horizontal azul en h.

Datos fuente

Con iluminación polarizada circularmente, el retardo lineal del tejido y la despolarización circular se pueden obtener a partir de operaciones aritméticas eficientes en el vector de Stokes (con cuatro elementos S0, S1, S2 y S3) de la luz retrodispersada33,34,35,36. Por lo tanto, el sistema SPE utiliza polarización circular para la iluminación, generada por el accesorio de la punta endoscópica (Fig. 1d). Sin embargo, los canales de imágenes de los endoscopios rígidos de rutina tienen propiedades de polarización intrínsecas que distorsionan el estado de polarización de la luz incidente25,37,38, impidiendo el análisis del estado de polarización en el extremo proximal de un endoscopio rígido, mientras que la miniaturización de un analizador del estado de polarización en el extremo distal El final del alcance impone una restricción de tamaño desafiante. En su lugar, obtuvimos un endoscopio con un canal de imágenes que mantiene la polarización total (la diatenuación, la despolarización y el retardo están cerca de 0, Fig. 1e; su imagen de matriz de Mueller está disponible en la Fig. 1 complementaria) que permitió de manera efectiva el análisis del estado de polarización sin una restricción estricta de tamaño. en el extremo proximal del endoscopio.

Para permitir la obtención de imágenes instantáneas, incorporamos un diseño de modo de imagen dual para permitir que el sistema SPE funcione individualmente en modo de retardo o despolarización. Un elemento clave que permite este diseño es un sensor de imagen polarimétrico lineal de división de plano focal (DoFP-LP) (Fig. 1a), un dispositivo disponible comercialmente que incorpora una serie de polarizadores microlineales hechos de nanocables de aluminio. rejillas en la parte superior de la matriz de fotodiodos, lo que permite analizar los estados de polarización lineal en una sola instantánea. En el modo de despolarización, se coloca una placa de cuarto de onda prealineada entre la cámara DoFP-LP y el ocular del endoscopio rígido para que se puedan obtener S0 y S3 en una sola instantánea para la reconstrucción simultánea de las imágenes de intensidad radiométrica insensibles a la despolarización y la polarización. En el modo de retardo, la placa de ondas se retira para registrar S0, S1 y S2 en una instantánea para la recuperación simultánea del retardo y las imágenes de intensidad radiométrica insensibles a la polarización (para obtener una descripción completa, consulte Métodos). El modo se puede cambiar en menos de 5 s colocando/quitando la placa de ondas. La imagen de intensidad radiométrica insensible a la polarización obtenida del SPE es equivalente a la adquirida con imágenes monocromáticas convencionales, que por lo tanto sirve como una "referencia de intensidad" importante para guiar la manipulación intraoperatoria del SPE e interpretar las imágenes de despolarización o retardo reconstruidas.

Para mostrar las imágenes reconstruidas en tiempo real, desarrollamos una canalización para procesar los datos de salida del SPE (Fig. 1f). Esto incluyó la corrección polarimétrica para abordar la falta de homogeneidad de los micropolarizadores del DoFP-LP, la eliminación del mosaico para reconstruir cuatro subimágenes de polarización lineal a partir de la matriz de micropolarizadores entrelazados y la reconstrucción de la imagen de retardo o despolarización junto con su imagen de referencia de intensidad. (Métodos). La imagen de referencia de intensidad puede someterse a corrección gamma y nitidez opcionales para mejorar la visibilidad.

El sistema SPE diseñado tiene una resolución digital de 1.384 × 1.208 píxeles y una velocidad de fotogramas de 9,5 fps, con un tiempo de exposición de 53,3 ms y un tiempo de procesamiento de 52,0 ms por fotograma para los experimentos in vivo. Si el procesamiento no se implementa en línea, la velocidad de fotogramas máxima del sistema SPE es de hasta 35 fps con un tiempo de exposición de 28,6 ms. El sistema SPE tiene un campo de visión endoscópico circular estándar con un ángulo de visión de 104°. La resolución óptica para ambos modos fue de 10,10 lp mm-1 caracterizada con un objetivo negativo de la USAF de 1951 a 1 cm de distancia de la punta del endoscopio (Fig. 1g, h). La función de dispersión de una cuadrícula de tres líneas en el objetivo se muestra en la Fig. 1i.

Validamos el sistema SPE obteniendo imágenes de tejidos biológicos fantasmas con características de polarización conocidas. El papel blanco es un objetivo homogéneo muy disperso con una fuerte despolarización y un retardo mínimo24, como lo revela la SPE (Fig. 2a). De manera similar, la piel está muy dispersa con una fuerte despolarización y un retardo débil33, como lo demuestran las imágenes de la piel del brazo de un voluntario in vivo con SPE (Fig. 2b). Las estructuras de la superficie de la piel se mejoraron mediante imágenes de despolarización SPE, de acuerdo con estudios previos33,39,40.

a, Imagen de un objetivo de dispersión homogéneo (papel blanco). El SPE reveló la alta despolarización esperada y el bajo retardo. Las regiones mostradas en verde (marcadas con indicadores de flechas verdes) indican subexposición o sobreexposición y no eran válidas. b, Imagen de la piel de un voluntario, que era altamente despolarizante y débilmente retardante. Las imágenes de despolarización muestran un contraste mejorado de la estructura de la superficie en comparación con su referencia de intensidad, visible en las regiones ampliadas. c, Imagen de un fantasma coronado por una película retardadora en forma de M. d, Perfiles de retardo y referencia de intensidad correspondientes a las líneas azules en c. e, contraste RMS en retardo, tono y saturación entre el objetivo retardante (cuadrados 1, 3 y 5) y el fondo no retardante (cuadrados 2 y 4) en c. f,g, Imágenes del área del vestíbulo oral de un voluntario sin tensión (f) y con tensión (g). h, Cambio de las propiedades de retardo dentro del vestíbulo oral y la encía representado por ROI 1 y ROI 2 respectivamente en el proceso de estiramiento de labios registrado en nueve fotogramas consecutivos. i, Cambio de las propiedades de despolarización dentro del vestíbulo oral y la encía representado por ROI 3 y ROI 4 respectivamente en el proceso de estiramiento de labios registrado en nueve fotogramas consecutivos. Los datos en hyi se presentan como media ± desviación estándar de los valores de píxeles en las regiones de interés. Consulte los vídeos complementarios 1 y 2 para ver todo el proceso con el campo de visión completo.

Datos fuente

Para comparar las imágenes de retardo de SPE, se construyó un fantasma de tejido con dos capas (Métodos). Su capa superior consistía en un objetivo retardador en forma de M para imitar las estructuras retardantes de los tejidos biológicos cerca de la superficie. Su capa inferior era un medio de dispersión no retardante. Aunque apenas perceptible en la fotografía en color y en la imagen de referencia de intensidad, el objetivo se distinguió del fondo durante la imagen de retardo SPE (Fig. 2c). El perfil de intensidad alrededor del objetivo era un arco suave, mientras que el perfil de retardo reveló pasos bruscos que resaltaban distintas propiedades de retardo entre el objetivo y el fondo (Fig. 2d). El contraste cuadrático medio (RMS) (Métodos) entre el objetivo (cuadrados 1, 3 y 5) y el fondo (cuadrados 2 y 4) se calculó para las imágenes de retardo y color (tono y saturación), respectivamente. El contraste de retardo revelado por SPE es aproximadamente dos órdenes de magnitud mayor que el de las imágenes en color convencionales (Fig. 2e). El objetivo que tiene propiedades de despolarización similares a las del fondo mostró un valor de despolarización ligeramente mayor durante la obtención de imágenes de despolarización SPE (Figura complementaria 3). Esto debería surgir de la ecuación utilizada para la reconstrucción de imágenes de despolarización (ecuación (4) en Métodos), que subestima el grado de polarización de la luz que emerge de los objetos retardadores, lo que resulta en una ligera sobreestimación de la despolarización.

Para evaluar la capacidad de SPE para trabajar con un objetivo no estacionario in vivo, tomamos imágenes consecutivas del vestíbulo oral de un voluntario durante el estiramiento manual del labio inferior (Videos complementarios 1 y 2). Antes de aplicar la tensión (Fig. 2f), en comparación con las imágenes en color, la SPE reveló además que el rico tejido conectivo del vestíbulo era más retardante que la encía, y la encía era más despolarizante que los incisivos, mientras que el vestíbulo tenía una influencia espacial. despolarización variable. Con la tensión aplicada (Fig. 2g), la SPE detectó además (1) un aumento en el retraso del vestíbulo estirado, lo que sugirió una mejor alineación del tejido conectivo inducido por la tensión creciente25,41,42; (2) no hubo variación en el retardo de la encía, ya que la tensión inducida al estirar el labio no se transmitió a la encía donde no se observó deformación ni desplazamiento del tejido; (3) la despolarización del vestíbulo oral y la encía permaneció esencialmente igual. SPE puede monitorear los cambios continuos en las propiedades de polarización durante este proceso debido a su capacidad en tiempo real. Mediante el seguimiento de cuatro regiones representativas en nueve fotogramas SPE consecutivos (región de interés (ROI) 1, vestíbulo; ROI 2, encía en modo de retardo; ROI 3, vestíbulo; ROI 4, encía en modo de despolarización; para obtener más detalles, consulte la figura complementaria 4 ), SPE mostró que el retardo en el vestíbulo aumentaba continuamente mientras se estiraba el labio, y luego se estabilizaba después de que la tensión alcanzaba el máximo (el estrés no podía aumentar más sin causar malestar), y también reveló que el retardo en la encía y el la despolarización en ambas áreas se mantuvo constante durante todo el proceso (Fig. 2h, i). Cabe señalar que la forma de la superficie del tejido del vestíbulo analizado aquí estuvo determinada principalmente por su sustrato rígido debajo (hueso y raíz del diente) que era localmente plano y no cambió mucho en el proceso de estiramiento (para más detalles, consulte la Figura complementaria 5). ). Este experimento demostró la prueba de concepto de imágenes SPE de un objetivo no estacionario in vivo.

Para evaluar el papel potencial de la SPE en la cirugía del cáncer de laringe, realizamos imágenes intraoperatorias in vivo utilizando SPE en un paciente que requirió una cirugía de laringectomía total de rutina para extirpar el tumor transglótico de la hemilaringe izquierda (carcinoma de células escamosas (SCC), comprobado mediante endoscopia de rutina). y biopsia antes de la cirugía). El flujo de trabajo quirúrgico se modificó ligeramente para la SPE intraoperatoria (consulte Métodos sobre ética y flujo de trabajo).

La WLE ilustró que el área hemisupraglótica izquierda mostraba una pérdida de regularidad en la forma de la superficie y asimetría con respecto a la contraparte normal derecha (Fig. 3a). El carcinoma en el área hemisupraglótica izquierda que linda con el tubo endotraqueal era llamativo debido a una apariencia de color rojo más pálido o más oscuro que el tejido normal de color rosa claro. Sin embargo, la cuerda vocal izquierda (que se demostró cancerosa después de la operación) no mostró un contraste notable de color y textura con respecto a la cuerda vocal derecha normal, y ambas presentaron un color rosa claro similar. Este es un ejemplo típico donde la apariencia del color/textura manifestada por el WLE resulta en dificultad para diferenciar patologías.

a, Laringe fotografiada con WLE: 1, glotis (cuerdas vocales); 2, supraglotis; 3, comisura anterior. b,c, Retardo y su imagen de intensidad-referencia de la laringe. d,e, Despolarización y su imagen de intensidad-referencia de la laringe. f, imágenes ampliadas de las cuerdas vocales cancerosas y normales (para las de la supraglotis, consulte la figura complementaria 6). g – h, valores de retardo y despolarización dentro de la cuerda vocal (VC) normal y cancerosa y la supraglotis normal y cancerosa. En los diagramas de caja, la línea central roja indica el valor mediano y el cuadro azul muestra los percentiles 25 y 75 del conjunto de datos. Los bigotes negros marcan el mínimo y el máximo no atípicos. Los valores de p se calcularon mediante una prueba U de Mann-Whitney bilateral para la comparación de dos grupos. i, contraste RMS entre las cuerdas vocales cancerosas y normales en términos de retardo y despolarización revelados por el SPE y tono y saturación mostrados en WLE. Para obtener imágenes SPE consecutivas de este caso, consulte los videos complementarios 3 y 4.

Datos fuente

El SPE reveló que las lesiones en el área hemisupraglótica izquierda presentaban pérdida de retardo en comparación con el área supraglótica derecha (Fig. 3b, cy Video complementario 3). El mismo aspecto también se pudo observar claramente en las zonas glóticas: la izquierda retrasaba menos que la derecha. El SPE también ilustró que la despolarización del área de la supraglotis cancerosa izquierda fue notablemente más débil que la derecha normal (Fig. 3d, ey Video complementario 4). La cuerda vocal derecha normal presentó la mayor despolarización en la laringe, en contraste con la contraparte izquierda cancerosa con una despolarización moderada. La diferencia de los valores de retardo y despolarización para las lesiones cancerosas y el tejido normal en la laringe es estadísticamente significativa (P <0,001, prueba U de Mann-Whitney bilateral; para más detalles, consulte Métodos) (Fig. 3g, h). Tenga en cuenta que algo de sangre que se absorbe fuertemente reapareció en la superficie del tejido durante la endoscopia polarimétrica, lo que resultó en regiones subexpuestas en las imágenes SPE. Los fuertes reflejos especulares de las superficies lisas de los tejidos también causaron regiones sobreexpuestas/saturadas de píxeles. Estas regiones se representaron en verde en las figuras 3b-e y se excluyeron del análisis. Para dilucidar el contraste complementario que puede proporcionar la SPE, el área glótica se segmentó y magnificó en la Fig. 3f. El contraste RMS entre las cuerdas vocales cancerosas (izquierda) y normales (derecha) proporcionado por SPE es aproximadamente un orden de magnitud mayor que el presentado por WLE (Fig. 3h). Se descubrió que las firmas polarimétricas de la laringe normal y del tejido canceroso son diferentes y el SPE puede diferenciar el cáncer que no es fácilmente identificable en WLE.

Para validar el contraste observado durante las imágenes SPE in vivo, tomamos imágenes de la laringe extirpada sin fijar (Fig. 4a) con un polarímetro de matriz de Mueller inmediatamente después de la cirugía de laringectomía y antes de la histopatología. Luego se reconstruyeron las imágenes de retardo y despolarización a partir de la imagen de matriz de Mueller (Métodos). La imagen en color etiquetada con los resultados de la histopatología (Fig. 4b) mostró que la mayor parte de la lesión de masa cancerosa demostraba un color más pálido o más rojo que el tejido rosa claro normal. Sin embargo, algunas regiones de color rosa claro fueron diagnosticadas como cancerosas, por ejemplo, la ROI 3 dentro del área de la cuerda vocal izquierda diagnosticada como cancerosa (displasia de bajo grado que se extiende por los conductos, un tipo de precáncer) y las ROI 6 y 7 en la subglotis diagnosticadas. como canceroso (displasia de alto grado, un tipo de precáncer). Las imágenes reconstruidas de retardo y despolarización revelaron una buena concordancia con los resultados in vivo, a saber, que: (1) las lesiones cancerosas en todas las partes de la laringe eran de bajo retardo y baja despolarización en general; (2) las cuerdas vocales normales y la subglotis de la derecha estaban fuertemente retardadas y despolarizantes, en contraste con las regiones cancerosas; (3) la cuerda vocal normal de la derecha presentó la mayor despolarización en la laringe (Fig. 4c, d). Aquellas lesiones cancerosas que no manifestaron un color anormal como las ROI 3, 6 y 7 mostraron un retardo más débil y una despolarización más baja en general que lo normal, proporcionando pistas útiles para detectar las patologías.

a, Foto de la laringe extirpada dividida en la línea media posterior y abierta. La fotografía se tomó inmediatamente después de la desvascularización y antes de la fijación con formalina. b – d, imágenes de luz blanca, retardo y despolarización circular (obtenidas de polarimetría de Mueller), respectivamente, del área encerrada por el cuadro negro en a, etiquetadas con los resultados del diagnóstico de histopatología a lo largo de tres líneas dentro de supraglotis (b), glotis (c) y subglotis (d). Barra de escala, 5 mm. e – g, clasificación de patología tisular basada en una máquina de vectores de soporte utilizando información de color, información polarimétrica obtenida de la polarimetría de Mueller y la polarimetría parcial de Stokes, respectivamente, para 66 regiones separadas a lo largo de las tres líneas en b – d. h, rendimiento de clasificación medido por el AUC de las curvas ROC (para todas las curvas ROC involucradas aquí, consulte las figuras complementarias 8 y 9) utilizando información de color, retardo (Ret) y despolarización (Dep) únicamente, utilizando tanto retardo como despolarización (Ret + Dep) y utilizándolos todos (joint) en conjunto obtenidos de polarimetría de Mueller (izquierda) y polarimetría parcial de Stokes (derecha), respectivamente. i – x, microscopía de luz blanca y microscopía de polarización de los cortes transversales de tejido de la laringe en las regiones de interés 1 a 8 etiquetadas en b – d. i – x tienen la misma barra de escala (100 μm) etiquetada en i. EP, epitelio; GL, glándulas; BV, vasos sanguíneos. RDI 1: SCC; ROI 2, 5 y 8: normal representado por N; ROI 3: displasia de bajo grado que se extiende al conducto (LGD); ROI 4 es carcinoma con una superficie displásica gruesa de alto grado (HGD-S); ROI 6 es displasia de alto grado (DAG); El ROI 7 debajo de la línea discontinua también es displasia de alto grado (DAG), encima de la línea discontinua hay un área de transición de displasia a normal. y, distribución de retardadores de tejido a lo largo de la dirección axial para ROI 1–8 en i–x. Para las regiones de tejido normal (ROI 2, 5 y 8), los índices de retardo (métodos) son pequeños a una profundidad de 0 a 50 μm donde se ubica el epitelio y aumentan sustancialmente desde 100 μm por debajo de donde se ubica LP. Los índices de retardo para las regiones cancerosas, incluidas las displásicas (ROI 1, 3, 4, 6 y 7), son constantemente pequeños en una profundidad de 0 a 300 μm.

Datos fuente

Para evaluar la capacidad de las imágenes con luz blanca y las imágenes polarimétricas para diferenciar lesiones cancerosas (incluidas lesiones precancerosas como la displasia y el cáncer invasivo como el CCE) del tejido normal, se realizó una clasificación lineal binaria de patologías tisulares basada en una máquina de vectores de soporte utilizando información de color, retardo y despolarización (Fig. 4e-g) obtenida de la polarimetría de Mueller y la polarimetría parcial de Stokes tal como se usa para SPE en 66 regiones independientes dentro de la supraglotis, glotis y subglotis, respectivamente (Fig. 4b-d), y la histopatología proporciona un estándar (66 regiones cubrieron todas las áreas a lo largo de las tres líneas en las figuras 4b-d donde se prepararon cortes de tejido transversales para histopatología; para obtener más detalles, consulte Métodos). Las imágenes de retardo y despolarización reconstruidas a partir de la polarimetría parcial de Stokes se muestran en la figura complementaria 7. Los valores del área bajo la curva (AUC) de las curvas de características operativas del receptor (ROC) indican que el rendimiento de la clasificación basado en la polarimetría de Mueller está determinado principalmente por el retardo en lugar de despolarización; La información del color puede ser beneficiosa para complementar las imágenes polarimétricas y mejorar el rendimiento de la clasificación (Fig. 4h). Para la clasificación basada en la polarimetría parcial de Stokes, se encontró que usar retardo y despolarización juntos es mejor que usarlos individualmente; el mejor rendimiento se logra combinando información polarimétrica y de color. La clasificación basada en la polarimetría parcial de Stokes tuvo un rendimiento ligeramente inferior a la basada en la polarimetría de Mueller, como se esperaba. Como complemento a la WLE estándar de atención (sensibilidad y especificidad de 86% y 77%, respectivamente), el método de polarimetría propuesto puede aumentar los valores de sensibilidad y especificidad a 93% y 85%, respectivamente (para más detalles, ver las Figs. 8 y 9).

Para investigar el origen del contraste de retardo demostrado en las imágenes polarimétricas, utilizamos microscopía de polarización para obtener imágenes de cortes transversales de tejido de la laringe teñidos con hematoxilina y eosina (H&E) cerca de las regiones de interés 1 a 8 (Fig. 4i – x). Las composiciones retardantes en cortes de tejido muestran un color dorado brillante o verde oscuro único bajo microscopía de polarización, lo que resulta en un contraste notable43,44. El epitelio, incluido el revestimiento de la superficie normal de la laringe, así como el conducto de las glándulas de la laringe, tenía un retardo débil, como lo reveló el microscopio de polarización, mientras que la lámina propia (LP), una capa gruesa de tejido conectivo debajo del epitelio que consiste en una estructura bien estructurada. Red de fibrillas de colágeno: fuerte retardo manifestado (Fig. 4o, r, x). Para los tejidos de laringe normales, el epitelio era delgado (de 50 a 100 μm de espesor con alrededor de cinco a diez capas de células) y liso45. En las imágenes polarimétricas, el epitelio despolariza ligeramente la luz incidente y una porción sustancial permanece polarizada circularmente cuando llega al LP. El LP retardador convierte el estado de polarización de esta porción de circular a elíptico y lineal durante el tránsito y la dispersión dentro del LP. Luego, el epitelio delgado despolariza ligeramente la luz retropropagada antes de que emerja de la superficie del tejido. Como resultado, la luz emergente contiene un componente considerable de polarización lineal, razón por la cual el tejido laríngeo normal presenta un alto retardo en las imágenes polarimétricas de campo amplio.

Sin embargo, en las regiones cancerosas con cáncer invasivo, la proliferación incontrolada de células cancerosas alteró la arquitectura del tejido normal al destruir la estructura del epitelio e invadir el LP. La microscopía de polarización reveló que las fibrillas retardadoras dentro de varios cientos de micrones de la superficie del tejido fueron reemplazadas por SCC débilmente retardante (ROI 1, Fig. 4n) o SCC superpuesto con una superficie displásica de alto grado no retardante (ROI 4, Fig. 4q; la superficie displásica tenía un espesor de aproximadamente 700 µm). En las regiones con precáncer (ROI 6 y 7, Fig. 4v, w), el epitelio débilmente retardante se engrosó (el espesor del epitelio es de aproximadamente 400 μm en el ROI 6 y de 250 a 300 μm en el ROI 7, en comparación con 50 –100 μm para las regiones de interés 2, 5 y 8), como resultado de una proliferación anormal de las células epiteliales. Aunque el LP retardador permanece intacto, se ubica más lejos de la superficie del tejido. En consecuencia, para las lesiones cancerosas (displasia y CCE), hay una falta de estructuras retardantes cerca de la superficie del tejido, a diferencia de los tejidos normales (Fig. 4y).

El origen del contraste de despolarización se ha considerado en estudios previos sobre imágenes polarimétricas20,21,22,46,47,48,49 y espectroscopia de dispersión de luz polarizada50,51,52 de medios de dispersión. Se informó que el colon y el cuello uterino humanos cancerosos demostraron una despolarización más débil de lo normal20,46,53,54, lo que coincide con los resultados de laringe in vivo y ex vivo. Una despolarización más débil surge principalmente del aumento de la absorción debido a la vascularización mejorada del tumor (vascularización mejorada cerca de la superficie del tejido observada en la Fig. 4i, k) y la reducción de la dispersión debido a la destrucción de las arquitecturas del tejido normal, como se informa en las referencias. 46,54,55,56. La pérdida de retardo cerca de la superficie del tejido también contribuye a una reducción de la despolarización en las regiones cancerosas.

Los resultados de la microscopía concuerdan bien con las observaciones de las imágenes polarimétricas de campo amplio de que las lesiones cancerosas demostraron consistentemente un menor retardo y una despolarización más débil que los tejidos normales y sugieren que el contraste de polarización proporcionado por la SPE surge de los cambios en las arquitecturas tisulares que acompañan al desarrollo del cáncer de laringe. .

Para evaluar más a fondo la reproducibilidad de la SPE para diferenciar patologías basadas en el contraste que surgen de los cambios en la arquitectura del tejido, probamos más a fondo la SPE en un paciente que requería cirugía láser transoral de rutina para extirpar una lesión del CCE de la glótica izquierda. El flujo de trabajo clínico se ajustó como en el caso de laringectomía, mediante el cual la SPE se probó después de la anestesia de rutina para la ventilación con chorro infraglótico y la inspección WLE, y antes de la cirugía con láser transoral de rutina. Aunque se puede observar una ligera asimetría con WLE (Fig. 5a), WLE no reveló un contraste notable de color y textura entre la cuerda vocal anterior izquierda (SCC comprobado por biopsia y patología quirúrgica) y la contraparte normal de la derecha. La SPE reveló una lesión sospechosa en la cuerda vocal anterior izquierda que se retrasaba débilmente con una apariencia moteada oscura en la imagen de retardo, en comparación con la derecha (Fig. 5b, c y video complementario 4). Esto concuerda con la pérdida de retardo por cáncer observada en el caso de laringectomía. La cuerda vocal anterior de la izquierda también presentó una despolarización menor, en comparación con la cuerda vocal derecha que era altamente despolarizante (Fig. 5d, e y Video complementario 5). Las cuerdas vocales anteriores bajo las diferentes modalidades se han segmentado y ampliado en la Fig. 5f. Las propiedades de despolarización asociadas con las cuerdas vocales anteriores normales y cancerosas fueron totalmente consistentes con la evaluación del caso de laringectomía. La diferencia de los valores de retardo y despolarización para las cuerdas vocales anteriores cancerosas y normales es estadísticamente significativa (P <0,001, prueba U de Mann-Whitney bilateral) (Fig. 5g, h). El contraste RMS entre la cuerda vocal anterior cancerosa y la contraparte normal proporcionada por SPE es mucho mayor que el presentado por WLE (Fig. 5i). La microscopía de polarización posoperatoria confirmó que la cuerda vocal anterior cancerosa tampoco tenía LP cerca de la superficie del tejido, asociado con la pérdida de composiciones retardantes (Fig. 5j, k), nuevamente consistente con el caso de laringectomía. Las cuerdas vocales posteriores mostraron una buena simetría de forma y un color, retardo y apariencia de despolarización similares mediante WLE y SPE, lo que implica un consenso hacia el estado normal de las cuerdas vocales posteriores.

a, Laringe fotografiada con WLE: 1, cuerdas vocales anteriores; 2, cuerdas vocales posteriores. b,c, Retardo (b) y su imagen de referencia de intensidad (c) de la laringe. d,e, Despolarización (d) y su imagen de referencia de intensidad (e) de la laringe. f, Imágenes ampliadas de las cuerdas vocales anteriores cancerosas y normales. g,h, valores de retardo (g) y despolarización (h) dentro de la cuerda vocal anterior cancerosa y normal. En los diagramas de caja, la línea central roja indica el valor mediano y el cuadro azul muestra los percentiles 25 y 75 del conjunto de datos. Los bigotes negros marcan el mínimo y el máximo no atípicos. Los valores de p se calcularon mediante una prueba U de Mann-Whitney bilateral para la comparación de dos grupos. i, contraste RMS entre las cuerdas vocales anteriores cancerosas y normales en términos de retardo y despolarización revelados por el SPE y tono y saturación mostrados en WLE. j, k, microscopía de luz blanca (j) y microscopía de polarización (k) de los cortes de tejido de la cuerda vocal anterior izquierda diagnosticados como cancerosos (SCC). Barra de escala, 100 μm. Para obtener imágenes SPE consecutivas de este caso, consulte los videos complementarios 5 y 6.

Datos fuente

La endoscopia quirúrgica juega un papel importante en los procedimientos mínimamente invasivos para el cáncer de laringe. Los cirujanos confían en la WLE estándar porque proporciona una gran cantidad de información sobre el color y la superficie de las lesiones y el escenario quirúrgico. Sin embargo, la WLE es propensa a tener limitaciones para diferenciar aquellas lesiones sin apariencia de color anormal o regularidad de superficie, lo que puede resultar en una selección inapropiada de las áreas de biopsia o en una resección subtotal o innecesaria. Aquí presentamos una demostración de SPE en un entorno clínico aprovechando la polarimetría para explotar la información de la arquitectura del tejido. Mostramos cómo puede proporcionar un contraste polarimétrico no disponible en WLE para diferenciar mejor las lesiones cancerosas y precancerosas de laringe del tejido normal, y revelar el contraste que surge de los cambios en la arquitectura del tejido. La información de esta modalidad de imagen endoscópica adicional que complementa la WLE convencional puede mejorar la detección del cáncer de laringe intraoperatorio. Por lo tanto, puede brindar la oportunidad de garantizar una evaluación más confiable de las patologías tisulares, una guía intraoperatoria más clara para la biopsia y la resección y una mejor atención quirúrgica de los tumores laríngeos. El SPE tiene ventajas únicas en comparación con otras técnicas endoscópicas emergentes muy prometedoras para la detección del cáncer, como la tomografía endoscópica de coherencia óptica, la endomicroscopía confocal de fluorescencia, la endomicroscopía no lineal y la espectroscopia de dispersión, que requieren un escaneo espacial ad hoc adicional para formar una imagen de campo amplio, e implican largos tiempos de adquisición para lograr alta definición o la adquisición de un campo de imagen que es diferente de la vista WLE estándar. El registro de la información extraída con WLE convencional y visión humana es un desafío, pero es necesario para que los cirujanos puedan percibir y localizar las lesiones simultáneamente. SPE tiene un amplio campo de visión y alta resolución, equivalente a WLE convencional y a la visión humana, además de rendimiento en tiempo real. Estas características de SPE pueden garantizar una calidad de imagen razonablemente buena cuando se trata de escenas quirúrgicas que involucran múltiples objetos en movimiento y deformación donde la compleja coordinación mano-ojo del cirujano es esencial. Además, SPE puede proporcionar imágenes monocromáticas de referencia de intensidad que pueden facilitar la interpretación de las imágenes polarimétricas reconstruidas. Además, el contraste proporcionado por la SPE surge de la mutación intrínseca de las arquitecturas tisulares durante la patogénesis del cáncer. La naturaleza sin etiquetas de la técnica hace que sea más sencilla de integrar en los flujos de trabajo quirúrgicos existentes y de que sea aceptada desde el punto de vista normativo y de seguridad. Finalmente, SPE no requiere fuentes de luz o componentes costosos, con un costo adicional insignificante en comparación con WLE (tenga en cuenta que el costo de los sensores de imagen DoFP-LP es el mismo que el de los sensores de imagen normales en producción en volumen).

Observamos las siguientes limitaciones que surgen del hecho de que este presente estudio proporciona evidencia de prueba de concepto para SPE. En primer lugar, empleamos un enfoque simplificado para reconstruir el retardo y la despolarización a partir de la polarimetría parcial de Stokes. Este enfoque es pragmático pero no tan riguroso como la polarimetría de Mueller. Por ejemplo, en el modo de despolarización se pueden detectar objetivos con un alto retardo, como se desprende del experimento fantasma. Dado que la información útil representada por el contraste entre diferentes patologías tisulares existe originalmente en las imágenes polarimétricas parciales de Stokes adquiridas, este enfoque simplificado es viable para visualizar esa información de una manera físicamente más significativa. En cuanto a las imágenes en color con una cámara RGB (o a simple vista), también hay superposiciones entre los canales de color rojo, verde y azul en el dominio de la longitud de onda, aunque siguen siendo suficientes para aplicaciones del mundo real. Distinguir rigurosamente la información de diferentes canales es una característica "agradable de tener" (en lugar de una característica "imprescindible").

En segundo lugar, existe un límite en la profundidad del tejido a través del cual la luz permanece polarizada, y se puede implicar que el contraste SPE surge principalmente de los cambios dentro de un par de cientos de micrones de la superficie del tejido. Una caracterización integral de los tumores en etapa tardía y las lesiones metastásicas ubicadas más allá de esta profundidad del tejido está más allá de la capacidad de la SPE por sí sola. Puede ser necesaria una endoscopia multimodal que integre tecnología con una profundidad de penetración más profunda pero una resolución más baja, como la ecografía endoscópica. Sin embargo, observamos que el volumen de tejido superficial es donde se ubican los cánceres epiteliales, incluidos los tumores de laringe, en una etapa cancerosa o precancerosa temprana. Estas lesiones son propensas a cambios de color muy sutiles y, por lo tanto, es importante detectarlas con una modalidad de imagen complementaria como la SPE.

Finalmente, como muchas técnicas de imágenes biofotónicas, la forma de la superficie del tejido puede afectar los valores polarimétricos proporcionados por la SPE. Evaluamos el impacto de la forma en los valores polarimétricos adquiridos con SPE (Figuras complementarias 10 a 12) y descubrimos que no afecta el reconocimiento del contraste polarimétrico observado en las imágenes de SPE. En la práctica, los valores polarimétricos no son la única indicación para la clasificación de tejidos. Por ejemplo, la simetría de la estructura anatómica izquierda-derecha (tanto en WLE como en SPE) también es importante ya que las áreas cancerosas pueden romper la simetría y son fáciles de identificar por los cirujanos. Es importante abordar con SPE los cánceres sin cambios de forma evidentes o asimetría bajo WLE y, como resultado, la forma no es necesariamente una variable que deba controlarse y no impedirá que la SPE se utilice para la clasificación de tejidos.

En este estudio, inscribimos a dos pacientes voluntarios para evaluar la prueba de concepto de SPE. Aunque su número fue limitado debido al reclutamiento y las limitaciones de tiempo, los casos de laringectomía pudieron permitir una investigación inicial exhaustiva y una validación de la técnica debido a los diferentes campos de imagen y perspectivas que se pudieron capturar. Sería posible lograr una cohorte más grande de pacientes involucrando a más centros médicos, duplicando el dispositivo SPE, brindando capacitación esencial sobre cómo operar y esterilizar/reutilizar el dispositivo e interpretar las imágenes polarimétricas obtenidas, y consiguiendo la cooperación de equipos quirúrgicos, patólogos y esterilizadores. departamentos de servicio.

El SPE que describimos aquí implica un endoscopio que mantiene la polarización. La mayoría de los endoscopios rígidos disponibles comercialmente no mantienen normalmente la polarización debido a los materiales birrefringentes empleados en el canal de imágenes. Por ejemplo, los endoscopios rígidos de Karl Storz (una marca líder en el mercado de endoscopios rígidos) tienen un fuerte retardo que varía en todo el campo de visión y surge de la ventana protectora de zafiro en el extremo distal del endoscopio. En un estudio a mayor escala y una traducción clínica, esto podría reemplazarse por un material no birrefringente como el diamante, de modo que se puedan obtener endoscopios rígidos que mantengan la polarización de manera confiable. Otra vía es realizar imágenes polarimétricas de Stokes instantáneas completas en lugar de polarimetría de Stokes parcial con un endoscopio típico sin mantenimiento de polarización. En teoría, siempre que la imagen de la matriz de Mueller del endoscopio rígido no esté degenerada (e idealmente con una despolarización y diatenuación insignificantes) e invariante con la distancia de trabajo, su inversa podría multiplicarse posteriormente por las mediciones de Stokes realizadas en el extremo proximal para recuperar el estado de polarización en la punta distal. Nuestra prueba preliminar confirmó que esta propuesta también es viable.

Dado que el uso conjunto de información polarimétrica y de color puede producir un mejor rendimiento, sería valioso integrar estas dos modalidades en un solo dispositivo. Un dispositivo de este tipo se puede obtener actualizando el actual sensor de imagen monocromático DoFP-LP a su versión en color que está disponible comercialmente recientemente, así como utilizando una fuente de luz de endoscopio con un filtro de banda estrecha extraíble (luz de banda estrecha para imágenes polarimétricas y luz de banda ancha). para imágenes con luz blanca). El cambio entre SPE y WLE se puede lograr simplemente controlando el filtro de banda estrecha en la fuente de luz.

En resumen, hemos demostrado que la SPE es una técnica de imágenes endoscópicas de alta definición, de campo amplio, sin etiquetas, sin contacto y en tiempo real que puede ayudar en la detección intraoperatoria del cáncer de laringe. Nuestro estudio también muestra el potencial traslacional y la practicidad de la SPE durante la obtención de imágenes quirúrgicas in vivo. Creemos que la SPE es prometedora como método complementario eficaz a la WLE estándar de atención. La combinación de SPE y WLE de rutina podría abrir oportunidades para mejorar la atención quirúrgica de los tumores laríngeos.

Todo el sistema SPE consta de cinco módulos:

Endoscopio rígido. Se utilizó como dispositivo de imagen principal un endoscopio rígido comercial aprobado por la Conformidad Europea (CE) con canales de iluminación e imágenes incorporados (COMEG, 6 mm de diámetro, ángulo de visión de 0°). El canal de imágenes de 4 mm de diámetro mantiene la polarización, mientras que el canal de iluminación utiliza un haz de fibra óptica totalmente despolarizante que se distribuye alrededor de un patrón periférico en forma de anillo en la punta.

Accesorio de punta polarizadora endoscópica. Éste sostenía una placa polarizadora circular en forma de anillo sobre el canal de iluminación en el extremo distal del endoscopio para polarizar la luz de iluminación. Los parámetros de Stokes de la luz de iluminación fueron 1.000, −0.002, 0.028 y 0.999 caracterizados por un polarímetro de Stokes calibrado. El soporte desechable (8 mm de diámetro exterior, 1 cm de largo) se imprimió en 3D, como se muestra en la Fig. 1d. Puede miniaturizarse si se utilizan máquinas herramienta tradicionales y materiales de alta resistencia como el metal para reducir el diámetro y el diseño sobresaliente. Alternativamente, se puede fabricar una funda de endoscopio para montar la placa polarizadora dentro de la punta distal de la funda.

Generador de imágenes que analiza el estado de polarización. El generador de imágenes constaba de una cámara DoFP-LP (PolarCam, 4D Technology) y una placa de cuarto de onda extraíble (WP140HE, Edmund Optics) en una montura de liberación rápida (QRC1A, Thorlabs). La cámara DoFP-LP se montó en una plataforma de rotación ajustable con mecanismo de bloqueo (CRM1/M, Thorlabs), de modo que el ángulo entre la cámara DoFP-LP y la placa de ondas se pudiera ajustar a 45° (paralelo al cuadrante superior derecho de cada superpíxel en la cámara DoFP-LP). Una lente de distancia focal de 50 mm sirvió como objetivo para el generador de imágenes. Su posición era ajustable y bloqueable entre la cámara polarimétrica y el ocular del endoscopio rígido para enfocar.

Fuente de luz del endoscopio. Se utilizó una lámpara (Lumen Pro 200, Prior Scientific) y un filtro de banda estrecha (FF01-543/22-25, Semrock) para proporcionar iluminación de banda estrecha para el endoscopio. La luz se entregó al puerto de luz del endoscopio a través de una guía de luz líquida. El espectro de longitud de onda emitido por el SPE se centró en 546 nm, según lo caracterizado por un espectrómetro (HR4000-UV-NIR, Ocean Optics; Figura complementaria 2). El flujo radiante de salida del SPE fue de 30 mW caracterizado por un medidor de potencia (FieldMaxII, Coherent).

Computadora y software. Se utilizó un programa LabVIEW personalizado ejecutado en una computadora portátil (Latitude 7480, Dell) para ejecutar el sistema SPE, leer y guardar los datos, aplicar la corrección polarimétrica de los datos de salida y reconstruir y mostrar el retardo y despolarización y sus referencias de intensidad.

Los módulos 1 y 2 se ensamblaron de forma segura antes de la cirugía y se enviaron a una empresa externa para su esterilización (proceso que cumple con ISO13485). El módulo 3 estaba conectado a los módulos 4 y 5 mediante un cable guía de luz líquida y un cable Ethernet antes de la cirugía. Cuando el equipo quirúrgico estuvo listo para tomar imágenes del paciente, los módulos 1 y 2 se desempaquetaron en el quirófano desde su almacenamiento estéril y se integraron rápidamente con el módulo 3. Tenga en cuenta que todos los módulos, excepto el módulo 2, se reutilizaron.

Los datos de salida de SPE se procesaron de la siguiente manera:

Corrección polarimétrica: las cámaras DoFP-LP incorporan una serie de polarizadores microlineales que consisten en una rejilla de nanocables de aluminio alineada a 90°, 45°, 135° y 0° en la parte superior de la matriz de fotodiodos. El ruido de patrón fijo que surge de la diatenuación variable de los polarizadores microlineales se calibró de acuerdo con la ref. 57. El resultado de la calibración es específico de la cámara, pero normalmente se realiza solo una vez para una cámara DoFP-LP en particular.

Eliminación de mosaicos: utilizamos interpolación bilineal para eliminar en mosaico los datos de la imagen polarimétrica corregida y generamos cuatro subimágenes de 1384 × 1208 píxeles I90, I45, I135 e I0, respectivamente.

Reconstrucción de imágenes polarimétricas parciales de Stokes:

Para el modo de retardo de SPE, se eliminó la placa de cuarto de onda en el módulo 3 para obtener los primeros tres elementos de los parámetros de Stokes S0, S1 y S2,

Para el modo de despolarización SPE, la placa de cuarto de onda de 45 ° se colocó en el módulo 3 y las subimágenes I0 e I90 corresponden efectivamente a las imágenes de luz polarizadas circularmente izquierda y derecha. Se obtuvieron el primer y cuarto elemento de los parámetros de Stokes S0 y S3,

Reconstrucción del retardo, despolarización y sus referencias de intensidad:

El método de reconstrucción se basó en la ref. 33. Los estudios polarimétricos de Mueller en tejidos indican que la despolarización y el retardo lineal son las principales características de polarización de interés y utilidad, y la magnitud de la diatenuación para la mayoría de los tipos de tejidos suele ser muy pequeña58,59, con sólo un pequeño número de excepciones. como los músculos esqueléticos y cardíacos60. Para tejidos con muy baja diatenuación como la laringe, el principal mecanismo para convertir la luz polarizada circular en lineal es el retardo tisular33,34,35,36,61. Dado que para la iluminación se utiliza luz totalmente polarizada circularmente, la magnitud del retardo Aδ está determinada por los componentes polarizados linealmente dentro de la luz emergente, presentados por el grado de polarización lineal de la luz emergente,

donde δL es el retardo de fase lineal (en radianes), y S0, S1 y S2 se obtienen de la ecuación (1). Aδ es una cantidad adimensional con valor mínimo 0 (sin retardo) y valor máximo 1 (altamente retardante), y se utilizó para reconstruir las imágenes de retardo. La imagen S0 generada a partir de la ecuación (1) sirve como imagen de referencia de intensidad para el modo de retardo del SPE.

La luz de iluminación polarizada circularmente puede mantener su polarización después de uno o un pequeño número de eventos de dispersión, mientras que la dispersión múltiple aleatoriza la polarización. Por tanto, la magnitud de la despolarización Adep se puede caracterizar por la proporción de luz retrodispersada polarizada aleatoriamente, de la siguiente manera

donde RP, PM y T se refieren a la intensidad de la luz polarizada aleatoriamente, que mantiene la polarización y la retrodispersión total, respectivamente. La ecuación (4) es efectivamente el complemento del grado de polarización circular de la luz emergente. Tenga en cuenta que la intensidad total y de mantenimiento de la polarización están dadas por el primer y cuarto elemento de los parámetros de Stokes S0 y S3 obtenidos de la ecuación (2), respectivamente. Adep es una cantidad adimensional con valor mínimo 0 (no despolarizante) y valor máximo 1 (totalmente despolarizante), y se utilizó para reconstruir las imágenes de despolarización. La imagen S0 generada a partir de la ecuación (2) es la imagen de referencia de intensidad para el modo de despolarización del SPE. Como Adep puede sobreestimar la despolarización para medios turbios fuertemente retardados, dado que la luz emergente puede contener componentes polarizados linealmente, RP puede ser ligeramente menor que T − PM en la ecuación (4).

Cabe señalar que el retardo y la despolarización obtenidos a partir de este enfoque simplificado basado en la polarimetría parcial de Stokes utilizada para SPE no es tan riguroso como el basado en la polarimetría de Mueller.

Procesamiento opcional de imagen de referencia de intensidad:

Las imágenes de referencia de intensidad pueden ser oscuras, especialmente en las zonas situadas en la periferia del campo visual, debido a una iluminación no homogénea del endoscopio, un ligero viñeteado y la presencia de objetos muy absorbentes como, por ejemplo, sangre, además de una potencia de iluminación generalmente menor del sistema SPE en comparación con con endoscopia estándar. Se podría aplicar una corrección gamma opcional a la imagen de referencia de intensidad según la ecuación (5) para mejorar la visibilidad de estas regiones.

S0_in y S0_out son la referencia de intensidad antes y después de la corrección gamma. Se utilizó un valor gamma de 1/2 para los resultados presentados en este trabajo. Para abordar la degradación del contraste de la imagen causada por la corrección gamma, las imágenes de referencia de intensidad se mejoraron con una función de nitidez de imagen incorporada (imsharpen) en MATLAB. Además, se detectaron áreas subexpuestas (causadas, por ejemplo, por sangre en la superficie del tejido) y sobreexpuestas (causadas, por ejemplo, por reflejos especulares), denominadas áreas de baja calidad de imagen, estableciendo un umbral en la imagen de referencia de intensidad antes. corrección gamma,

donde profundidad de bits se refiere a la profundidad de bits de las imágenes de salida sin procesar de la cámara LP DoFP, que fue 8 en este trabajo. Es posible que el sistema SPE no muestre las áreas de baja calidad de imagen de manera confiable y, por lo tanto, se mostraron en verde para evitar engañar a los espectadores. Tenga en cuenta que el procesamiento opcional de la imagen de referencia de intensidad no se ejecutó durante la obtención de imágenes SPE intraoperatorias.

El fantasma de tejido de dos capas se construyó para evaluar la capacidad de obtención de imágenes SPE. La capa inferior se preparó en una placa de Petri de vidrio a partir de 1 ml de intralípido al 10% y 0,01 ml de tinta china disueltos en 15 ml de agua destilada para simular la dispersión y absorción del tejido a 546 nm, respectivamente. Las propiedades de dispersión, absorción y polarización de esta capa se pueden encontrar en las referencias. 62,63 y ref. 25, respectivamente. La capa superior consistía en una pieza de película birrefringente transparente en forma de "M" para simular estructuras retardantes cerca de la superficie del tejido. El retardo de la película birrefringente utilizada fue espacialmente uniforme, confirmado mediante examen con un par de polarizadores lineales ortogonales.

Una forma común de definir el contraste de una imagen es medir el contraste RMS64, definido como

dónde

donde n y xi son el número de píxeles y un valor de píxel individual de la imagen normalizado en el rango de 0 a 1. Ampliamos el uso del contraste RMS para comparar los valores medianos (de retardo, despolarización, tono o saturación) entre los dos categorías (es decir, cancerosas versus normales) de la siguiente manera:

dónde

donde mi es el valor mediano de cada categoría. Tenga en cuenta que los rangos de retardo y despolarización reconstruidos según las ecuaciones (3) y (4), y el tono y la saturación convertidos con la función incorporada de MATLAB ('rgb2hsv'), son todos de 0 a 1, y no requieren una normalización adicional.

El flujo de trabajo quirúrgico se modificó ligeramente para la SPE intraoperatoria y consistió en la siguiente secuencia: (1) anestesia general de rutina con intubación con tubo endotraqueal; (2) WLE de rutina para inspeccionar la masa tumoral en la laringe y eliminar secreciones y sangre que obstruyen la visión, tiempo durante el cual se desempacó e integró la parte estéril del SPE; (3) introducir transoralmente SPE controlado por el cirujano y avanzar hacia la laringe en modo de despolarización (aproximadamente 1 min); (4) eliminación del SPE al modo de cambio, reintroducción y SPE controlado por el cirujano en modo retardado (1 min); (5) laringectomía de rutina cuando el SPE no estuvo involucrado; (6) imágenes ex vivo del tejido laríngeo recién resecado inmediatamente después de la laringectomía con un sistema de imágenes polarimétricas Mueller de mesa en el quirófano; (7) finalización rutinaria de la cirugía. Los portaobjetos de tejido de la laringe resecada se recogieron después de la operación para una validación clínica e histopatológica adicional estándar.

Se realizó un análisis cuantitativo de las imágenes reconstruidas de retardo y despolarización adquiridas durante el estudio in vivo para comparar las propiedades de polarización de los tejidos laríngeos en las Figs. 3 y 5. Para evitar la interferencia de la textura y el ruido de alta frecuencia, todas las imágenes analizadas, incluido el retardo, la despolarización y el color, se dividieron en una cuadrícula de tamaño unitario de 16 × 16 píxeles (16 píxeles corresponden aproximadamente a 0,5–0,7 milímetros). Los valores medios de estas unidades se trataron como estadísticamente independientes y se utilizaron para análisis descriptivos e inferenciales. Basado en la segmentación de diferentes partes anatómicas de la laringe con áreas subexpuestas y sobreexpuestas excluidas, para el caso de laringectomía, hay 74, 240, 324 y 646 regiones unitarias separadas para la cuerda vocal izquierda, la cuerda vocal derecha, la supraglotis izquierda y la cuerda vocal derecha. supraglotis, respectivamente, extraída para el análisis de la imagen de retardo SPE, y 38, 77, 265 y 1.835 regiones unitarias separadas, respectivamente, para el análisis de la imagen de despolarización; para el caso de cirugía transoral, hay 87 y 141 regiones unitarias separadas para las cuerdas vocales superiores izquierda y derecha, respectivamente, para el análisis de la imagen de retardo, y 147 y 190 regiones unitarias separadas para las imágenes de despolarización. Las diferentes regiones tisulares fueron clasificadas por un patólogo profesional y el otorrinolaringólogo que realizó la cirugía posoperatoriamente sobre la base de la identificación de los puntos anatómicos y la histopatología.

Se configuró un polarímetro Mueller de sobremesa independiente en modo de reflexión para investigar las propiedades de polarización de los tejidos laríngeos recién extirpados. El polarímetro constaba de una fuente de luz, un generador del estado de polarización (PSG), un analizador del estado de polarización y una cámara. La fuente de luz fue la misma (Lumen200Pro, Prior Scientific) con SPE. El PSG constituía un polarizador lineal de 0° y una placa de cuarto de onda montada en una etapa de rotación motorizada (PRM1/MZ8, Thorlabs) que giraba a −45°, 0°, 30° y 60°. El PSA era una rueda de filtros de conmutación rápida motorizada (FW103H/M, Thorlabs) que contenía cuatro polarizadores lineales con una relación de extinción de 9000:1 (XP42-200, Edmund Optics) orientados a −45°, 0°, 45° y 90°, respectivamente. y dos polarizadores circulares (CP42HE, Edmund Optics) con uno polarizado a la izquierda y el otro polarizado a la derecha. El sensor de imagen fue una cámara CCD (Blackfly, FLIR). El tiempo de adquisición del sistema suele ser de unos 15 s por imagen polarimétrica de Mueller. El polarímetro se calibró basándose en el método de calibración de valores propios65 para obtener las matrices instrumentales reales del PSG y PSA, que normalmente se desvían de sus valores nominales. Los errores elementales medios y máximos típicos del polarímetro fueron 0,35% y 1,3%.

Las imágenes de retardo y descomposición se reconstruyeron a partir de las imágenes de la matriz de Mueller según el método de descomposición extendida de Lu-Chipman66,67,68,69. Las matrices de Mueller se descompusieron en matrices de despolarización, retardo y diatenuación representadas por M∆, MR y MD. La despolarización total viene dada por la ref. 67,

Dado que la despolarización de SPE corresponde a la despolarización circular, la magnitud de la despolarización utilizada para reconstruir la imagen de despolarización de Mueller en la Fig. 4d fue determinada por Adep mediante M∆ (4,4), siguiendo la convención en las referencias. 68,70. La imagen de despolarización del endoscopio rígido en la Fig. 1e se reconstruyó con Tdep. La magnitud del retardo se puede obtener67,

donde se utilizó Aδ para reconstruir la imagen de retardo que se muestra en la Fig. 4.

Luego de ser fotografiado con el polarímetro de Mueller, la pieza resecada se envió a histopatología donde se fijó durante 24 h y luego se cortó transversalmente con una sierra de cinta con una separación de 5 mm, de superior a inferior. Las muestras cortadas con sierra de cinta se descalcificaron con ácido fórmico al 10%, se procesaron con parafina, se incrustaron en bloques de cera, se cortaron en secciones de 6 μm con un micrótomo y se tiñeron con H&E. La correlación a lo largo del eje laríngeo superior-inferior, entre las imágenes polarimétricas de Mueller y los cortes histológicos, se realizó sobre la base de la secuencia de las muestras cortadas con sierra de cinta, así como la identificación de puntos de referencia anatómicos como la cuerda vocal y la comisura anterior. etc., y características únicas del tejido, como protuberancias. Tenga en cuenta que solo se cortó con un micrótomo la parte superior o inferior de las rodajas cortadas con sierra de cinta. La correlación a lo largo de la dirección izquierda-derecha para las regiones casi glóticas utilizadas para el análisis en este trabajo se basó en la distancia lateralmente hacia afuera desde la línea media anterior de la laringe. El diagnóstico de las regiones tisulares fue realizado por un patólogo profesional, y las regiones fueron clasificadas por el patólogo profesional junto con el otorrinolaringólogo que realizó la cirugía. Para el diagnóstico se refirió a la clasificación de tumores de cabeza y cuello de la Organización Mundial de la Salud71.

Se analizaron las áreas a lo largo de las tres líneas en las figuras 4b-d que corresponden a los tres cortes histológicos de tejido. Las áreas a lo largo de cada línea se dividieron en una fila de regiones unitarias independientes de 30 × 30 píxeles ubicadas una al lado de la otra, lo que resultó en 22 muestras para cada línea. Se extrajeron el retardo medio, la despolarización, el tono y la saturación de estas unidades y la información de diagnóstico histopatológico correspondiente (SCC y displasia versus normal). Se obtuvieron sesenta y seis muestras divididas total y aleatoriamente en conjuntos de datos de entrenamiento y prueba en una proporción de 0,6 sobre 0,4. Se entrenó un clasificador binario basado en una máquina de vectores de soporte con un núcleo lineal con el conjunto de entrenamiento, con la curva ROC y el valor AUC calculados con el conjunto de prueba para comparación. Estos se implementaron en Python 3.7.4 con scikit-learn 0.21.3, matplotlib 3.1.1 y mlxtend 0.17.2.

La microscopía de polarización se realizó en un microscopio de transmisión invertida (IX71, Olympus) que admite modos de polarización y microscopía de luz blanca. Una lámpara halógena incorporada, un objetivo de microscopio de 10 × y una cámara en color (Blackfly, FLIR) adquirieron las imágenes de la Fig. 4. Las pruebas preliminares en la ref. 43 no confirmaron ningún cambio sustancial en el dicroísmo/birrefringencia del tejido teñido con H&E en comparación con las muestras no teñidas. Utilizamos tinción H&E para patología. El sistema se ejecutó primero en modo de microscopía de luz blanca para localizar la región de la que se tomarán imágenes y ajustar la configuración de adquisición. Luego, el sistema se cambió al modo de microscopía de polarización insertando un par ortogonal de polarizadores lineales en los canales de iluminación y de imágenes, respectivamente. La configuración de la cámara se mantuvo sin cambios excepto que el tiempo de exposición se multiplicó por 2500. Luego se capturó una imagen de microscopía de polarización. Al establecer un umbral en el dominio de tono de la imagen de microscopía de polarización capturada, los píxeles retardadores que muestran un color dorado o verde oscuro (valores de tono codificados que oscilan entre 0,05 y 0,45 por MATLAB) se diferenciaron de los que no retardan (Figura complementaria 16). El índice de retardo para una ROI se definió como los niveles de gris medios de los píxeles retardantes en esa región de la siguiente manera:

donde n es el número de píxeles retardados en una ROI. Tenga en cuenta que el nivel de gris de un píxel retardado se convierte a partir de una suma ponderada de los valores de los píxeles rojo, verde y azul de ese píxel con la función incorporada de MATLAB 'rgb2gray'.

Las imágenes en color de referencia implicaban imágenes in vivo de los pacientes, y las Figs. 3a y 5a fueron tomados del WLE anterior. En Información complementaria (Sección complementaria 10 y Figuras complementarias 13-15) también exploramos la viabilidad de convertir la referencia de intensidad generada por SPE en una imagen WLE virtual y totalmente correspondiente mediante aprendizaje profundo, aunque las imágenes WLE virtuales no se utilizaron para análisis. Las imágenes en color mostradas en las Figs. 2a–c,e,f y 4a fueron tomadas con la cámara de un teléfono móvil. La imagen en color en la Fig. 4b se obtuvo con la cámara en color utilizada en la configuración del polarímetro de Mueller (solo se usó el canal verde de la cámara para el estudio polarimétrico de Mueller). El uso de la misma cámara para imágenes polarimétricas y en color aseguró una correspondencia total entre los diferentes modos de imagen.

Los participantes involucrados en el estudio de imágenes de la cavidad oral, el caso de laringectomía y el caso de cirugía transoral fueron un hombre de 32 años, una mujer de 64 años y un hombre de 63 años, respectivamente. Se obtuvo el consentimiento informado de todos los participantes. Ninguno de los participantes recibió compensación. La aprobación ética se obtuvo de los Comités de Ética de Investigación del NHS Central London (número de referencia 10/H0718/55) y de la Oficina Conjunta de Cumplimiento de Investigación del Imperial College London (número de referencia 20IC5863).

Más información sobre el diseño de la investigación está disponible en el Resumen del informe de Nature Portfolio vinculado a este artículo.

Los datos que respaldan los resultados de este estudio están disponibles en el artículo y en su información complementaria. Los datos originales se proporcionan con este documento. Las imágenes sin procesar que involucran a participantes humanos están protegidas debido a requisitos de privacidad de datos y pueden estar disponibles para fines de investigación previa solicitud razonable de los autores correspondientes, siempre que se obtenga la aprobación después de un procedimiento de revisión institucional en el Imperial College London y la London North West University. Fideicomiso del NHS de atención médica. La respuesta de los autores suele llegar en un plazo de 4 semanas.

El código personalizado utilizado en este estudio está disponible en el repositorio de Zenodo en https://doi.org/10.5281/zenodo.7435189.

Se ha publicado una corrección a este artículo: https://doi.org/10.1038/s41551-023-01063-9

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Esta investigación fue apoyada por la subvención número T2293752, 61905152 (JQ) de la Fundación Nacional de Ciencias Naturales de China, la subvención número EP/R004153/1 (DSE) del Consejo de Investigación en Ingeniería y Ciencias Físicas, la subvención número 2019MC0AD02 (JQ) del Laboratorio de Zhejiang, Ingeniería y Ciencias Físicas. Subvención del Consejo de Investigación número EP/R004080/1 (DS) y Cátedra de Tecnologías Emergentes de la Real Academia de Ingeniería número CiET1819\2\36 (DS). El apoyo a la infraestructura es reconocido por el Centro Wellcome/EPSRC de Ciencias Quirúrgicas e Intervencionistas (subvención número 203145Z/16/Z de Wellcome Trust recibida por DS) en el University College London, la Plataforma de Investigación de Materiales y Química en el Laboratorio de Zhejiang, el Centro de Investigación Biomédica Imperial NIHR y el Centro Imperial CRUK en el Imperial College de Londres. Los autores también agradecen al equipo de gestión del quirófano, al personal del quirófano de otorrinolaringología y al equipo de I+D del Northwick Park Hospital, al London North West University Healthcare NHS Trust y a los voluntarios por apoyar los experimentos clínicos de este estudio. También agradecemos a la oficina de Investigación e Innovación del Hospital William Harvey, a la Fundación NHS de la Universidad de los Hospitales de East Kent y a la oficina de investigación del Imperial College de Londres por coordinar la finalización de los acuerdos de transferencia de material y los arreglos de transporte. JQ revela el apoyo a la investigación descrita en este estudio de la Fundación Nacional de Ciencias Naturales de China (número de subvención T2293752, 61905152), el Laboratorio de Zhejiang (número de subvención 2019MC0AD02); DS revela el apoyo a la investigación descrita en este estudio del Consejo de Investigación en Ingeniería y Ciencias Físicas [número de subvención EP/R004080/1], Cátedra de Tecnologías Emergentes de la Real Academia de Ingeniería (número de subvención CiET1819\2\36); DSE divulga el apoyo a la investigación descrita en este estudio por parte del Consejo de Investigación en Ingeniería y Ciencias Físicas (número de subvención EP/R004153/1).

Centro de Investigación para Detección Humanoide, Laboratorio Zhejiang, Hangzhou, China

Ji Qi

Centro Wellcome/EPSRC de Ciencias Quirúrgicas e Intervencionistas, University College London, Londres, Reino Unido

Ji Qi y Danail Stoyanov

Departamento de Ciencias de la Computación, University College London, Londres, Reino Unido

Ji Qi y Danail Stoyanov

Centro de Computación de Imágenes Médicas, University College London, Londres, Reino Unido

Ji Qi y Danail Stoyanov

Centro Hamlyn de Cirugía Robótica, Imperial College London, Londres, Reino Unido

Ji Qi, Taranjit Tatla y Daniel S. Elson

Departamento de Cirugía y Cáncer, Imperial College London, Londres, Reino Unido

Ji Qi y Daniel S. Elson

Northwick Park Hospital, Londres North West University Healthcare NHS Trust, Londres, Reino Unido

Taranjit Tatla

William Harvey Hospital, East Kent Hospitals University NHS Foundation Trust, Londres, Reino Unido

Eranga Nissanka-Jayasuriya

Departamento de Ingeniería Eléctrica y Electrónica, Imperial College London, Londres, Reino Unido

Alan Yilun Yuan

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DSE y DS lideraron el proyecto. JQ, DS y DSE conceptualizaron y diseñaron el estudio. JQ diseñó y realizó los experimentos, llevó a cabo la ingeniería, optimización, caracterización y validación de dispositivos, y realizó la adquisición, el procesamiento y el análisis de datos. TT coordinó experimentos intraoperatorios, planificó el flujo de trabajo quirúrgico y realizó imágenes intraoperatorias de los pacientes y análisis de imágenes. ES-J. realizó histopatología y análisis de imágenes. TT, JQ y DSE establecieron la ética de este estudio. JQ y AYY desarrollaron WLE virtual. JQ, DS y DSE escribieron el manuscrito. Todos los autores revisaron y comentaron el manuscrito.

Correspondencia a Ji Qi, Daniel Stoyanov o Daniel S. Elson.

Los autores declaran no tener conflictos de intereses.

Nature Biomedical Engineering agradece a Massimo Ralli, Martin Villiger y los demás revisores anónimos por su contribución a la revisión por pares de este trabajo.

Nota del editor Springer Nature se mantiene neutral con respecto a reclamos jurisdiccionales en mapas publicados y afiliaciones institucionales.

Discusión complementaria, figuras, subtítulos de videos y referencias.

Imágenes de retardo de SPE del vestíbulo oral del voluntario.

Imágenes de despolarización SPE del vestíbulo oral del voluntario.

Imágenes con retardo de SPE del paciente que requiere laringectomía.

Imágenes de despolarización SPE del paciente que requiere laringectomía.

Imágenes con retardo de SPE del paciente que requiere cirugía transoral.

Imágenes de despolarización SPE del paciente que requiere cirugía transoral.

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Qi, J., Tatla, T., Nissanka-Jayasuriya, E. et al. Endoscopia polarimétrica quirúrgica para la detección de cáncer de laringe. Nat. Biomédica. Ing (2023). https://doi.org/10.1038/s41551-023-01018-0

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Recibido: 06 de julio de 2020

Aceptado: 23 de febrero de 2023

Publicado: 03 de abril de 2023

DOI: https://doi.org/10.1038/s41551-023-01018-0

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