Usando um feixe de laser incidente oblíquo para medir as propriedades ópticas do tecido da mucosa do estômago /submucosa

Usando um feixe de laser incidente oblíquo para medir as propriedades ópticas da mucosa do estômago /tecido submucosa da arte abstracta
Fundo
O objectivo do estudo é determinar as propriedades ópticas e suas diferenças para mucosa normal estômago humano /tecido submucosa no orifício cárdico in vitro
a 635, 730, 808, 890 e 980 nm comprimento de onda de laser.
Métodos
as medições foram realizadas utilizando um detector de CCD, e as propriedades ópticas foram avaliadas a partir das medições usando a reflectância espacialmente resolvido, e de montagem não-linear da equação de difusão.

resultados os resultados das medições mostraram que os coeficientes de absorção, os coeficientes de redução de espalhamento, as profundidades de penetração de óptica, os coeficientes de difusão, a reflectância difusa e as mudanças de reflectância difusa das amostras de tecidos a cinco comprimentos de onda diferentes variar de acordo com uma alteração de comprimento de onda. O coeficiente de absorção máximo para amostras de tecido é 0,265 mm -1 a 980 nm, e o coeficiente de absorção mínima é de 0,0332 mm -1 a 730 nm, e a diferença máxima entre os coeficientes de absorção é 698% entre 730 e 980 nm, e a diferença mínima é de 1,61% entre 635 e 808 nm. O coeficiente de dispersão máxima reduzida para amostras de tecido é 1,19 mm -1 a 635 nm, e o coeficiente de dispersão mínimo reduzido é 0,521 mm -1 a 980 nm, e a diferença máxima entre os coeficientes de dispersão de redução é de 128% entre 635 e 980 nm, e a diferença mínima é de 1,15% entre 890 e 980 nm. A profundidade máxima de penetração óptica para as amostras de tecido é 3,57 mm em 808 nm, e a profundidade mínima de penetração óptica é 1,43 mm a 980 nm. A constante máxima difusão de amostras de tecido é 0,608 mm a 890 nm, ea constante mínimo difusão é 0,278 mm a 635 nm. A reflectância difusa máxima é 3,57 mm -1 a 808 nm, e a reflectância difusa mínimo é 1,43 mm -1 a 980 nm. O deslocamento máximo Ax de reflectância difusa é de 1,11 mm -1 a 890 nm, e a mudança mínimo Ax de reflectância difusa é 0,507 mm -1 a 635 nm.
Conclusão
Os coeficientes de absorção, os coeficientes de dispersão reduzida, a profundidades de penetração ópticos, os coeficientes de difusão, a reflectância difusa e os deslocamentos de reflectância difusa das amostras de tecido a 635, 730, 808, 890 e 980 nm comprimento de onda varia de acordo com uma alteração de comprimento de onda. Houve diferenças significativas nas propriedades ópticas para amostras de tecido em cinco diferentes comprimentos de onda (P Art < 0,01).
Fundo
O conhecimento das propriedades ópticas para o estômago humano tecidos mucosa /submucosa do visível e infravermelho próximo (NIR) de comprimentos de onda é de grande importância em aplicações médicas utilizando luz [1, 2], por exemplo, a coagulação do laser para o tratamento de cancro gástrico precoce com invasão intramucosal, terapia de ablação por laser do cancro gástrico submucosa [3], a terapia de ablação fotodinâmica dos cancros iniciais do estômago [4], gastrintestinal (GI) diagnóstico pela endoscopia padrão de luz branca (PAE) e diagnóstico endoscópico de lesões gastrointestinais pré-malignas de imagens de fluorescência endoscópica e espectroscopia [5-7], ea tomografia de coerência óptica desenvolvida recentemente (OCT) [8-10] tem sido relatada a imagem dos tecidos gastrointestinais in vitro e in vivo [11-13]. Por causa de mais de 85% de todos os cancros origem no epitélio que reveste as superfícies internas do corpo humano. A maioria de tais lesões são prontamente tratáveis ​​se diagnosticado em um estado inicial [14]. Além dos métodos convencionais de diagnóstico do cancro [15-17], existe uma necessidade de desenvolver novas abordagens que são simples e objectiva, e não invasiva.
O uso de técnicas ópticas gastrointestinais para fins de diagnóstico baseia-se na capacidade de medir a óptica Propriedades de tecido gastrointestinal. Nos últimos anos, um grupo crescente de pesquisadores tem sido interessado em não-ionizante, no infravermelho próximo (NIR) abordagens para a detecção e tecidos de imagem doente. As técnicas propostas variam de onda contínua [18, 19] para no domínio da frequência [20, 21] ou medições dependiam de tempo de luz dispersa [22, 23]. Estas técnicas baseiam-se na determinação das propriedades ópticas dos meios de espalhamento. As propriedades ópticas são representadas por o coeficiente de absorção μ A, o coeficiente de dispersão μ s e o factor de anisotropia g. uma vez que a detecção do óptico e de imagiologia óptica são selectivos com base nas diferenças existentes nas propriedades ópticas dos tecidos saudáveis ​​e patológicas, é particularmente importante para fins de diagnóstico. Por exemplo, autofluorescência induzida por laser (LIAF) espectroscopia foi encontrado para ser uma ferramenta promissora para o diagnóstico precoce do câncer no trato gastrointestinal, incluindo outros órgãos [24, 25]. Consequentemente tecido propriedades ópticas do tecido gastrointestinal humano, sadio e patológico são importantes para aplicações médicas no diagnóstico e terapêutica [26]. Nós nos concentramos neste trabalho sobre as propriedades ópticas do tecido normal humana estômago mucosa /submucosa no orifício cardíaca do visível e do infravermelho próximo intervalo de comprimento de onda. Os resultados foram analisados ​​e comparados a partir destes dados experimentais foram obtidos.
Teoria
Nós utilizamos um modelo de teoria da difusão das duas fontes simples espacialmente resolvido, reflectância difusa no estado estacionário [27]. Quando a luz entra um tecido semi-infinita, que será geralmente dispersam um número de vezes antes de serem absorvidos ou quer escapar da superfície do tecido a um ponto que não seja o seu ponto de entrada. A luz dispersa multiplicar que escapa é chamado de reflectância difusa. Wang e Jacques acredita que, tanto para a incidência normal e oblíqua, a expressão mais preciso para o comprimento de percurso a partir da superfície do tecido para uma fonte pontual positiva é o que foi definido como 3D (D é o coeficiente de difusão), em vez de um MFP '( mfp 'é o transporte livre percurso médio). Estes dois casos foram esquematizados na Ref. [28]. O perfil de reflectância difusa de incidência obliquo está centrada sobre a posição das fontes pontuais, o desvio Ax por encontrar o centro de reflectância difusa em relação ao ponto de entrada de luz pode ser medida. Como é o caso para a incidência normal, o modelo da teoria da difusão, quando deslocado por Ax, também está de acordo com resultados de Monte Carlo fora do MFP 1-2 'a partir do centro de reflectância difusa, a qual, é importante para reiterar, não é a o ponto de entrada, como mostrado na Ref. [28]. O modelo de duas fontes, com uma profundidade de 3D em vez de um MFP ", dá a seguinte expressão [27, 28]: (1) o qual pode ser dimensionado para se ajustar arbitrariamente um perfil de reflectância relativa que não é em unidades absolutas. Onde, μ FEP é o coeficiente de atenuação eficaz, é definido como (2) ρ
1 e ρ
2 são as distâncias das duas fontes para o ponto de interesse (o . ponto de recolha de luz; ver ref [28]), e a condição de contorno está incluído no termo Um [28]: (3) em que (4) (5) N tecido é o índice de refracção do tecido, N ambiente é o índice de refracção do ambiente, e n rel é o índice de refracção em relação de interface tecido-ar. Um feixe de laser incidente é obliquamente sobre a face superior da amostra de tecido, onde, θ tecido é o ângulo de incidência do feixe de laser. D é o coeficiente de difusão, que pode ser calculada a partir de Ax (6), onde, Ax representa a distância entre o ponto de incidência da luz e o centro aparente de reflectância difusa. De acordo com Lin et al [28] Esta constante de difusão é igual a (7) com μ s 'o coeficiente de dispersão reduzida, isto é, μ s (1-g), μ um o coeficiente de absorção. As propriedades ópticas, μ A e μ s 'foram resolvidos a partir das expressões e as expressões de μ A e μ s' são mostrados como se segue (8) (9) O método para determinar as propriedades ópticas do tecido, μ um e μ s ', precisa provar o perfil de reflectância difusa relativa em posições conhecidas a partir do ponto de entrada de luz, e precisa calcular Ax e D, e precisam de executar um não-linear dos mínimos quadrados se encaixam com o método de Levenberg-Marquardt [29-31] em (1) para determinar μ eff, e depois precisa resolver para μ a e μ s 'a partir das expressões. O método foi demonstrado detalhadamente na Ref. [28].
Métodos Preparação da amostra

tecidos humanos normais mucosa do estômago /submucosa no orifício cárdico foram investigados neste estudo. As amostras de tecido foram retiradas de 12 estômagos humanos normais no orifício cardíaco foram determinados a partir de exame histológico, imediatamente após a excisão dos tecidos. Cada amostra foi imediatamente removido do estômago brevemente enxaguado em solução salina para remover o excesso de sangue e superfície descascou gorduras superficiais, foi colocada em um frasco com uma solução salina, logo que possível, e foi armazenada num frigorífico a -70 ° C. A partir de amostras de tecido de um total de 12 amostras de mucosa do estômago /tecido da submucosa normais, com uma espessura média de (10,32 ± 0,26) mm, foram usadas dentro de, no máximo, 24 horas após a remoção. A espessura de cada amostra foi medido e registado com um paquímetro com erro de 0,02 milímetros. Todas as amostras de tecido foram respectivamente retirado do frigorífico, antes da medição, foram colocados sobre a mesa experimental à temperatura ambiente de 20 ° C durante uma hora, e, em seguida, todas as amostras de tecido descongelamento foram medidos por sua vez, utilizando um feixe de laser incidente oblíquo e câmara CCD, respectivamente.
medições de reflectância difusa de tecido
Figura 1 mostra um diagrama esquemático da configuração experimental que é usado para medir o perfil relativo de reflectância difusa, e a tabela 1 mostra as informações sobre a fonte de luz no experimento. As amostras de tecido foram iluminadas com luz colimada a partir de 635, 730, 808, 890 e 980 nm comprimento de onda do laser, respectivamente. A saída de toda a luz de laser foram expandidas pelo expansor de feixe de 25 vezes, e, em seguida, foram atenuados (para uma fonte de, no máximo, 5 mW) pelos atenuadores de luz, e foram reflectida pelos espelhos, foram passados ​​através de um dois milímetros orifício e um foco 35,2 milímetros de lente, e, em seguida, o incidente obliquamente sobre a face superior da amostra de tecido de mucosa de estômago /submucosa num ângulo de 45 graus entre o eixo de laser e a normal à superfície do tecido (α i = 45 °), respectivamente . Um pequeno pedaço de régua transparente (com gradações milímetro) foi colocado sobre a superfície da amostra de escala, e um certo graduação da régua foi nivelado com a parte central do ponto de incidência do feixe de laser, e a graduação é designado como o origem dos coordenada x. A partir do topo da amostra de um padrão de reflectância pode ser observada. Este padrão é fotografada em um detector de 795 × 596 pixels bidimensional Charge Coupled Device (CCD) (Nikon, Cool Pix, 995, Japão). O feixe incidente pode ser observado como a área mais intenso na imagem. Uma vez que, o feixe de laser foi oblíquo à superfície do padrão de reflectância era assimétrica perto do ponto de incidência, mas a reflectância difusa longe da fonte de círculos concêntricos formados, aproximadamente, e a distância entre a origem da coordenada x e o centro de os círculos concêntricos é a distância Ax, e o centro dos círculos concêntricos, também é calculada. A partir da distância Ax a constante de difusão pode ser calculada usando (6), com D a constante de difusão, em milímetros, a distância Ax em mm. Este teste consistiu de repetir dez vezes medições de reflectância, e os resultados foram reprodutíveis medidos para uma amostra específica no comprimento de onda específico. Para cada ensaio, a posição do ponto de luz incidente na superfície da amostra foram alterados para diminuir o efeito da heterogeneidade de tecido sobre as medições de reflectância, e cada ensaio em cada comprimento de onda do laser foi realizada nas mesmas condições de experimentação, e a exposição tempo foi fixado em 800 ms. Um total de onze amostras de tecido foram utilizadas para as medições in vitro. A aquisição de dados CCD foram controlados por um computador para o efeito. processamento de dados e análise dos arquivos de dados foram realizados utilizando software personalizado escrito em Matlab (Matlab, Mathworks Incorporated, Massachusetts) .table 1 Kinds, modelo do laser e potência de saída de usar fonte de luz sobre a experiência
fonte de luz
modelo
Potência
635 nm de comprimento de onda do laser de diodo
nLight, EUA, modelo NL-FBA-2,0-635
P ≤ 5 mW
730 e 890 comprimentos de onda nm de laser de Ti: anel S
cOERENTE, EUA, modelo 899-05
P ≤ 5 mW
808 nm de comprimento de onda do laser de diodo
nLight , EUA, modelo NL-FCA-20-808
P ≤ 5 mW
980 nm de comprimento de onda do laser de diodo
nLight, EUA, modelo NL-FCA-30-980
P ≤ 5 mW
Figura 1 diagrama esquemático da montagem experimental utilizada para a medição da constante de difusão e a distribuição da luz de reflexão difusa. a análise estatística

parâmetros ópticos de amostras de tecidos biológicos foram expressos como a média ± DP, foram demonstrados por um Student t -test
, e foram consideradas significativas para p
valores < 0,01. O SPSS10 foi utilizado para a análise estatística.

Resultados As propriedades ópticas são expressos como a média ± SD para todas as medições para as amostras. Figuras 2, 3, 4, 5, 6 e 7 apresentam a dependência do comprimento de onda dos coeficientes de absorção, os coeficientes de dispersão reduzida, o profundidades de penetração ópticos, os coeficientes de difusão, a reflectância difusa e os turnos de reflectância difusa para estômago normal de mucosa /submucosa tecidos do orifício cárdico na cinco comprimentos de onda diferentes dos do laser, respectivamente. As linhas verticais correspondem aos valores de desvio padrão (SD), que é determinado por uma Student t -test
e barras de erro aparecem em 635, 730, 808, 890 e 980 comprimentos de onda nm de laser para a clareza e representam um desvio padrão no μ a, μ s ', δ, D, R valores Ax ∞ e. Figura 2 A dependência do comprimento de onda dos coeficientes de absorção u um dos tecidos normais do estômago mucosa /submucosa no orifício cárdico. Os pontos brancos correspondem aos coeficientes de absorção em média e as linhas verticais mostram os valores SD.
Figura 3 A dependência do comprimento de onda dos coeficientes de dispersão reduzida μ S 'de tecidos normais mucosa do estômago /submucosa no orifício cardíaca. Os pontos brancos correspondem aos coeficientes de dispersão reduzidos em média e as linhas verticais mostram os valores SD.
Figura 4 As ópticas profundidades de penetração δ de tecidos normais mucosa do estômago /submucosa no orifício cardíaca a 635, 730, 808, 890 e 980 nm. Os pontos em branco correspondem à média das profundidades de penetração óptica e as linhas verticais mostram os valores SD.
Figura 5 Os coeficientes de difusão D da luz em tecidos normais mucosa do estômago /submucosa no orifício cardíaca em 635, 730, 808, 890 e 980 nm. Os pontos brancos correspondem aos coeficientes médios de difusão e as linhas verticais mostram os valores SD.
Figura 6 A reflectância difusa R ∞ de tecidos normais mucosa do estômago /submucosa no orifício cardíaca a 635, 730, 808, 890 e 980 nm . Os pontos em branco correspondem à reflectância média difusa e as linhas verticais mostram os valores SD.
Figura 7 A mudança Ax de reflectância difusa de tecidos normais mucosa do estômago /submucosa no orifício cardíaca a 635, 730, 808, 890 e 980 nm. Os pontos em branco correspondem ao desvio Ax média de reflectância difusa e as linhas verticais indicam os valores SD.

Discussão As propriedades ópticas de um tecido biológico dependem da sua composição bioquímica e a sua estrutura celular e subcelular. Na gama do visível e do infravermelho próximo, as propriedades de absorção está relacionada com a concentração de cromóforos, tais como oxi-hemoglobina e deoxi-hemoglobina, a gordura e a água [32]. Tais cromóforos variam significativamente com o metabolismo do tecido [33]. As propriedades de dispersão estão relacionados com a distribuição de tamanho das células e organelas, que são parâmetros utilizados para diferenciar normais a partir de tecidos anormais em histopatologia padrão [34]. Portanto medições ópticas têm um forte potencial para o desenvolvimento de
ferramentas de diagnóstico não invasivos in vivo médicos, muitas vezes chamado de "biópsia óptica". Tais técnicas deverá melhorar significativamente a eficiência de biópsias ou ajudar na determinação das margens do tumor em um campo cirúrgico. De acordo com nossos dados experimentais, os coeficientes de absorção, os coeficientes de dispersão reduzida, as profundidades de penetração de óptica, os coeficientes de difusão, a reflectância difusa e os turnos de reflectância difusa para os tecidos normais mucosa do estômago /submucosa no orifício cardíaca a 635, 730, 808 , 890 e 980 nm foram determinadas in vitro. Em nosso estudo, é interessante notar as propriedades ópticas de medição e suas diferenças para as amostras de tecido em cinco comprimentos de onda do laser diferentes. Acreditamos que as propriedades ópticas deve ajudar ao diagnóstico patológico e tratamento médico para a mucosa gastrointestinal maligna ou pré-maligna com facilidade através de métodos ópticos.
Figura 2 e Figura 3 mostram os coeficientes de absorção e os coeficientes de dispersão reduzidas de amostras de tecido em cinco a laser diferente comprimentos de onda, respectivamente. A partir da Figura 2 e Figura 3, pode ver-se que os coeficientes de absorção para as amostras de tecido aumenta com o aumento dos comprimentos de onda do laser, excepto para o coeficiente de absorção a 730 nm, e os coeficientes de dispersão reduzida para amostras de tecido diminuir com o aumento dos comprimentos de onda de laser . Houve diferenças significativas nos coeficientes de absorção em cinco diferentes comprimentos de onda do laser (P
< 0,01). O os coeficientes de absorção máxima e mínima são 0,265 mm -1 a 980 nm e 0,0332 mm -1 a 730 nm, respectivamente. A as diferenças mínimas dos coeficientes de absorção máxima e são 698% entre 730 e 980 nm e 1,61% entre 635 e 808 nm, respectivamente. Houve também diferenças significativas nos coeficientes de dispersão reduzidos em cinco comprimentos de onda do laser diferentes (P Art < 0,01). O máximo eo mínimo reduzido coeficientes de dispersão são 1,19 mm -1 a 635 nm e 0,521 mm -1 a 980 nm, respectivamente. O mínimas as diferenças dos coeficientes de dispersão e são reduzidas máximo de 128% entre 635 e 980 nm e de 1,15% entre 890 e 980 nm, respectivamente.
Figura 4 mostra que as profundidades de penetração ópticos para amostras de tecido varia com o aumento do laser comprimentos de onda. Houve diferenças significativas nas profundidades de penetração ópticas em cinco diferentes comprimentos de onda do laser (P
< 0,01). A profundidades mínimas de penetração óptica máxima e são 3,57 mm em 808 nm e 1,43 mm a 980 nm, respectivamente. A as diferenças mínimas das profundidades de penetração óptica máxima e são 150% entre 808 e 980 nm e 5,36% entre 730 e 890 nm, respectivamente. A partir da Figura 5, pode ver-se que os coeficientes de difusão para amostras de tecido variam com o aumento dos comprimentos de onda do laser. Houve também diferenças significativas nos coeficientes de difusão em cinco diferentes comprimentos de onda do laser (P
< 0,01). A coeficientes mínimos de difusão máxima e são 0,608 mm -1 a 890 nm e 0,278 mm -1 a 635 nm, respectivamente. O mínimas as diferenças dos coeficientes de difusão máxima e são 119% entre 635 e 890 nm e de 12,0% entre 890 e 980 nm, respectivamente. A Figura 6 mostra que a reflectância difusa para amostras de tecido diminuir com o aumento dos comprimentos de onda do laser. Houve diferenças significativas na reflectância difusa em cinco diferentes comprimentos de onda do laser (P
< 0,01). A reflectância difusa mínimo e máximo são 0,456 a 635 nm e 0,0732 a 980 nm, respectivamente. A as diferenças mínimas da reflectância difusa máxima e são 523% entre 635 e 980 nm e 7,29% entre 635 e 730 nm, respectivamente. A partir da Figura 7, pode ser visto que a mudança de reflectância difusa Ax para amostras de tecido variam com o aumento dos comprimentos de onda do laser. Houve também diferenças significativas na mudança de Ax de reflectância difusa em cinco diferentes comprimentos de onda do laser (P
< 0,01). O a mudança mínimo Ax de reflectância difusa máxima e são 1.11 mm em 890 nm e 0,507 mm a 635 nm, respectivamente. A as diferenças mínimas de a mudança de reflectância difusa Ax máxima e são 119% entre 635 e 890 nm e de 11,7% entre 890 e 980 nm, respectivamente.
Existem diferenças significativas nas propriedades ópticas das amostras de tecido entre diferentes comprimentos de onda do laser (P
< 0,01). Bashkatov, et ai. [35] e Holmer et ai. [36] relataram as propriedades ópticas do tecido gástrico por diferentes métodos de medição óptica, os nossos dados de que a dependência do comprimento de onda do coeficiente de absorção, o coeficiente de dispersão reduzida e a profundidade de penetração óptico de mucosa da parede do estômago humano são muito semelhantes para comparar os dados de Bashkatov, et ai. e Holmer et ai. com os nossos dados na gama espectral de 600 a 1000 nm.

Conclusão Em conclusão, os resultados aqui relatados indicam que as diferenças nas propriedades ópticas, ou seja, os coeficientes de absorção, os coeficientes de dispersão reduzida, a profundidades de penetração ópticos , os coeficientes de difusão, a reflectância difusa e os deslocamentos de reflectância difusa para tecidos normais do estômago mucosa /submucosa no orifício cárdico a 635, 730, 808, 890 e 980 nm são significativa in vitro (P
< 0,01), e o potencial e a promessa de se utilizar um feixe de laser incidente oblíquo para medir as propriedades ópticas do tecido para estudos clínicos. Os tecidos de diversas patologias têm diferentes propriedades ópticas do tecido, e nos tecidos de diferentes locais para estômagos humanos normais têm diferentes propriedades ópticas dos tecidos [2]. Os resultados preliminares apresentados podem ser utilizados para o desenvolvimento de meios ópticos e pode ser útil em diagnóstico, terapia fotodinâmica e fototérmico anteriormente no tracto gastrointestinal
abreviações
NIR:.
Infravermelho próximo

GI:
gastrointestinal
WLE:
endoscopia luz branca
OCT:
tomografia de coerência óptica
LIAF:
autofluorescência induzida por laser
mfp ':
o transporte livre percurso médio

D:
o coeficiente de difusão
SD:
desvio padrão
declarações
Agradecimentos
os autores gostariam de reconhecer o National Natural Science Foundation da China (item número 30470494; 30627003), e da Fundação de Ciência Natural da província de Guangdong (item de número 7.117.865) para apoiar este trabalho.
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Os autores declaram que não têm interesses conflitantes.

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