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Apr 05, 2024

Chirurgische polarimetrische Endoskopie zur Erkennung von Kehlkopfkrebs

Nature Biomedical Engineering (2023)Diesen Artikel zitieren 1893 Zugriffe auf 18 altmetrische Metrikdetails Eine Verlagskorrektur zu diesem Artikel wurde am 08. Juni 2023 veröffentlicht. Dieser Artikel wurde aktualisiert

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Der Standard zur Erkennung von Kehlkopferkrankungen besteht in der Unterscheidung verdächtiger Läsionen vom umgebenden gesunden Gewebe anhand von Farb- und Texturkontrasten, die durch Weißlichtendoskopie erfasst werden. Allerdings ist die Technik nicht ausreichend empfindlich und führt daher zu unbefriedigenden Falschnegativraten. Hier zeigen wir, dass Kehlkopfläsionen besser in Echtzeit erkannt werden können, indem die Unterschiede in den Lichtpolarisationseigenschaften von Krebs und gesundem Gewebe ausgenutzt werden. Durch die Messung von Unterschieden in der Verzögerung und Depolarisation polarisierten Lichts erzeugt die Technik, die wir „chirurgische polarimetrische Endoskopie“ (SPE) nannten, einen um etwa eine Größenordnung größeren Kontrast als die Weißlicht-Endoskopie und ermöglicht somit eine bessere Unterscheidung von Krebsläsionen, wie wir bei Patienten zeigen, bei denen ein Plattenepithelkarzinom diagnostiziert wurde. Die polarimetrische Bildgebung von herausgeschnittenen und gefärbten Kehlkopfgewebeschnitten zeigte, dass Veränderungen in der Verzögerung des polarisierten Lichts größtenteils auf architektonische Merkmale des Gewebes zurückzuführen sind. Wir haben SPE auch als Hilfsmittel für die routinemäßige transorale Laserchirurgie zur Entfernung einer Krebsläsion untersucht, was darauf hindeutet, dass SPE die Weißlichtendoskopie zur Erkennung von Kehlkopfkrebs ergänzen kann.

Kehlkopfkrebs ist eine der häufigsten bösartigen Erkrankungen des oberen Luft- und Verdauungstrakts1. Minimalinvasive Verfahren, einschließlich endoskopischer Inzisionsbiopsie und transoraler Chirurgie, werden häufig zur Diagnose bzw. Intervention von Kehlkopfkrebs eingesetzt. Die chirurgische Endoskopie spielt eine Schlüsselrolle, da sie es Chirurgen ermöglicht, verdächtige Bereiche im Detail zu untersuchen, ohne den Kehlkopf invasiv öffnen und freilegen zu müssen, und außerdem darüber zu entscheiden, wo eine Biopsie für eine histopathologische Untersuchung oder eine Resektion bei einem chirurgischen Eingriff erfolgen soll. Der Behandlungsstandard ist die hochauflösende Weißlichtendoskopie (WLE), ein optisches Weitfeld-Bildgebungsverfahren unter Verwendung von Weißlichtbeleuchtung und rot/grün/blau (RGB)-Farbkameraaufnahmen von Kehlkopfgewebe über ein chirurgisches Endoskop. eine genaue Nachbildung dessen, was mit bloßem Auge zu sehen wäre. Chirurgen verlassen sich auf den WLE-Farb- und Texturkontrast, um verdächtige Kehlkopfläsionen vom umgebenden normalen Gewebe zu unterscheiden und dann die Operation durchzuführen. Leider weisen Tumorläsionen – insbesondere solche im präkanzerösen und frühen Krebsstadium – nicht immer erkennbare Farb- oder Texturunterschiede auf, während Geweberegionen mit abnormaler Farbe oder Textur nicht immer mit Krebs in Verbindung gebracht werden müssen, was zu einer unbefriedigenden Empfindlichkeit führt (wie z niedrig wie 51,1 %) und Fehlschlagquote2,3,4,5. Die Einschränkungen von WLE führen zu einer ungeeigneten Auswahl von Biopsiezielen oder einer Zwischensumme/unnötigen Resektion, was sich negativ auf die Überlebensrate auswirkt oder zusätzliche funktionelle Beeinträchtigungen für den Patienten verursacht.

Minimalinvasive Eingriffe bei Kehlkopfkrebs können durch die Einführung ergänzender chirurgischer Endoskopietechniken, die den mit Pathologien verbundenen Kontrast in den klinischen Arbeitsablauf verstärken, immens profitieren. Die ideale Technik würde eine hochauflösende Echtzeit-Bildgebungslösung mit weitem Feld und markierungsfreier Bildgebung liefern, um eine schnelle Krebserkennung und eine klare operative Anleitung zu unterstützen6. Es gibt mehrere vielversprechende neue biophotonische Techniken, darunter die konfokale Fluoreszenz-Endomikroskopie und die nichtlineare Endomikroskopie zur Visualisierung von Gewebe auf zellulärer Ebene7,8,9,10,11, endoskopische optische Kohärenztomographie zur Identifizierung der Gewebearchitektur12,13,14,15, 16, endoskopische Lichtstreuspektroskopie zur Erkennung der Zellmorphologie17,18,19 und so weiter. Diese verwenden entweder eine punktförmige Erkennung (entlang der lateralen Richtung) oder eine Bildgebung innerhalb eines Submillimeter-Sichtfelds und erfordern zusätzliche Ad-hoc-Probenahme- oder Scanmechanismen innerhalb eines Endoskopsystems, um einen größeren Bereich abzudecken. Es ist eine Herausforderung, hochauflösende Bilder mit einem einigermaßen großen Abdeckungsbereich, vergleichbar mit WLE oder dem bloßen Auge, in Echtzeit zu erfassen, was die Fähigkeit dieser Techniken zur Erkennung bewegter und deformierender Operationsszenen einschränkt und Schwierigkeiten bei der Registrierung der daraus extrahierten Informationen mit sich bringt Techniken mit der Sicht des Chirurgen auf Gewebe und chirurgische Werkzeuge.

Die Entwicklung der polarimetrischen Bildgebung ermöglicht eine hochauflösende, Echtzeit-, Weitfeld- und markierungsfreie endoskopische Bildgebung, um die intraoperative Erkennung von Kehlkopfkrebs zu verbessern. Obwohl berichtet wurde, dass die polarimetrische Bildgebung nützliche Informationen für die Ex-vivo-Erkennung von Dickdarm-, Gebärmutterhals- und Speiseröhrenkrebs liefern kann20,21,22,23, gibt es große technische Hürden, um die Bildgebungsgeschwindigkeit, die Instrumentengröße und das Gewicht zu verbessern, um eine intraoperative polarimetrische Bildgebung zu ermöglichen am Menschen in vivo durch ein Endoskop. Für die polarimetrische Bildgebung sind in der Regel umständliche Polarisationsmodulationsgeräte, eine langwierige sequenzielle radiometrische Bilderfassung und eine zeitaufwändige Verarbeitung zur Rekonstruktion einzelner polarimetrischer Gewebebilder erforderlich. Ein leichtes und kompaktes polarimetrisches Endoskop mit Echtzeitleistung, das für intraoperative In-vivo-Studien am Menschen geeignet ist, wurde bisher nicht demonstriert23,24,25,26,27,28,29,30,31,32. Dies hat die translationale Forschung zur Bewertung der Rolle polarimetrischer Bildgebungstechniken für die Krebserkennung und Bemühungen, den zugrunde liegenden Ursprung des polarimetrischen Kontrasts, der sich in Krebspathologien manifestiert, besser zu verstehen, behindert.

Um diese Lücke zu schließen, stellen wir in diesem Artikel eine neue endoskopische Bildgebungstechnik namens chirurgische polarimetrische Endoskopie (SPE) vor, die eine Bilderfassung, -rekonstruktion und -anzeige in Echtzeit ermöglichen kann. Wir validierten das SPE-System durch Bildgebung von Phantomen mit bekannten Polarisationseigenschaften und zeigten den Proof-of-Concept von SPE durch Bildgebung eines nichtstationären Ziels in vivo. Eine erste Studie am Menschen im Operationssaal wurde durchgeführt, um die potenzielle Rolle von SPE bei der intraoperativen Erkennung von Kehlkopfkrebs zu bewerten, gefolgt von einer histologischen und polarisationsmikroskopischen Validierung. Die Ergebnisse zeigen, dass SPE einen nützlichen polarimetrischen Kontrast bietet, der bei WLE nicht verfügbar ist, um Kehlkopfkrebsläsionen besser vom normalen Gewebe zu unterscheiden, und zeigen, dass der Kontrast auf Veränderungen der Gewebearchitektur zurückzuführen ist. Unsere Studie zeigt, dass diese markierungsfreie, berührungslose, weitwinkelige, hochauflösende endoskopische Bildgebungstechnik über ein translatorisches Potenzial und eine praktische Anwendbarkeit zur Unterstützung der intraoperativen Kehlkopfkrebserkennung verfügt und vielversprechend ist, eine wirksame ergänzende Methode zum Standardverfahren zu werden -Pflege WLE.

Das SPE-System besteht aus einem tragbaren Endoskopgerät (Abb. 1a, b) einschließlich eines endoskopischen Polarisationsspitzenaufsatzes, einem starren Endoskop, einem Bildgeber zur Analyse des Polarisationszustands und einer Basisstation mit einer Endoskoplichtquelle und einem Computer zur Datenerfassung, Rekonstruktion und Datenerfassung Anzeige. Die SPE-Basisstation wurde auf einem tragbaren Klinikwagen positioniert, während der Handteil vom Chirurgen transoral in den Kehlkopf eingeführt wurde (Abb. 1c). Eine vollständige Beschreibung des Systems finden Sie in Methoden.

a, Design des Handendoskopgeräts im SPE-System und Schema der DoFP-LP-Kamera. QWP: Viertelwellenplatte. DoFP-LP enthält eine Reihe mikrolinearer Polarisatoren auf der Oberseite des Fotodioden-Arrays. Jeder Block aus vier benachbarten Array-Elementen umfasst 90°, 45°, 135° und 0° abgewinkelte mikrolineare Polarisatoren direkt über vier Fotodioden, die ein Superpixel bilden. b, Foto des Handendoskopteils des SPE-Systems. c, Schema: Intraoperative Bildgebung des Kehlkopfes mit dem SPE-System. d, Endoskopischer Polarisationsspitzenaufsatz, verglichen mit einer 20-Pence-Münze. Der Maßstabsbalken beträgt 10 mm. e, Die Polarisationseigenschaften (von links nach rechts: Verzögerung, Diattenuierung und Depolarisation; einheitenlos) des Bildgebungskanals des starren Endoskops, das im SPE-System verwendet wird. f, Bildverarbeitungspipeline. g,h, Intensitätsreferenzbilder, die aus der SPE-Bildgebung eines negativen USAF-Ziels von 1951 im Depolarisationsmodus (dep) (g) und im Verzögerungsmodus (ret) (h) erhalten wurden. i, Die Ausbreitungsfunktionen eines dreizeiligen Gitters im Ziel, extrahiert aus der roten horizontalen Linie in g und der blauen horizontalen Linie in h.

Quelldaten

Bei zirkular polarisierter Beleuchtung können die lineare Verzögerung des Gewebes und die zirkuläre Depolarisation durch effiziente arithmetische Operationen am Stokes-Vektor (mit den vier Elementen S0, S1, S2 und S3) des rückgestreuten Lichts ermittelt werden33,34,35,36. Das SPE-System nutzt daher zur Beleuchtung eine zirkulare Polarisation, die durch den endoskopischen Spitzenaufsatz erzeugt wird (Abb. 1d). Die Bildgebungskanäle von routinemäßigen starren Endoskopen weisen jedoch intrinsische Polarisationseigenschaften auf, die den Polarisationszustand des einfallenden Lichts verzerren25,37,38 und so eine Polarisationszustandsanalyse am proximalen Ende eines starren Endoskops verhindern, während ein Polarisationszustandsanalysator am distalen Ende miniaturisiert wird Das Ende des Anwendungsbereichs führt zu einer anspruchsvollen Größenbeschränkung. Stattdessen haben wir ein Endoskop mit vollständig polarisationserhaltendem Bildgebungskanal beschafft (Diadämpfung, Depolarisation und Verzögerung liegen nahe bei 0, Abb. 1e; das Mueller-Matrixbild ist in der ergänzenden Abbildung 1 verfügbar), das eine Polarisationszustandsanalyse ohne strenge Größenbeschränkung effektiv ermöglichte am proximalen Ende des Endoskops.

Um eine Schnappschuss-Bildgebung zu ermöglichen, haben wir ein Design mit zwei Bildgebungsmodi integriert, damit das SPE-System einzeln im Verzögerungs- oder Depolarisationsmodus arbeiten kann. Ein wichtiges Element dieses Entwurfs ist ein linear polarimetrischer Bildsensor mit Teilung der Brennebene (DoFP-LP) (Abb. 1a), ein im Handel erhältliches Gerät, das eine Reihe mikrolinearer Polarisatoren aus Aluminium-Nanodrähten enthält Gitter auf der Oberseite des Fotodiodenarrays, die die Analyse linearer Polarisationszustände in einem einzigen Schnappschuss ermöglichen. Im Depolarisationsmodus wird eine vorab ausgerichtete Viertelwellenplatte zwischen der DoFP-LP-Kamera und dem Okular des starren Endoskops platziert, sodass S0 und S3 in einem einzigen Schnappschuss für die gleichzeitige Rekonstruktion der depolarisations- und polarisationsunempfindlichen radiometrischen Intensitätsbilder erhalten werden können. Im Verzögerungsmodus wird die Wellenplatte entfernt, um S0, S1 und S2 in einem Schnappschuss aufzuzeichnen und gleichzeitig die Verzögerung und die polarisationsunempfindlichen radiometrischen Intensitätsbilder wiederherzustellen (vollständige Beschreibung siehe Methoden). Durch Platzieren/Entfernen der Wellenplatte kann der Modus in weniger als 5 s umgeschaltet werden. Das von der SPE erhaltene polarisationsunempfindliche radiometrische Intensitätsbild entspricht dem mit konventioneller Schwarzweißbildgebung aufgenommenen Bild und dient somit als wichtige „Intensitätsreferenz“, um die intraoperative Manipulation des SPE zu steuern und die rekonstruierten Depolarisations- oder Verzögerungsbilder zu interpretieren.

Um die rekonstruierten Bilder in Echtzeit anzuzeigen, haben wir eine Pipeline zur Verarbeitung der Ausgabedaten des SPE entwickelt (Abb. 1f). Dazu gehörte eine polarimetrische Korrektur, um die Inhomogenität der Mikropolarisatoren des DoFP-LP zu beheben, eine Demosaikierung zur Rekonstruktion von vier linearen Polarisationsteilbildern aus dem verschachtelten Mikropolarisatorarray und eine Rekonstruktion des Verzögerungs- oder Depolarisationsbilds zusammen mit seinem Intensitätsreferenzbild (Methoden). Das Intensitätsreferenzbild kann optional einer Gammakorrektur und Schärfung unterzogen werden, um die Sichtbarkeit zu verbessern.

Das entwickelte SPE-System verfügt über eine digitale Auflösung von 1.384 × 1.208 Pixel und eine Bildrate von 9,5 fps mit einer Belichtungszeit von 53,3 ms und einer Verarbeitungszeit von 52,0 ms pro Bild für die In-vivo-Experimente. Erfolgt die Verarbeitung nicht online, beträgt die maximale Bildrate des SPE-Systems bis zu 35 fps bei 28,6 ms Belichtungszeit. Das SPE-System verfügt standardmäßig über ein kreisförmiges endoskopisches Sichtfeld mit einem Blickwinkel von 104°. Die optische Auflösung für beide Modi betrug 10,10 lp mm−1, charakterisiert mit einem negativen USAF-Ziel von 1951 in 1 cm Entfernung von der Spitze des Endoskops (Abb. 1g, h). Die Ausbreitungsfunktion eines dreizeiligen Gitters im Ziel ist in Abb. 1i dargestellt.

Wir haben das SPE-System validiert, indem wir Phantome biologischer Gewebe mit bekannten Polarisationseigenschaften abgebildet haben. Weißes Papier ist ein stark streuendes homogenes Ziel mit starker Depolarisation und minimaler Verzögerung24, wie durch SPE gezeigt (Abb. 2a). In ähnlicher Weise weist die Haut eine starke Streuung mit starker Depolarisation und schwacher Verzögerung auf33, wie durch die Bildgebung der Armhaut eines Freiwilligen in vivo mit SPE gezeigt wurde (Abb. 2b). Die Hautoberflächenstrukturen wurden durch SPE-Depolarisationsbildgebung verbessert, was mit früheren Studien übereinstimmt33,39,40.

a, Abbildung eines homogenen Streuziels (weißes Papier). Die SPE zeigte die erwartete hohe Depolarisation und niedrige Retardierung. Grün dargestellte Bereiche (markiert mit grünen Pfeilindikatoren) weisen entweder auf Unter- oder Überbelichtung hin und waren ungültig. b, Bildgebung der Haut eines Freiwilligen, die stark depolarisierend und schwach retardierend war. Depolarisationsbilder zeigen im Vergleich zur Intensitätsreferenz einen erhöhten Kontrast der Oberflächenstruktur, der in den vergrößerten Bereichen sichtbar ist. c, Abbildung eines Phantoms, auf dem sich ein M-förmiger Verzögerungsfilm befindet. d, Verzögerungs- und Intensitätsreferenzprofile entsprechend den blauen Linien in c. e, RMS-Kontrast in Bezug auf Verzögerung, Farbton und Sättigung zwischen dem verzögernden Ziel (Quadrate 1, 3 und 5) und dem nicht verzögernden Hintergrund (Quadrate 2 und 4) in c. f,g, Bildgebung des Mundvorhofbereichs eines Freiwilligen ohne Belastung (f) und mit Belastung (g). h, Änderung der Verzögerungseigenschaften im Mundvorhof und im Zahnfleisch, dargestellt durch ROI 1 bzw. ROI 2, beim Lippendehnungsprozess, aufgezeichnet über neun aufeinanderfolgende Bilder. i, Änderung der Depolarisationseigenschaften im Mundvorhof und im Zahnfleisch, dargestellt durch ROI 3 bzw. ROI 4 im Lippenstreckungsprozess, aufgezeichnet über neun aufeinanderfolgende Bilder. Die Daten in h und i werden als Mittelwert ± Standardabweichung der Pixelwerte in den ROIs dargestellt. Den gesamten Vorgang mit vollem Sichtfeld entnehmen Sie bitte den Zusatzvideos 1 und 2.

Quelldaten

Um die SPE-Verzögerungsbildgebung zu vergleichen, wurde ein Gewebephantom mit zwei Schichten konstruiert (Methoden). Seine oberste Schicht bestand aus einem M-förmigen Verzögerungsziel, um die Verzögerungsstrukturen biologischer Gewebe nahe der Oberfläche nachzuahmen. Seine untere Schicht war ein nicht retardierendes Streumedium. Obwohl das Ziel auf dem Farbfoto und dem Intensitätsreferenzbild kaum wahrnehmbar war, war es während der SPE-Verzögerungsbildgebung vom Hintergrund zu unterscheiden (Abb. 2c). Das Intensitätsprofil um das Ziel war ein glatter Bogen, während das Verzögerungsprofil scharfe Stufen aufwies, die deutliche Verzögerungseigenschaften zwischen dem Ziel und dem Hintergrund hervorhoben (Abb. 2d). Der quadratische Mittelwert (RMS)-Kontrast (Methoden) zwischen dem Ziel (Quadrate 1, 3 und 5) und dem Hintergrund (Quadrate 2 und 4) wurde jeweils für die Verzögerungs- und Farbbildgebung (Farbton und Sättigung) berechnet. Der durch SPE ermittelte Verzögerungskontrast ist etwa zwei Größenordnungen höher als der bei herkömmlicher Farbbildgebung (Abb. 2e). Das Ziel, das ähnliche Depolarisationseigenschaften wie der Hintergrund aufweist, zeigte während der SPE-Depolarisationsbildgebung einen etwas höheren Depolarisationswert (ergänzende Abbildung 3). Dies sollte auf die Gleichung zurückzuführen sein, die für die Rekonstruktion von Depolarisationsbildern verwendet wird (Gleichung (4) in Methoden), die den Grad der Polarisation des Lichts, das von bremsenden Objekten austritt, unterschätzt, was zu einer leichten Überschätzung der Depolarisation führt.

Um die Fähigkeit von SPE zu beurteilen, in vivo mit einem instationären Ziel zu arbeiten, haben wir nacheinander den Mundvorhof eines Freiwilligen während der manuellen Dehnung der Unterlippe abgebildet (Ergänzungsvideos 1 und 2). Bevor der Stress ausgeübt wurde (Abb. 2f), zeigte die SPE im Vergleich zur Farbbildgebung zusätzlich, dass das reiche Bindegewebe des Vestibulums stärker retardierend war als das Zahnfleisch und das Zahnfleisch stärker depolarisierend war als die Schneidezähne, während das Vestibulum räumlich eine räumliche Veränderung aufwies unterschiedliche Depolarisation. Unter der angelegten Belastung (Abb. 2g) stellte die SPE außerdem (1) eine Zunahme der Verzögerung des gedehnten Vestibulums fest, was auf eine bessere Ausrichtung des Bindegewebes aufgrund der zunehmenden Belastung hindeutet25,41,42; (2) keine Änderung der Verzögerung des Zahnfleisches, da die durch die Dehnung der Lippe induzierte Spannung nicht auf das Zahnfleisch übertragen wurde, wo keine Gewebeverformung und -verschiebung beobachtet wurde; (3) Die Depolarisation des Mundvorhofs und des Zahnfleisches blieb im Wesentlichen gleich. Aufgrund seiner Echtzeitfähigkeit kann SPE die kontinuierlichen Änderungen der Polarisationseigenschaften während dieses Prozesses überwachen. Durch Verfolgung von vier repräsentativen Regionen über neun aufeinanderfolgende SPE-Frames (Region of Interest (ROI) 1, Vestibül; ROI 2, Zahnfleisch im Verzögerungsmodus; ROI 3, Vestibül; ROI 4, Zahnfleisch im Depolarisationsmodus; Einzelheiten siehe ergänzende Abbildung 4 ), SPE zeigte, dass die Retardierung im Vestibulum kontinuierlich anstieg, während die Lippe gedehnt wurde, und sich dann stabilisierte, nachdem die Belastung das Maximum erreicht hatte (die Belastung konnte nicht weiter zunehmen, ohne Unbehagen zu verursachen), und zeigte auch, dass die Retardierung im Zahnfleisch und im Die Depolarisation in beiden Bereichen blieb während des gesamten Prozesses konstant (Abb. 2h, i). Es ist anzumerken, dass die Oberflächenform des hier analysierten Vestibülgewebes hauptsächlich durch das darunter liegende starre Substrat (Knochen und Zahnwurzel) bestimmt wurde, das lokal flach war und sich während des Dehnungsprozesses nicht wesentlich veränderte (Einzelheiten siehe ergänzende Abbildung 5). ). Dieses Experiment demonstrierte den Proof-of-Concept der SPE-Bildgebung nichtstationärer Ziele in vivo.

Um die potenzielle Rolle von SPE in der Kehlkopfkrebschirurgie zu beurteilen, führten wir eine intraoperative In-vivo-Bildgebung mit SPE bei einem Patienten durch, der routinemäßig eine totale Laryngektomie zur Entfernung eines transglottischen Tumors (Plattenepithelkarzinom (SCC) des linken Hemilarynx) benötigte, nachgewiesen durch Routineendoskopie und Biopsie vor der Operation). Der chirurgische Arbeitsablauf wurde für die intraoperative SPE leicht verändert (siehe Methoden zu Ethik und Arbeitsablauf).

Die WLE zeigte, dass der linke hemi-supraglottische Bereich einen Verlust der Regelmäßigkeit und Asymmetrie der Oberflächenform im Vergleich zum rechten normalen Gegenstück aufwies (Abb. 3a). Das Karzinom im linken hemi-supraglottischen Bereich, der an den Endotrachealtubus angrenzt, war durch ein blasseres oder dunkleres rotes Erscheinungsbild auffällig als das hellrosa Normalgewebe. Das linke Stimmband (postoperativ nachweislich krebsartig) wies jedoch keinen nennenswerten Farb- und Texturkontrast zum normalen rechten Stimmband auf, da beide eine ähnliche hellrosa Farbe aufwiesen. Dies ist ein typisches Beispiel dafür, dass die Farbe/Textur des WLE zu Schwierigkeiten bei der Unterscheidung von Pathologien führt.

a, Kehlkopf mit WLE abgebildet: 1, Glottis (Stimmbänder); 2, Supraglottis; 3, vordere Kommissur. b,c, Retardanz und ihr Intensitäts-Referenzbild des Kehlkopfes. d,e, Depolarisation und ihr Intensitätsreferenzbild des Kehlkopfes. f, Vergrößerte Bilder des krebsartigen und normalen Stimmbandes (für die der Supraglottis siehe ergänzende Abbildung 6). g–h, Verzögerungs- und Depolarisationswerte innerhalb der krebsartigen, normalen Stimmlippe (VC) und der krebsartigen und normalen Supraglottis. In den Boxplots stellt die rote Mittellinie den Medianwert dar und die blaue Box zeigt das 25. und 75. Perzentil des Datensatzes. Die schwarzen Whisker markieren das Nicht-Ausreißer-Minimum und das Nicht-Ausreißer-Maximum. Die P-Werte wurden über einen zweiseitigen Mann-Whitney-U-Test zum Vergleich zwischen zwei Gruppen berechnet. i, RMS-Kontrast zwischen den krebsartigen und normalen Stimmbändern in Bezug auf Retardierung und Depolarisation, angezeigt durch die SPE, und Farbton und Sättigung, dargestellt durch die WLE. Informationen zur konsekutiven SPE-Bildgebung dieses Falles finden Sie in den Zusatzvideos 3 und 4.

Quelldaten

Die SPE ergab, dass die Läsionen im linken hemi-supraglottischen Bereich im Vergleich zum rechten supraglottischen Bereich einen Rückgang der Verzögerung aufwiesen (Abb. 3b, c und Zusatzvideo 3). Das gleiche Erscheinungsbild war auch in den Glottisbereichen deutlich zu beobachten: Die linke war weniger retardierend als die rechte. Die SPE zeigte auch, dass die Depolarisation des linken krebsartigen Supraglottis-Bereichs deutlich schwächer war als die des normalen rechten Bereichs (Abb. 3d, e und Zusatzvideo 4). Das normale rechte Stimmband wies die höchste Depolarisation im Kehlkopf auf, im Gegensatz zum krebsartigen linken Gegenstück mit mäßiger Depolarisation. Der Unterschied der Verzögerungs- und Depolarisationswerte für die Krebsläsionen und das normale Gewebe im Kehlkopf ist statistisch signifikant (P < 0,001, zweiseitiger Mann-Whitney-U-Test; Einzelheiten siehe Methoden) (Abb. 3g, h). Beachten Sie, dass während der polarimetrischen Endoskopie etwas stark absorbierendes Blut wieder auf der Gewebeoberfläche auftauchte, was zu unterbelichteten Bereichen in den SPE-Bildern führte. Starke Spiegelreflexionen von glatten Gewebeoberflächen verursachten ebenfalls überbelichtete/pixelgesättigte Bereiche. Diese Regionen wurden in Abb. 3b – e grün dargestellt und von der Analyse ausgeschlossen. Um den Komplementärkontrast zu verdeutlichen, der durch SPE bereitgestellt werden kann, wurde der Glottisbereich in Abb. 3f segmentiert und vergrößert. Der RMS-Kontrast zwischen krebsartigen (links) und normalen (rechts) Stimmbändern durch SPE ist etwa eine Größenordnung höher als der durch WLE (Abb. 3h). Es wurde festgestellt, dass die polarimetrischen Signaturen des normalen Kehlkopfes und des Krebsgewebes unterschiedlich sind und die SPE Krebsarten unterscheiden kann, die bei WLE nicht leicht identifizierbar sind.

Um den während der In-vivo-SPE-Bildgebung beobachteten Kontrast zu validieren, haben wir den nicht fixierten herausgeschnittenen Kehlkopf (Abb. 4a) unmittelbar nach der Laryngektomieoperation und vor der Histopathologie mit einem Müller-Matrixpolarimeter abgebildet. Die Verzögerungs- und Depolarisationsbilder wurden dann aus dem Mueller-Matrixbild (Methoden) rekonstruiert. Das Farbbild mit den Ergebnissen der Histopathologie (Abb. 4b) zeigte, dass die meisten krebsartigen Massenläsionen entweder eine blassere oder rötlichere Farbe aufwiesen als das normale hellrosa Gewebe. Einige hellrosa Regionen wurden jedoch als krebsartig diagnostiziert, zum Beispiel wurde ROI 3 im Bereich der linken Stimmlippe als krebsartig diagnostiziert (leichtgradige Dysplasie, die sich über die Gänge ausbreitet, eine Art Krebsvorstufe) und die ROIs 6 und 7 in der Subglottis wurden diagnostiziert als krebsartig (hochgradige Dysplasie, eine Art Vorstufe von Krebs). Die rekonstruierten Retardations- und Depolarisationsbilder zeigten eine gute Übereinstimmung mit den In-vivo-Ergebnissen, nämlich dass: (1) Krebsläsionen in allen Teilen des Kehlkopfes im Allgemeinen eine niedrige Retardierung und niedrige Depolarisation aufwiesen; (2) Das normale Stimmband und die Subglottis auf der rechten Seite waren im Gegensatz zu den Krebsregionen stark retardierend und depolarisierend. (3) Das normale Stimmband auf der rechten Seite wies die höchste Depolarisation im Kehlkopf auf (Abb. 4c, d). Die Krebsläsionen, die keine abnormale Farbe aufwiesen, wie die ROIs 3, 6 und 7, zeigten im Allgemeinen eine schwächere Retardierung und geringere Depolarisation als normal und lieferten nützliche Hinweise zur Erkennung der Pathologien.

a, Foto des herausgeschnittenen Kehlkopfes, der in der hinteren Mittellinie gespalten und aufgespreizt ist. Das Foto wurde unmittelbar nach der Devaskularisierung und vor der Formalinfixierung aufgenommen. b–d, Weißlicht-, Retardations- und zirkuläre Depolarisationsbilder (erhalten durch Müller-Polarimetrie) des von der Blackbox in a umschlossenen Bereichs, beschriftet mit Diagnoseergebnissen aus der Histopathologie entlang dreier Linien innerhalb von Supraglottis (b), Glottis (c) und Subglottis (d). Maßstabsleiste, 5 mm. z. B. Klassifizierung der Gewebepathologie basierend auf einer Support-Vektor-Maschine unter Verwendung von Farbinformationen, polarimetrischen Informationen aus der Müller-Polarimetrie bzw. partieller Stokes-Polarimetrie für 66 separate Regionen entlang der drei Linien in b–d. h, Klassifizierungsleistung, gemessen anhand der AUC von ROC-Kurven (für alle hier beteiligten ROC-Kurven siehe ergänzende Abbildungen 8 und 9), wobei nur Informationen zu Farbe, Verzögerung (Ret) und Depolarisation (Dep) verwendet werden, wobei sowohl Verzögerung als auch Depolarisation (Ret +) verwendet werden Dep) und deren Verwendung (gemeinsam), insgesamt erhalten aus der Mueller-Polarimetrie (links) bzw. der partiellen Stokes-Polarimetrie (rechts). i–x, Weißlichtmikroskopie und Polarisationsmikroskopie der Querschnittsgewebeschnitte des Kehlkopfes in den ROIs 1–8, markiert mit b–d. i–x haben den gleichen Maßstabsbalken (100 μm), der in i beschriftet ist. EP, Epithel; GL, Drüsen; BV, Blutgefäße. ROI 1: SCC; ROIs 2, 5 und 8: normal dargestellt durch N; ROI 3: geringgradige Dysplasie, die sich in den Milchgang ausbreitet (LGD); ROI 4 ist ein Karzinom mit einer dicken, hochgradig dysplastischen Oberfläche (HGD-S); ROI 6 ist hochgradige Dysplasie (HGD); ROI 7 unterhalb der gestrichelten Linie ist ebenfalls hochgradige Dysplasie (HGD), oberhalb der gestrichelten Linie ist ein Übergangsbereich von Dysplasie zu normal. y, Verteilung der Gewebeverzögerer entlang der axialen Richtung für ROI 1–8 in i–x. Für normale Geweberegionen (ROIs 2, 5 und 8) sind die Verzögerungsindizes (Methoden) in einer Tiefe von 0–50 μm, wo sich das Epithel befindet, gering und steigen ab 100 μm unterhalb der Stelle, an der sich LP befindet, erheblich an. Die Verzögerungsindizes für Krebsregionen, einschließlich dysplastischer Regionen (ROIs 1, 3, 4, 6 und 7), sind über eine Tiefe von 0–300 μm konstant klein.

Quelldaten

Um die Fähigkeit der Weißlichtbildgebung und der polarimetrischen Bildgebung zur Unterscheidung von Krebsläsionen (einschließlich Vorstufen wie Dysplasie und invasivem Krebs wie Plattenepithelkarzinomen) von normalem Gewebe zu beurteilen, wurde eine binäre lineare Klassifizierung von Gewebepathologien basierend auf einer Support-Vektor-Maschine durchgeführt Farb-, Verzögerungs- und Depolarisationsinformationen (Abb. 4e – g), erhalten aus der Müller-Polarimetrie und der partiellen Stokes-Polarimetrie, wie sie für SPE in 66 unabhängigen Regionen innerhalb der Supraglottis, Glottis bzw. Subglottis (Abb. 4b – d) verwendet werden, mit Bereitstellung der Histopathologie ein Standard (66 Regionen deckten alle Bereiche entlang der drei Linien in Abb. 4b – d ab, in denen Querschnittsgewebeschnitte für die Histopathologie vorbereitet wurden; Einzelheiten siehe Methoden). Die aus der partiellen Stokes-Polarimetrie rekonstruierten Verzögerungs- und Depolarisationsbilder sind in der ergänzenden Abbildung 7 dargestellt. Die Werte der Fläche unter der Kurve (AUC) der ROC-Kurven (Receiver Operating Characteristic) zeigen, dass die Klassifizierungsleistung basierend auf der Müller-Polarimetrie hauptsächlich durch die Verzögerung und nicht durch die Verzögerung bestimmt wird Depolarisation; Farbinformationen können hilfreich sein, um die polarimetrische Bildgebung zu ergänzen und die Klassifizierungsleistung zu verbessern (Abb. 4h). Für die Klassifizierung auf der Grundlage der partiellen Stokes-Polarimetrie wurde festgestellt, dass die gemeinsame Verwendung von Retardierung und Depolarisation besser ist als die individuelle Verwendung; Die beste Leistung wird durch die Kombination von Farb- und Polarimetrieinformationen erzielt. Die auf der partiellen Stokes-Polarimetrie basierende Klassifizierung schnitt erwartungsgemäß geringfügig schlechter ab als die auf der Mueller-Polarimetrie basierende. Als Ergänzung zum Standard-WLE (Sensitivität und Spezifität von 86 % bzw. 77 %) kann die vorgeschlagene Polarimetriemethode die Sensitivitäts- und Spezifitätswerte auf 93 % bzw. 85 % erhöhen (Einzelheiten siehe ergänzende Abbildungen). 8 und 9).

Um den Ursprung des in der polarimetrischen Bildgebung nachgewiesenen Verzögerungskontrasts zu untersuchen, verwendeten wir Polarisationsmikroskopie, um die mit Hämatoxylin und Eosin (H&E) gefärbten Querschnittsgewebeschnitte des Kehlkopfes in der Nähe der ROIs 1–8 abzubilden (Abb. 4i–x). Verzögernde Zusammensetzungen in Gewebeschnitten zeigen unter dem Polarisationsmikroskop eine einzigartige hellgoldene oder dunkelgrüne Farbe, was zu einem bemerkenswerten Kontrast führt43,44. Das Epithel, einschließlich der Auskleidung der normalen Kehlkopfoberfläche sowie des Drüsengangs im Kehlkopf, war schwach retardierend, wie durch Polarisationsmikroskopie nachgewiesen wurde, während die Lamina propria (LP) – eine dicke Bindegewebsschicht unter dem Epithel, die aus einer gut strukturierten Struktur besteht Netzwerk aus Kollagenfibrillen – manifestierte starke Verzögerung (Abb. 4o, r, x). Bei normalem Kehlkopfgewebe war das Epithel dünn (50–100 μm dick mit etwa fünf bis zehn Zellschichten) und glatt45. Bei der polarimetrischen Bildgebung depolarisiert das Epithel das einfallende Licht leicht und ein wesentlicher Teil bleibt zirkular polarisiert, wenn es den LP erreicht. Der Verzögerungs-LP wandelt den Polarisationszustand dieses Teils während des Transits und der Streuung innerhalb des LP von kreisförmig in elliptisch und linear um. Das dünne Epithel depolarisiert das zurückgeleitete Licht dann wieder leicht, bevor es aus der Gewebeoberfläche austritt. Dadurch enthält das austretende Licht einen erheblichen Anteil linearer Polarisation, was der Grund dafür ist, dass normales Kehlkopfgewebe in der polarimetrischen Weitfeldbildgebung eine hohe Verzögerung aufweist.

In den Krebsregionen mit invasivem Krebs störte die unkontrollierte Proliferation von Krebszellen jedoch die normale Gewebearchitektur, indem sie die Struktur des Epithels zerstörte und in den LP eindrang. Die Polarisationsmikroskopie ergab, dass die retardierenden Fibrillen innerhalb mehrerer hundert Mikrometer der Gewebeoberfläche durch schwach retardierende SCC (ROI 1, Abb. 4n) oder SCC ersetzt wurden, die mit einer nicht retardierenden hochgradigen dysplastischen Oberfläche überlagert waren (ROI 4, Abb. 4q; die dysplastische Oberfläche war etwa 700 μm dick). In den Regionen mit Krebsvorstufen (ROIs 6 und 7, Abb. 4v,w) verdickte sich das schwach retardierende Epithel (die Dicke des Epithels beträgt etwa 400 μm in ROI 6 und 250–300 μm in ROI 7 im Vergleich zu 50). –100 μm für ROIs 2, 5 und 8), die auf eine abnormale Proliferation der Epithelzellen zurückzuführen sind. Obwohl das retardierende LP intakt bleibt, wird es weiter von der Gewebeoberfläche entfernt lokalisiert. Folglich gibt es bei den Krebsläsionen (sowohl Dysplasie als auch SCC) im Gegensatz zu normalem Gewebe einen Mangel an retardierenden Strukturen in der Nähe der Gewebeoberfläche (Abb. 4y).

Der Ursprung des Depolarisationskontrasts wurde in früheren Studien zur polarimetrischen Bildgebung20,21,22,46,47,48,49 und zur Polarisationslichtstreuungsspektroskopie50,51,52 von Streumedien berücksichtigt. Es wurde berichtet, dass der krebsartige menschliche Dickdarm und Gebärmutterhals eine schwächere Depolarisation als normal aufwies20,46,53,54, was mit den In-vivo- und Ex-vivo-Larynx-Ergebnissen übereinstimmt. Eine schwächere Depolarisation ergibt sich hauptsächlich aus einer Zunahme der Absorption aufgrund einer verstärkten Vaskularisierung des Tumors (verstärkte Vaskularisierung nahe der Gewebeoberfläche, beobachtet in Abb. 4i, k) und einer Verringerung der Streuung aufgrund der Zerstörung normaler Gewebearchitekturen, wie in Lit. berichtet. 46,54,55,56. Der Verlust der Verzögerung in der Nähe der Gewebeoberfläche trägt auch zu einer Verringerung der Depolarisation in den Krebsregionen bei.

Die Mikroskopieergebnisse stimmen gut mit den Beobachtungen der polarimetrischen Weitfeldbildgebung überein, dass Krebsläsionen durchweg eine geringere Retardierung und schwächere Depolarisation aufwiesen als normales Gewebe und legen nahe, dass der durch SPE bereitgestellte Polarisationskontrast auf Veränderungen der Gewebearchitektur zurückzuführen ist, die mit der Entwicklung von Kehlkopfkrebs einhergehen .

Um die Reproduzierbarkeit von SPE zur Unterscheidung von Pathologien anhand des Kontrasts, der sich aus Veränderungen der Gewebearchitektur ergibt, weiter zu beurteilen, haben wir SPE weiter an einem Patienten getestet, der eine routinemäßige transorale Laseroperation zur Entfernung einer SCC-Läsion in der linken Stimmritze benötigte. Der klinische Arbeitsablauf wurde wie beim Fall der Laryngektomie angepasst, wobei die SPE nach der Routineanästhesie für die infraglottische Jet-Ventilation und WLE-Inspektion und vor der routinemäßigen transoralen Laseroperation getestet wurde. Obwohl bei WLE eine leichte Asymmetrie zu beobachten ist (Abb. 5a), zeigte WLE keinen auffälligen Farb- und Texturkontrast zwischen dem linken vorderen Stimmband (durch Biopsie und chirurgische Pathologie nachgewiesenes Plattenepithelkarzinom) und dem normalen Gegenstück auf der rechten Seite. SPE ergab eine verdächtige Läsion im linken vorderen Stimmband, die im Vergleich zum rechten eine schwache Retardierung mit einem dunkel gesprenkelten Erscheinungsbild im Retardierungsbild aufwies (Abb. 5b, c und Zusatzvideo 4). Dies steht in guter Übereinstimmung mit dem im Fall der Laryngektomie beobachteten Verlust der Retardierung bei Krebs. Das vordere Stimmband auf der linken Seite zeigte ebenfalls eine geringere Depolarisation im Vergleich zum rechten Stimmband, das eine starke Depolarisation aufwies (Abb. 5d, e und Zusatzvideo 5). Die vorderen Stimmbänder der verschiedenen Modalitäten wurden in Abb. 5f segmentiert und vergrößert. Die mit normalem und krebsartigem vorderem Stimmband verbundenen Depolarisationseigenschaften stimmten vollständig mit der Beurteilung für den Fall der Laryngektomie überein. Der Unterschied der Retardations- und Depolarisationswerte für das krebsartige und das normale vordere Stimmband ist statistisch signifikant (P < 0,001, zweiseitiger Mann-Whitney-U-Test) (Abb. 5g, h). Der RMS-Kontrast zwischen dem krebsartigen vorderen Stimmband und dem normalen Gegenstück bei SPE ist viel höher als bei WLE (Abb. 5i). Die postoperative Polarisationsmikroskopie bestätigte, dass das krebsartige vordere Stimmband auch keine LP in der Nähe der Gewebeoberfläche aufwies, was mit dem Verlust retardierender Zusammensetzungen verbunden war (Abb. 5j, k), was wiederum mit dem Fall der Laryngektomie übereinstimmt. Die hinteren Stimmbänder zeigten eine gute Formsymmetrie und ein ähnliches Erscheinungsbild in Farbe, Verzögerung und Depolarisation bei WLE und SPE, was einen Konsens über den normalen Status der hinteren Stimmbänder impliziert.

a, Kehlkopf mit WLE abgebildet: 1, vordere Stimmbänder; 2, hintere Stimmbänder. b,c, Retardanz (b) und ihr Intensitäts-Referenzbild (c) des Kehlkopfes. d,e, Depolarisation (d) und ihr Intensitätsreferenzbild (e) des Kehlkopfes. f: Vergrößerte Bilder der krebsartigen und normalen vorderen Stimmbänder. g,h, Verzögerungs- (g) und Depolarisationswerte (h) innerhalb des krebsartigen und normalen vorderen Stimmbandes. In den Boxplots stellt die rote Mittellinie den Medianwert dar und die blaue Box zeigt das 25. und 75. Perzentil des Datensatzes. Die schwarzen Whisker markieren das Nicht-Ausreißer-Minimum und das Nicht-Ausreißer-Maximum. Die P-Werte wurden über einen zweiseitigen Mann-Whitney-U-Test für den Zweigruppenvergleich berechnet. i, RMS-Kontrast zwischen den krebsartigen und normalen vorderen Stimmbändern in Bezug auf Retardierung und Depolarisation, die durch die SPE aufgedeckt werden, und Farbton und Sättigung, die durch die WLE angezeigt werden. j,k, Weißlichtmikroskopie (j) und Polarisationsmikroskopie (k) der als krebsartig (SCC) diagnostizierten Gewebeschnitte im linken vorderen Stimmband. Maßstabsbalken, 100 μm. Informationen zur konsekutiven SPE-Bildgebung dieses Falles finden Sie in den Zusatzvideos 5 und 6.

Quelldaten

Bei minimalinvasiven Eingriffen bei Kehlkopfkrebs spielt die chirurgische Endoskopie eine wichtige Rolle. Chirurgen verlassen sich auf die standardmäßige WLE, da sie eine Fülle von Farb- und Oberflächeninformationen über Läsionen und das Operationsgeschehen liefert. WLE unterliegt jedoch Einschränkungen bei der Differenzierung von Läsionen ohne abnormale Farbdarstellung oder Oberflächenregelmäßigkeit, was zu einer ungeeigneten Auswahl von Biopsiebereichen oder zu Zwischensummen oder unnötigen Resektionen führen kann. Hier berichten wir über eine Demonstration von SPE in einer klinischen Umgebung durch Nutzung der Polarimetrie zur Nutzung von Gewebearchitekturinformationen. Wir zeigen, wie es einen polarimetrischen Kontrast liefern kann, der bei WLE nicht verfügbar ist, um Kehlkopfkrebs- und Krebsvorstufen besser von normalem Gewebe zu unterscheiden und den Kontrast aufzuzeigen, der sich aus Veränderungen der Gewebearchitektur ergibt. Die Informationen aus dieser zusätzlichen endoskopischen Bildgebungsmodalität, die die konventionelle WLE ergänzt, können die intraoperative Erkennung von Kehlkopfkrebs verbessern. Dies bietet möglicherweise die Möglichkeit, eine zuverlässigere Beurteilung von Gewebepathologien, eine klarere intraoperative Anleitung für Biopsie und Resektion sowie eine verbesserte chirurgische Versorgung von Kehlkopftumoren sicherzustellen. Die SPE hat einzigartige Vorteile im Vergleich zu anderen neuen Endoskoptechniken, die für die Krebserkennung vielversprechend sind, wie etwa der endoskopischen optischen Kohärenztomographie, der konfokalen Fluoreszenz-Endomikroskopie, der nichtlinearen Endomikroskopie und der Streuspektroskopie, für deren Bildung zusätzliche räumliche Ad-hoc-Abtastung erforderlich ist B. ein Weitfeldbild, und erfordern lange Aufnahmezeiten, um eine hohe Auflösung zu erreichen, oder die Aufnahme eines Bildfeldes, das sich von der Standard-WLE-Ansicht unterscheidet. Die Registrierung der extrahierten Informationen mit herkömmlichem WLE und menschlichem Sehvermögen ist eine Herausforderung, ist jedoch erforderlich, damit Chirurgen die Läsionen gleichzeitig wahrnehmen und lokalisieren können. SPE verfügt über ein weites Sichtfeld und eine hohe Auflösung, die dem herkömmlichen WLE und dem menschlichen Sehen entspricht, sowie über Echtzeitleistung. Diese Funktionen von SPE können bei chirurgischen Szenen mit mehreren sich bewegenden und deformierenden Objekten, bei denen eine komplexe Hand-Auge-Koordination des Chirurgen von entscheidender Bedeutung ist, eine einigermaßen gute Bildqualität gewährleisten. Darüber hinaus kann SPE monochrome Intensitätsreferenzbilder liefern, die die Interpretation der rekonstruierten polarimetrischen Bilder erleichtern können. Darüber hinaus ergibt sich der durch SPE erzeugte Kontrast aus der intrinsischen Mutation von Gewebearchitekturen während der Krebspathogenese. Der kennzeichnungsfreie Charakter der Technik erleichtert die Integration in bestehende chirurgische Arbeitsabläufe und die Akzeptanz unter Sicherheits- und Regulierungsgesichtspunkten. Schließlich sind für SPE keine kostspieligen Lichtquellen oder Komponenten erforderlich, und die zusätzlichen Kosten im Vergleich zu WLE sind vernachlässigbar (beachten Sie, dass die Kosten für DoFP-LP-Bildsensoren dieselben sind wie für normale Bildsensoren in Massenproduktion).

Wir weisen auf die folgenden Einschränkungen hin, die sich aus der Tatsache ergeben, dass diese vorliegende Studie einen Proof-of-Concept-Beweis für SPE liefert. Zunächst verwendeten wir einen vereinfachten Ansatz, um Verzögerung und Depolarisation aus partieller Stokes-Polarimetrie zu rekonstruieren. Dieser Ansatz ist pragmatisch, aber nicht so streng wie die Müller-Polarimetrie. Beispielsweise können im Depolarisationsmodus stark retardierende Ziele detektiert werden, wie im Phantomexperiment gezeigt wurde. Da die nützlichen Informationen, die durch den Kontrast zwischen verschiedenen Gewebepathologien dargestellt werden, ursprünglich in den erfassten partiellen polarimetrischen Stokes-Bildern vorhanden sind, ist dieser vereinfachte Ansatz geeignet, diese Informationen auf physikalisch aussagekräftigere Weise zu visualisieren. Bezogen auf die Farbbildgebung mit einer RGB-Kamera (oder mit bloßem Auge) gibt es auch Überlappungen zwischen den roten, grünen und blauen Farbkanälen im Wellenlängenbereich, die jedoch für reale Anwendungen immer noch ausreichend sind. Die strikte Unterscheidung der Informationen aus verschiedenen Kanälen ist eine „nice to have“-Funktion (und keine „must have“-Funktion).

Zweitens gibt es eine Grenze für die Gewebetiefe, bis zu der das Licht polarisiert bleibt, und es kann angenommen werden, dass der SPE-Kontrast hauptsächlich durch Veränderungen innerhalb einiger hundert Mikrometer der Gewebeoberfläche entsteht. Eine umfassende Charakterisierung von Tumoren im Spätstadium und metastatischen Läsionen, die sich außerhalb dieser Gewebetiefe befinden, ist mit der SPE allein nicht möglich. Möglicherweise ist eine multimodale Endoskopie erforderlich, die Technologien mit größerer Eindringtiefe, aber geringerer Auflösung integriert, wie z. B. endoskopischer Ultraschall. Wir stellen jedoch fest, dass sich Epithelkrebs – einschließlich Kehlkopftumoren – im oberflächlichen Gewebevolumen in einem frühen Krebs- oder Krebsvorstadium befindet. Bei solchen Läsionen kommt es nur zu sehr geringfügigen Farbveränderungen. Daher ist es wichtig, sie mit einem ergänzenden Bildgebungsverfahren wie SPE zu erkennen.

Schließlich kann, wie bei vielen biophotonischen Bildgebungstechniken, die Form der Gewebeoberfläche die durch SPE ermittelten polarimetrischen Werte beeinflussen. Wir untersuchten den Einfluss der Form auf die mit SPE erfassten polarimetrischen Werte (Ergänzende Abbildungen 10–12) und stellten fest, dass sie die Erkennung des in den SPE-Bildern beobachteten polarimetrischen Kontrasts nicht beeinträchtigt. In der Praxis sind die polarimetrischen Werte nicht der einzige Anhaltspunkt für die Gewebeklassifizierung. Beispielsweise ist auch die Links-Rechts-Symmetrie der anatomischen Struktur (sowohl bei WLE als auch bei SPE) wichtig, da Krebsbereiche die Symmetrie brechen können und von Chirurgen einfach identifiziert werden können. Krebsarten ohne offensichtliche Formveränderung oder Asymmetrie unter WLE müssen unbedingt mit SPE behandelt werden. Daher ist die Form nicht unbedingt eine Variable, die kontrolliert werden muss, und verhindert nicht, dass SPE zur Gewebeklassifizierung verwendet wird.

In diese Studie haben wir zwei freiwillige Patienten aufgenommen, um den SPE-Proof-of-Concept zu bewerten. Obwohl die Zahl der Laryngektomiefälle aufgrund von Rekrutierungs- und Zeitbeschränkungen begrenzt war, konnten sie aufgrund der unterschiedlichen Bildfelder und Perspektiven, die erfasst werden konnten, eine gründliche Erstuntersuchung und Validierung der Technik ermöglichen. Eine größere Patientenkohorte wäre möglich, wenn mehr medizinische Zentren einbezogen würden, das SPE-Gerät dupliziert würde, grundlegende Schulungen zur Bedienung und Sterilisation/Wiederverwendung des Geräts und zur Interpretation der erhaltenen polarimetrischen Bilder bereitgestellt würden und die Zusammenarbeit von Operationsteams, Pathologen und Sterilisationsteams in Anspruch genommen würde Serviceabteilungen.

Bei der hier beschriebenen SPE handelt es sich um ein polarisationserhaltendes Endoskop. Die meisten im Handel erhältlichen starren Endoskope sind aufgrund der im Bildgebungskanal verwendeten doppelbrechenden Materialien normalerweise nicht polarisationserhaltend. Starre Endoskope von Karl Storz (einer führenden Marke auf dem Markt für starre Endoskope) weisen beispielsweise eine starke Verzögerung auf, die über das Sichtfeld variiert und durch das Saphir-Schutzfenster am distalen Ende des Endoskops entsteht. In einer größeren Studie und klinischen Umsetzung könnte dies durch ein nicht doppelbrechendes Material wie Diamant ersetzt werden, sodass polarisationserhaltende starre Endoskope zuverlässig beschafft werden können. Ein anderer Weg besteht darin, eine vollständige Snapshot-Stokes-Polarimetrie anstelle einer partiellen Stokes-Polarimetrie mit einem typischen nicht polarisationserhaltenden Endoskop durchzuführen. Theoretisch könnte, sofern das Mueller-Matrixbild des starren Endoskops nicht degeneriert ist (und im Idealfall eine vernachlässigbare Depolarisation und Diattenuierung aufweist) und mit dem Arbeitsabstand invariant ist, seine Umkehrung zur Wiederherstellung nachträglich mit den Stokes-Messungen am proximalen Ende multipliziert werden der Polarisationszustand an der distalen Spitze. Unser Vortest bestätigte, dass dieser Vorschlag auch umsetzbar ist.

Angesichts der Tatsache, dass die gemeinsame Nutzung von Farb- und polarimetrischen Informationen zu einer besseren Leistung führen kann, wäre es sinnvoll, diese beiden Modalitäten in einem Gerät zu integrieren. Ein solches Gerät kann durch die Aufrüstung des aktuellen monochromen DoFP-LP-Bildsensors auf seine seit kurzem im Handel erhältliche Farbversion sowie durch den Einsatz einer Endoskop-Lichtquelle mit abnehmbarem Schmalbandfilter (Schmalbandlicht für polarimetrische Bildgebung und Breitbandlicht) erhalten werden für Weißlichtaufnahmen). Der Wechsel zwischen SPE und WLE kann durch einfache Steuerung des Schmalbandfilters in der Lichtquelle erreicht werden.

Zusammenfassend haben wir gezeigt, dass es sich bei SPE um ein markierungsfreies, berührungsloses, hochauflösendes Weitfeld-Bildgebungsverfahren in Echtzeit handelt, das die intraoperative Erkennung von Kehlkopfkrebs unterstützen kann. Unsere Studie zeigt auch das Translationspotenzial und die Praktikabilität von SPE während der chirurgischen Bildgebung in vivo. Wir glauben, dass SPE eine wirksame ergänzende Methode zur Standardbehandlung WLE darstellt. Die Kombination von SPE und routinemäßiger WLE könnte Möglichkeiten zur Verbesserung der chirurgischen Versorgung von Kehlkopftumoren eröffnen.

Das gesamte SPE-System besteht aus fünf Modulen:

Starres Endoskop. Als Hauptbildgebungsgerät wurde ein nach europäischer Konformität (CE) zugelassenes kommerzielles starres Endoskop mit integrierten Bildgebungs- und Beleuchtungskanälen (COMEG, 6 mm Durchmesser, 0° Blickwinkel) verwendet. Der Bildgebungskanal mit 4 mm Durchmesser ist polarisationserhaltend, während der Beleuchtungskanal ein vollständig depolarisierendes Glasfaserbündel verwendet, das um ein peripheres ringförmiges Muster an der Spitze verteilt ist.

Endoskopischer Polarisationsspitzenaufsatz. Dadurch wurde eine ringförmige zirkular polarisierende Platte über dem Beleuchtungskanal am distalen Ende des Endoskops gehalten, um das Beleuchtungslicht zu polarisieren. Die Stokes-Parameter des Beleuchtungslichts betrugen 1,000, –0,002, 0,028 und 0,999, charakterisiert durch ein kalibriertes Stokes-Polarimeter. Die Einweghalterung (8 mm Außendurchmesser, 1 cm lang) wurde 3D-gedruckt, wie in Abb. 1d dargestellt. Es kann miniaturisiert werden, wenn herkömmliche Werkzeugmaschinen und hochfeste Materialien wie Metall verwendet werden, um den Durchmesser und das hervorstehende Design zu reduzieren. Alternativ kann eine Endoskophülle hergestellt werden, bei der die Polarisationsplatte im Inneren der distalen Spitze der Hülle angebracht wird.

Bildgeber zur Analyse des Polarisationszustands. Der Imager bestand aus einer DoFP-LP-Kamera (PolarCam, 4D Technology) und einer abnehmbaren Viertelwellenplatte (WP140HE, Edmund Optics) in einer Schnellwechselhalterung (QRC1A, Thorlabs). Die DoFP-LP-Kamera wurde auf einem verstellbaren Drehtisch mit Verriegelungsmechanismus (CRM1/M, Thorlabs) montiert, sodass der Winkel zwischen der DoFP-LP-Kamera und der Wellenplatte auf 45° eingestellt werden konnte (parallel zum oberen rechten Quadranten von jedem). Superpixel in der DoFP-LP-Kamera). Als Objektiv für den Bildgeber diente ein Objektiv mit 50 mm Brennweite. Zur Fokussierung war seine Position zwischen der polarimetrischen Kamera und dem Okular des starren Endoskops einstellbar und arretierbar.

Endoskop-Lichtquelle. Zur schmalbandigen Beleuchtung des Endoskops wurden eine Lampe (Lumen Pro 200, Prior Scientific) und ein Schmalbandfilter (FF01-543/22-25, Semrock) verwendet. Das Licht wurde über einen Flüssigkeitslichtleiter zum Lichtanschluss des Endoskops geleitet. Das vom SPE emittierte Wellenlängenspektrum war bei 546 nm zentriert, wie durch ein Spektrometer (HR4000-UV-NIR, Ocean Optics; ergänzende Abbildung 2) charakterisiert. Der Ausgangsstrahlungsfluss des SPE betrug 30 mW und wurde mit einem Leistungsmesser (FieldMaxII, Coherent) charakterisiert.

Computer und Software. Ein speziell geschriebenes LabVIEW-Programm, das auf einem Laptop-Computer (Latitude 7480, Dell) ausgeführt wurde, wurde verwendet, um das SPE-System auszuführen, die Daten auszulesen und zu speichern, die polarimetrische Korrektur der Ausgabedaten anzuwenden und die Verzögerung zu rekonstruieren und anzuzeigen Depolarisation und ihre Intensitätsreferenzen.

Die Module 1 und 2 wurden vor der Operation sicher zusammengebaut und zur Sterilisation an ein Drittunternehmen geschickt (Prozess gemäß ISO13485). Modul 3 wurde vor der Operation über ein Flüssigkeitslichtleiterkabel und ein Ethernet-Kabel mit den Modulen 4 und 5 verbunden. Als das Operationsteam bereit war, den Patienten abzubilden, wurden die Module 1 und 2 im Operationssaal aus der sterilen Lagerung ausgepackt und schnell in Modul 3 integriert. Beachten Sie, dass alle Module außer Modul 2 wiederverwendet wurden.

Die Ausgabedaten von SPE wurden wie folgt verarbeitet:

Polarimetrische Korrektur: DoFP-LP-Kameras enthalten eine Anordnung mikrolinearer Polarisatoren, die aus einem Aluminium-Nanodrahtgitter bestehen, das in einem Winkel von 90°, 45°, 135° und 0° auf der Oberseite der Fotodiodenanordnung ausgerichtet ist. Das feste Musterrauschen, das sich aus der variablen Diadämpfung der mikrolinearen Polarisatoren ergibt, wurde gemäß Lit. kalibriert. 57. Das Kalibrierungsergebnis ist kameraspezifisch, wird jedoch normalerweise nur einmal für eine bestimmte DoFP-LP-Kamera durchgeführt.

Demosaikierung: Wir haben bilineare Interpolation verwendet, um die polarimetrisch korrigierten Bilddaten zu demosaikieren und vier 1.384 × 1.208 Pixel große Teilbilder I90, I45, I135 bzw. I0 zu erzeugen.

Rekonstruktion partieller Stokes-polarimetrischer Bilder:

Für den Verzögerungsmodus von SPE wurde die Viertelwellenplatte in Modul 3 entfernt, um die ersten drei Elemente der Stokes-Parameter S0, S1 und S2 zu erhalten.

Für den SPE-Depolarisationsmodus wurde die 45°-Viertelwellenplatte in Modul 3 platziert und die Teilbilder I0 und I90 entsprechen effektiv den links- und rechtszirkular polarisierten Lichtbildern. Das erste und vierte Element der Stokes-Parameter S0 und S3 wurden erhalten,

Rekonstruktion von Retardierung, Depolarisation und deren Intensitätsbezügen:

Die Rekonstruktionsmethode basierte auf Lit. 33. Polarimetrische Studien von Tissue Mueller zeigen, dass Depolarisation und lineare Verzögerung die wichtigsten interessierenden und nützlichen Polarisationsmerkmale sind und dass das Ausmaß der Diattenuierung bei den meisten Gewebetypen typischerweise sehr gering ist58,59, mit nur wenigen Ausnahmen wie Skelett- und Herzmuskeln60. Bei Geweben mit sehr geringer Abschwächung wie dem Kehlkopf ist der Hauptmechanismus zur Umwandlung von zirkularem in linear polarisiertes Licht die Gewebeverzögerung33,34,35,36,61. Da für die Beleuchtung vollständig zirkular polarisiertes Licht verwendet wird, wird die Größe der Verzögerung Aδ durch die linear polarisierten Komponenten innerhalb des austretenden Lichts bestimmt, dargestellt durch den Grad der linearen Polarisation für das austretende Licht.

wobei δL die lineare Phasenverzögerung (im Bogenmaß) ist und S0, S1 und S2 aus Gleichung (1) erhalten werden. Aδ ist eine dimensionslose Größe mit dem Minimalwert 0 (nicht verzögernd) und dem Maximalwert 1 (stark verzögernd) und wurde zur Rekonstruktion der Verzögerungsbilder verwendet. Das aus Gleichung (1) erzeugte S0-Bild dient als Intensitätsreferenzbild für den Verzögerungsmodus der SPE.

Das zirkular polarisierte Beleuchtungslicht kann seine Polarisation nach einem oder wenigen Streuereignissen beibehalten, während Mehrfachstreuung die Polarisation randomisiert. Die Größe der Depolarisation Adep kann somit wie folgt durch den Anteil des zufällig polarisierten Rückstreulichts charakterisiert werden

Dabei beziehen sich RP, PM und T auf die zufällig polarisierte, polarisationserhaltende bzw. gesamte rückgestreute Lichtintensität. Gleichung (4) ist praktisch das Komplement des Grads der Zirkularpolarisation für das austretende Licht. Beachten Sie, dass die Gesamtintensität und die polarisationserhaltende Intensität durch das erste und vierte Element der Stokes-Parameter S0 bzw. S3 gegeben sind, die aus Gleichung (2) erhalten werden. Adep ist eine dimensionslose Größe mit dem Minimalwert 0 (nicht depolarisierend) und dem Maximalwert 1 (vollständig depolarisierend) und wurde zur Rekonstruktion der Depolarisationsbilder verwendet. Das aus Gleichung (2) erzeugte S0-Bild ist das Intensitätsreferenzbild für den Depolarisationsmodus der SPE. Da Adep die Depolarisation für stark verzögernde trübe Medien möglicherweise überschätzt, da das austretende Licht linear polarisierte Komponenten enthalten kann, kann RP in Gleichung (4) geringfügig kleiner als T − PM sein.

Es ist anzumerken, dass die Verzögerung und Depolarisation, die mit diesem vereinfachten Ansatz auf der Grundlage der für SPE verwendeten partiellen Stokes-Polarimetrie erzielt wird, nicht so streng ist wie der auf der Mueller-Polarimetrie basierende.

Optionale Verarbeitung des Intensitätsreferenzbildes:

Die Intensitätsreferenzbilder können insbesondere in den Bereichen an der Peripherie des Sichtfelds dunkel sein, was auf eine inhomogene Endoskopbeleuchtung, leichte Vignettierung und das Vorhandensein stark absorbierender Objekte wie Blut sowie auf die im Vergleich allgemein geringere Beleuchtungsleistung des SPE-Systems zurückzuführen ist mit Standard-Endoskopie. Eine optionale Gammakorrektur könnte gemäß Gleichung (5) auf das Intensitätsreferenzbild angewendet werden, um die Sichtbarkeit dieser Bereiche zu verbessern.

S0_in und S0_out sind die Intensitätsreferenz vor und nach der Gammakorrektur. Für die in dieser Arbeit präsentierten Ergebnisse wurde ein Gammawert von 1/2 verwendet. Um die durch die Gammakorrektur verursachte Verschlechterung des Bildkontrasts zu beheben, wurden die Intensitätsreferenzbilder mit einer integrierten Bildschärfungsfunktion (imsharpen) in MATLAB verbessert. Darüber hinaus wurden unterbelichtete (z. B. durch Blut auf der Gewebeoberfläche verursachte) und überbelichtete (z. B. durch spiegelnde Glanzlichter verursachte) Bereiche, die als Bereiche mit geringer Bildqualität bezeichnet werden, durch vorherige Schwellenwertermittlung des Intensitätsreferenzbilds erkannt Gamma-Korrektur,

Dabei bezieht sich Bittiefe auf die Bittiefe der Rohausgabebilder der LP-DoFP-Kamera, die in dieser Arbeit 8 betrug. Bereiche mit geringer Bildqualität werden vom SPE-System möglicherweise nicht zuverlässig abgebildet und wurden daher grün dargestellt, um eine Irreführung des Betrachters zu vermeiden. Beachten Sie, dass die optionale Verarbeitung des Intensitätsreferenzbilds während der intraoperativen SPE-Bildgebung nicht durchgeführt wurde.

Das zweischichtige Gewebephantom wurde konstruiert, um die SPE-Bildgebungsfähigkeit zu beurteilen. Die untere Schicht wurde in einer Petrischale aus Glas aus 1 ml 10 % Intralipid und 0,01 ml Tusche, gelöst in 15 ml destilliertem Wasser, hergestellt, um Gewebestreuung bzw. Absorption bei 546 nm zu simulieren. Die Streu-, Absorptions- und Polarisationseigenschaften dieser Schicht können in Lit. gefunden werden. 62,63 und ref. 25 bzw. Die oberste Schicht bestand aus einem „M“-förmigen Stück transparenter doppelbrechender Folie, um verzögernde Strukturen nahe der Gewebeoberfläche zu simulieren. Die Verzögerung des verwendeten doppelbrechenden Films war räumlich gleichmäßig, was durch Untersuchung mit einem Paar orthogonaler linearer Polarisatoren bestätigt wurde.

Eine übliche Methode zur Definition des Bildkontrasts in einem Bild ist die Messung des RMS-Kontrasts64, definiert als

Wo

Dabei sind n und xi die Pixelanzahl und ein einzelner Pixelwert des Bildes, normalisiert auf den Bereich von 0 bis 1. Wir haben die Verwendung des RMS-Kontrasts erweitert, um die Medianwerte (von Verzögerung, Depolarisation, Farbton oder Sättigung) zwischen den zu vergleichen zwei Kategorien (d. h. krebsartig versus normal) wie folgt:

Wo

Dabei ist mi der Medianwert jeder Kategorie. Beachten Sie, dass die Bereiche der Verzögerung und Depolarisation, die gemäß den Gleichungen (3) und (4) rekonstruiert wurden, sowie der Farbton und die Sättigung, die mit der integrierten MATLAB-Funktion („rgb2hsv“) konvertiert wurden, alle von 0 bis 1 liegen und dies nicht der Fall war erfordern eine zusätzliche Normalisierung.

Der chirurgische Arbeitsablauf wurde für die intraoperative SPE leicht geändert und bestand aus folgender Reihenfolge: (1) routinemäßige Vollnarkose mit Endotrachealtubus-Intubation; (2) Routine-WLE zur Untersuchung der Tumormasse im Kehlkopf und zur Entfernung von Sekreten und Blut, die die Sicht behindern, wobei während dieser Zeit der sterile Teil der SPE ausgepackt und integriert wurde; (3) transorale Einführung einer vom Chirurgen kontrollierten SPE und Vordringen zum Kehlkopf im Depolarisationsmodus (ca. 1 Minute); (4) Entfernung der SPE in den Switch-Modus, Wiedereinführung und chirurgisch gesteuerte SPE im Verzögerungsmodus (1 Minute); (5) routinemäßige Laryngektomie, bei der die SPE nicht beteiligt war; (6) Ex-vivo-Bildgebung des frisch resezierten Kehlkopfgewebes unmittelbar nach der Laryngektomie mit einem polarimetrischen Tischbildgebungssystem von Mueller im Operationssaal; (7) routinemäßiger Abschluss der Operation. Die Gewebeschnitte des resezierten Kehlkopfes wurden postoperativ zur weiteren standardmäßigen klinischen und zusätzlichen histopathologischen Validierung entnommen.

Zum Vergleich der Polarisationseigenschaften des Kehlkopfgewebes in den Abbildungen wurde eine quantitative Analyse der rekonstruierten Verzögerungs- und Depolarisationsbilder durchgeführt, die während der In-vivo-Studie aufgenommen wurden. 3 und 5. Um Störungen durch die hochfrequente Textur und das Rauschen zu vermeiden, wurden alle analysierten Bilder – einschließlich Verzögerung, Depolarisation und Farbe – in ein Raster mit der Einheitsgröße 16 × 16 Pixel unterteilt (16 Pixel entsprechen ungefähr 0,5–0,7). mm). Die Mittelwerte dieser Einheiten wurden als statistisch unabhängig behandelt und für die deskriptive und inferentielle Analyse verwendet. Basierend auf der Segmentierung verschiedener anatomischer Teile des Kehlkopfes unter Ausschluss unterbelichteter und überbelichteter Bereiche gibt es für den Fall einer Laryngektomie 74, 240, 324 und 646 separate Einheitsregionen für das linke Stimmband, das rechte Stimmband, die linke Supraglottis und die rechte Supraglottis, jeweils extrahiert für die Analyse des SPE-Verzögerungsbildes, und 38, 77, 265 bzw. 1.835 separate Einheitsbereiche für die Analyse des Depolarisationsbildes; Für den Fall der transoralen Chirurgie gibt es 87 bzw. 141 separate Einheitsregionen für das linke bzw. rechte obere Stimmband zur Analyse des Retardierungsbilds und 147 bzw. 190 separate Einheitsregionen für die Depolarisationsbilder. Die verschiedenen Geweberegionen wurden von einem professionellen Pathologen und dem HNO-Arzt klassifiziert, der die Operation postoperativ auf der Grundlage der Identifizierung der anatomischen Orientierungspunkte und der Histopathologie durchführte.

Ein separates Tisch-Müller-Polarimeter wurde im Reflexionsmodus eingerichtet, um die Polarisationseigenschaften von frisch herausgeschnittenem Kehlkopfgewebe zu untersuchen. Das Polarimeter bestand aus einer Lichtquelle, einem Polarisationszustandsgenerator (PSG), einem Polarisationszustandsanalysator und einer Kamera. Die Lichtquelle war die gleiche (Lumen200Pro, Prior Scientific) wie bei SPE. Der PSG bestand aus einem 0°-Linearpolarisator und einer Viertelwellenplatte, die in einem motorisierten Rotationstisch (PRM1/MZ8, Thorlabs) montiert war und sich auf –45°, 0°, 30° und 60° drehte. Der PSA war ein motorisiertes, schnell schaltendes Filterrad (FW103H/M, Thorlabs), das vier lineare Polarisatoren mit einem Extinktionsverhältnis von 9.000:1 (XP42-200, Edmund Optics) enthielt, die jeweils auf –45°, 0°, 45° und 90° ausgerichtet waren und zwei Zirkularpolarisatoren (CP42HE, Edmund Optics), von denen einer linkspolarisiert und der andere rechtspolarisiert ist. Der Bildsensor war eine CCD-Kamera (Blackfly, FLIR). Die Erfassungszeit des Systems beträgt typischerweise etwa 15 s pro polarimetrischem Mueller-Bild. Das Polarimeter wurde auf Basis der Eigenwertkalibrierungsmethode65 kalibriert, um die realen Instrumentenmatrizen von PSG und PSA zu erhalten, die normalerweise von ihren Nominalwerten abweichen. Die typischen mittleren und maximalen Elementarfehler des Polarimeters betrugen 0,35 % und 1,3 %.

Verzögerungs- und Zerlegungsbilder wurden aus den Mueller-Matrixbildern gemäß der erweiterten Lu-Chipman-Zerlegungsmethode66,67,68,69 rekonstruiert. Die Mueller-Matrizen wurden in Depolarisations-, Verzögerungs- und Diattenuationsmatrizen zerlegt, dargestellt durch M∆, MR und MD. Die vollständige Depolarisation ist in Lit. angegeben. 67,

Da die SPE-Depolarisation einer zirkulären Depolarisation entspricht, wurde die Größe der Depolarisation, die zur Rekonstruktion des Mueller-Depolarisationsbildes in Abb. 4d verwendet wurde, durch Adep durch M∆(4,4) gemäß der Konvention in Lit. bestimmt. 68,70. Das Depolarisationsbild des starren Endoskops in Abb. 1e wurde mit Tdep rekonstruiert. Die Größe der Verzögerung kann ermittelt werden67,

wobei Aδ verwendet wurde, um das in Abb. 4 gezeigte Verzögerungsbild zu rekonstruieren.

Nach der Abbildung durch das Müller-Polarimeter wurde die resezierte Probe zur Histopathologie geschickt, wo sie 24 Stunden lang fixiert und dann mit einer Bandsäge im Abstand von 5 mm von oben nach unten quer geschnitten wurde. Die mit der Bandsäge geschnittenen Proben wurden mit 10 % Ameisensäure entkalkt, mit Paraffin verarbeitet, auf Wachsblöcke eingebettet, mit einem Mikrotom in 6 μm-Schnitte geschnitten und mit H&E gefärbt. Die Korrelation entlang der oberen-unteren Kehlkopfachse zwischen den polarimetrischen Bildern von Müller und den histologischen Schnitten wurde auf der Grundlage der Sequenz der mit der Bandsäge geschnittenen Proben sowie der Identifizierung der anatomischen Orientierungspunkte wie Stimmband und vordere Kommissur erstellt und so weiter sowie einzigartige Gewebemerkmale wie Unebenheiten. Beachten Sie, dass nur der obere oder untere Teil der bandgesägten Scheiben mit einem Mikrotom geschnitten wurde. Die Korrelation entlang der Links-Rechts-Richtung für die in dieser Arbeit zur Analyse verwendeten Regionen in der Nähe der Glottis basierte auf dem Abstand seitlich nach außen von der vorderen Mittellinie des Kehlkopfes. Die Diagnose der Geweberegionen wurde von einem professionellen Pathologen gestellt und die Regionen wurden vom professionellen Pathologen zusammen mit dem HNO-Arzt, der die Operation durchgeführt hat, klassifiziert. Für die Diagnose wurde die Klassifikation von Kopf-Hals-Tumoren der Weltgesundheitsorganisation herangezogen71.

Die Bereiche entlang der drei Linien in Abb. 4b – d, die den drei histologischen Gewebeschnitten entsprechen, wurden analysiert. Die Bereiche entlang jeder Linie wurden in eine Reihe unabhängiger Einheitsbereiche von 30 × 30 Pixeln unterteilt, die nebeneinander positioniert waren, was zu 22 Proben für jede Linie führte. Die mittlere Retardierung, Depolarisation, Farbe und Sättigung dieser Einheiten sowie die entsprechenden histopathologischen Diagnoseinformationen (SCC und Dysplasie im Vergleich zum Normalzustand) wurden extrahiert. Es wurden 66 Proben entnommen, die vollständig und zufällig in Trainings- und Testdatensätze im Verhältnis 0,6 zu 0,4 aufgeteilt waren. Ein binärer Klassifikator basierend auf einer Support-Vektor-Maschine mit einem linearen Kernel wurde mit dem Trainingssatz trainiert, wobei die ROC-Kurve und der AUC-Wert zum Vergleich mit dem Testsatz berechnet wurden. Diese wurden in Python 3.7.4 mit scikit-learn 0.21.3, matplotlib 3.1.1 und mlxtend 0.17.2 implementiert.

Die Polarisationsmikroskopie wurde mit einem inversen Transmissionsmikroskop (IX71, Olympus) durchgeführt, das Polarisations- und Weißlichtmikroskopiemodi unterstützt. Eine eingebaute Halogenlampe, ein 10-fach-Mikroskopobjektiv und eine Farbkamera (Blackfly, FLIR) haben die Bilder in Abb. 4 aufgenommen. Die Vorversuche in Lit. 43 bestätigten keine wesentliche Veränderung des Dichroismus/der Doppelbrechung von H&E-gefärbtem Gewebe im Vergleich zu ungefärbten Proben. Für die Pathologie verwendeten wir die H&E-Färbung. Das System lief zunächst im Weißlichtmikroskopiemodus, um den abzubildenden Bereich zu lokalisieren und die Aufnahmeeinstellungen anzupassen. Anschließend wurde das System in den Polarisationsmikroskopiemodus umgeschaltet, indem ein orthogonales Paar linearer Polarisatoren in den Beleuchtungs- bzw. Bildgebungskanal eingefügt wurde. Die Kameraeinstellungen blieben unverändert, außer dass die Belichtungszeit mit dem 2.500-fachen multipliziert wurde. Anschließend wurde ein Polarisationsmikroskopbild aufgenommen. Durch Schwellenwertbildung im Farbtonbereich des erfassten Polarisationsmikroskopbildes wurden die retardierenden Pixel mit goldener oder dunkelgrüner Farbe (codierte Farbtonwerte im Bereich von 0,05 bis 0,45 durch MATLAB) von den nicht retardierenden Pixeln unterschieden (ergänzende Abbildung 16). Der Verzögerungsindex für einen ROI wurde wie folgt als mittlere Graustufen der Verzögerungspixel in diesem Bereich definiert:

Dabei ist n die Anzahl der Verzögerungspixel in einem ROI. Beachten Sie, dass der Grauwert eines Verzögerungspixels aus einer gewichteten Summe der roten, grünen und blauen Pixelwerte dieses Pixels mit der integrierten MATLAB-Funktion „rgb2gray“ konvertiert wird.

Die Referenzfarbbilder umfassten In-vivo-Bildgebung der Patienten, und Abb. 3a und 5a wurden aus der vorangegangenen WLE übernommen. In den Zusatzinformationen (Ergänzender Abschnitt 10 und Ergänzende Abbildungen 13–15) haben wir auch die Möglichkeit untersucht, die von SPE generierte Intensitätsreferenz durch Deep Learning in ein virtuelles, vollständig entsprechendes WLE-Bild umzuwandeln, obwohl die virtuellen WLE-Bilder nicht dafür verwendet wurden Analyse. Die in den Abb. gezeigten Farbbilder. 2a–c,e,f und 4a wurden mit einer Handykamera aufgenommen. Das Farbbild in Abb. 4b wurde mit der Farbkamera aufgenommen, die im bildgebenden Mueller-Polarimeteraufbau verwendet wurde (nur der grüne Kanal der Kamera wurde für die polarimetrische Studie von Mueller verwendet). Durch die Verwendung derselben Kamera für polarimetrische und Farbbilder wurde eine vollständige Übereinstimmung zwischen den verschiedenen Bildgebungsmodi sichergestellt.

Die an der Studie zur Mundhöhlenbildgebung, dem Fall der Laryngektomie und dem Fall der transoralen Chirurgie beteiligten Teilnehmer waren jeweils ein 32-jähriger Mann, eine 64-jährige Frau und ein 63-jähriger Mann. Von allen Teilnehmern wurde eine Einverständniserklärung eingeholt. Keiner der Teilnehmer erhielt eine Entschädigung. Die ethische Genehmigung wurde von den NHS Central London Research Ethics Committees (Referenznummer 10/H0718/55) und dem Joint Research Compliance Office Imperial College London (Referenznummer 20IC5863) eingeholt.

Weitere Informationen zum Forschungsdesign finden Sie in der mit diesem Artikel verlinkten Nature Portfolio Reporting Summary.

Die Daten, die die Ergebnisse dieser Studie stützen, sind im Papier und seinen Zusatzinformationen verfügbar. Quelldaten werden mit diesem Dokument bereitgestellt. Die Rohbilder menschlicher Teilnehmer sind aufgrund von Datenschutzanforderungen geschützt und können auf begründete Anfrage der entsprechenden Autoren für Forschungszwecke zur Verfügung gestellt werden, sofern die Genehmigung nach einem institutionellen Überprüfungsverfahren am Imperial College London und der London North West University eingeholt wird Healthcare NHS Trust. Die Antwort der Autoren erfolgt in der Regel innerhalb von 4 Wochen.

Der in dieser Studie verwendete benutzerdefinierte Code ist im Zenodo-Repository unter https://doi.org/10.5281/zenodo.7435189 verfügbar.

Eine Korrektur zu diesem Artikel wurde veröffentlicht: https://doi.org/10.1038/s41551-023-01063-9

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Diese Forschung wurde von der National Natural Science Foundation of China, Zuschussnummer T2293752, 61905152 (JQ), dem Engineering and Physical Sciences Research Council, Zuschussnummer EP/R004153/1 (DSE), und dem Zhejiang Lab-Zuschussnummer 2019MC0AD02 (JQ), Engineering and Physical Sciences, unterstützt Forschungsrat-Zuschussnummer EP/R004080/1 (DS) und Royal Academy of Engineering Chair in Emerging Technologies-Zuschussnummer CiET1819\2\36 (DS). Die Infrastrukturunterstützung wird vom Wellcome/EPSRC Centre for Interventional and Surgical Sciences (Wellcome Trust Grant-Nummer 203145Z/16/Z erhalten von DS) am University College London, der Materials and Chemistry Research Platform am Zhejiang Lab, dem NIHR Imperial Biomedical Research Centre und dem gewürdigt CRUK Imperial Centre am Imperial College London. Die Autoren danken außerdem dem Managementteam des Operationssaals, dem HNO-Therapiepersonal und dem Forschungs- und Entwicklungsteam im Northwick Park Hospital, dem London North West University Healthcare NHS Trust und den Freiwilligen für die Unterstützung der klinischen Experimente in dieser Studie. Wir danken außerdem dem Forschungs- und Innovationsbüro im William Harvey Hospital, dem NHS Foundation Trust der East Kent Hospitals University und dem Forschungsbüro im Imperial College London für die Koordinierung des Abschlusses von Materialtransfervereinbarungen und Transportvereinbarungen. JQ gibt bekannt, dass die in dieser Studie beschriebene Forschung von der National Natural Science Foundation of China (Fördernummer T2293752, 61905152) und dem Zhejiang Lab (Fördernummer 2019MC0AD02) unterstützt wird. DS gibt bekannt, dass die in dieser Studie beschriebene Forschung vom Engineering and Physical Sciences Research Council [Fördernummer EP/R004080/1] und dem Lehrstuhl für neue Technologien der Royal Academy of Engineering (Fördernummer CiET1819\2\36) unterstützt wird; DSE gibt bekannt, dass die in dieser Studie beschriebene Forschung vom Engineering and Physical Sciences Research Council (Fördernummer EP/R004153/1) unterstützt wird.

Forschungszentrum für humanoide Sensorik, Zhejiang Lab, Hangzhou, China

Ji Qi

Wellcome/EPSRC Centre for Interventional and Surgical Sciences, University College London, London, Großbritannien

Ji Qi & Danail Stoyanov

Fakultät für Informatik, University College London, London, Großbritannien

Ji Qi & Danail Stoyanov

Zentrum für medizinische Bildverarbeitung, University College London, London, Großbritannien

Ji Qi & Danail Stoyanov

Hamlyn Centre for Robotic Surgery, Imperial College London, London, Großbritannien

Ji Qi, Taranjit Tatla und Daniel S. Elson

Abteilung für Chirurgie und Krebs, Imperial College London, London, Großbritannien

Ji Qi & Daniel S. Elson

Northwick Park Hospital, London North West University Healthcare NHS Trust, London, Großbritannien

Taranjit Tatla

William Harvey Hospital, East Kent Hospitals University NHS Foundation Trust, London, Großbritannien

Eranga Nissanka-Jayasuriya

Fakultät für Elektrotechnik und Elektronik, Imperial College London, London, Großbritannien

Alan Yilun Yuan

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DSE und DS leiteten das Projekt. JQ, DS und DSE konzipierten und gestalteten die Studie. JQ entwarf und führte die Experimente durch, führte Geräteentwicklung, Optimierung, Charakterisierung und Validierung durch und führte Datenerfassung, -verarbeitung und -analyse durch. TT koordinierte intraoperative Experimente, plante den chirurgischen Arbeitsablauf und führte intraoperative Bildgebung von Patienten und Bildanalysen durch. EN-J. führte eine Histopathologie und Bildanalyse durch. TT, JQ und DSE legten die Ethik für diese Studie fest. JQ und AYY haben virtuelles WLE entwickelt. JQ, DS und DSE haben das Manuskript geschrieben. Alle Autoren haben das Manuskript überprüft und kommentiert.

Korrespondenz mit Ji Qi, Daniel Stoyanov oder Daniel S. Elson.

Die Autoren geben an, dass keine Interessenkonflikte bestehen.

Nature Biomedical Engineering dankt Massimo Ralli, Martin Villiger und den anderen, anonymen Gutachtern für ihren Beitrag zum Peer-Review dieser Arbeit.

Anmerkung des Herausgebers Springer Nature bleibt hinsichtlich der Zuständigkeitsansprüche in veröffentlichten Karten und institutionellen Zugehörigkeiten neutral.

Ergänzende Diskussion, Zahlen, Videountertitel und Referenzen.

SPE-Retardierungsbildgebung des Mundvorhofs des Probanden.

SPE-Depolarisationsbildgebung des Mundvorhofs des Freiwilligen.

SPE-Retardierungsbildgebung des Patienten, der eine Laryngektomie benötigt.

SPE-Depolarisationsbildgebung des Patienten, der eine Laryngektomie benötigt.

SPE-Verzögerungsbildgebung des Patienten, der eine transorale Operation benötigt.

SPE-Depolarisationsbildgebung des Patienten, der eine transorale Operation benötigt.

Quelldaten.

Quelldaten.

Quelldaten.

Quelldaten.

Quelldaten.

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Nachdrucke und Genehmigungen

Qi, J., Tatla, T., Nissanka-Jayasuriya, E. et al. Chirurgische polarimetrische Endoskopie zur Erkennung von Kehlkopfkrebs. Nat. Biomed. Eng (2023). https://doi.org/10.1038/s41551-023-01018-0

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Eingegangen: 06. Juli 2020

Angenommen: 23. Februar 2023

Veröffentlicht: 3. April 2023

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

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