ES2208696T3 - Diagnostico del cancer por fluorescencia normalizada diferencial inducida por laser. - Google Patents
Diagnostico del cancer por fluorescencia normalizada diferencial inducida por laser.Info
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Abstract
ESTA INVENCION SE REFIERE A UN APARATO Y METODO PARA DIAGNOSTICAR CANCER IN VIVO. UN LASER (12) Y UN SISTEMA COLORANTE SINTONIZABLE (14) GENERAN UN HAZ DE SALIDA QUE ES TRANSPORTADO POR UN HAZ DE FIBRA OPTICA (18) A UN TEJIDO A EXAMINAR. LA FLUORESCENCIA INDUCIDA POR LASER EMITIDA POR EL TEJIDO ES SUMINISTRADA A TRAVES DEL HAZ (18) A UN SENSOR, QUE PUEDE INCLUIR UN ESPECTOGRAFO (24) Y UN DETECTOR DE MULTIPLES CANALES (26) PARA PRODUCIR UN ESPECTRO. EL ESPECTRO ES ANALIZADO POR UN ORDENADOR (28) QUE DIAGNOSTICA EL TEJIDO CANCEROSO UTILIZANDO FLUORESCENCIA NORMALIZADA DIFERENCIAL, EN DONDE LA INTENSIDAD EN CADA LONGITUD DE ONDA ES DIVIDIDA POR EL AREA INTEGRADA BAJO EL ESPECTRO Y COMPARADA CON UN ESPECTRO NORMALIZADO A PARTIR DE UNA MUESTRA DE TEJIDO NORMAL.
Description
Diagnóstico del cáncer por fluorescencia
normalizada diferencial incluida por láser.
La presente invención se refiere generalmente a
un aparato y a un procedimiento para la producción de una señal
que representa la condición de una muestra de tejido.
Los procedimientos in vivo y rápidos para
el diagnóstico de tejido son importantes para la prevención eficaz
del cáncer y su terapia. Como un ejemplo de un tipo de detección,
se utiliza la endoscopia para detectar tejidos anormales en el
esófago humano. Una vez se encuentra una anormalidad, se realizan
biopsias para determinación de la histopatología.
Para el diagnóstico, una muestra de biopsia
representa habitualmente un área muy pequeña. Los resultados de
laboratorio generalmente no están disponibles hasta varios días
después. De este modo, las técnicas de endoscopia conocidas no
proporcionan una clasificación real in vivo en tiempo real
del tipo de tejido.
Recientemente ha habido interés en utilizar la
fluorescencia inducida por rayo láser (LIF) en el desarrollo del
diagnóstico y de las herramientas terapéuticas. Un número de
investigadores ha utilizado LIF como un procedimiento para
discriminar tumores de tejidos normales. Por ejemplo, la técnica
LIF se ha utilizado para distinguir pólipos adenomatosos de tejido
de colon normal y pólipos hiperplásicos in vitro. Ver C.R.
Kapadia et al. "Laser-Induced Fluorescence
Spectroscopy of Human Colonic Mucosa-Detection of
Adenomatous Transformation", Gastroenterology, 99:
150-157 (1990).
Aún así, otros han investigado la técnica LIF
para distinguir tejidos adenomatosos de tejido de colon normal
in vivo. Ver R.M. Cothren et al. “Gastrointestinal Tissue
Diagnosis By Laser-Induced Fluorescence Spectroscopy
at Endoscopy”, Gastrointestinal Endoscopy, 36:
105-111, (1990). Se han utilizado asimismo las
técnicas de fluorescencia para caracterizar tejidos de mama
normales y malignos, tejidos de pulmón, y para cuantificar los
fármacos para terapia fotodinámica en tejidos de rata. Se ha
utilizado un biosensor de fibra óptica LIF basado en anticuerpos
del factor inhibidor de migración leucocitaria para detectar la
modificación de ADN debida a productos químicos carcinogénicos en
muestras de placenta humana.
Otros investigadores han utilizado el LIF y el
análisis de regresión lineal multivariante para distinguir el
tejido neoplásico del tejido no neoplásico. Ver K.T. Schomacker et
al. “Ultraviolet Laser-Induced Fluorescence of
Colonic Tissue: Basic Biology and Diagnostic Potential”, Lasers In
Surgery and Medicine, 12: 63-68 (1992).
Los datos de Schomacker et al. sugieren que las
mediciones de LIF detectaron cambios en la morfología del pólipo
más que cambios en los fósforos específicos a pólipos, y fue este
cambio en la morfología que lleva indirectamente a la discriminación
de los pólipos. Schomacker et al. concluyó que la viabilidad para
distinguir los grupos de células normales de las diplásicas
mediante LIF está todavía sin demostrar.
La patente U.S. nº 4.930.516 de Alfano et al.
describe un procedimiento para detectar tejido canceroso
utilizando fluorescencia inducida por rayo láser. Se determinan las
longitudes de onda a las cuales se consiguen las intensidades
máximas para cada muestra de tejido y se comparan con los picos de
las longitudes de onda específicas derivadas de tejidos no
cancerosos conocidos.
La patente U.S. nº 5.131.398 de Alfano et al.
describe un procedimiento para distinguir el tejido canceroso del
tejido de tumor benigno que utiliza una fuente de luz que produce
un haz de luz monocromático de 300 nm que está dirigido a la muestra
a través de un endoscopio. La radiación de emisión producida por
fluorescencia se mide a 340 y a 440 nm, y a continuación se calcula
una proporción de las dos intensidades y se utiliza como base para
determinar si el tejido es canceroso.
La solicitud PCT nº WO 90/12536 describe un
aparato y un procedimiento para diagnosticar la condición del
tejido gastrointestinal mediante el empleo de la fluorescencia
inducida por rayo láser del tejido para detectar la presencia de
tejido anormal dentro del cuerpo. El documento WO 90/12536 adopta
una aproximación estadística utilizando valores promedio de
proporciones de intensidad de fluorescencia a longitudes de onda
particulares para correlacionar las características de los espectros
de fluorescencia.
Se describe una técnica endoscópica adicional en
la patente U.S. nº 5.261.410 de Alfano et al. que utiliza una
fuente de luz monocromática infrarroja, y a continuación mide el
cambio Raman en la radiación de emisión para establecer la condición
de una muestra de tejido.
Las referencias y estudios anteriores detallados
en la presente memoria indican que permanece una fuerte necesidad
para desarrollar un aparato mejorado y un procedimiento de análisis
de muestras de tejido para utilizar en el diagnóstico eficaz del
cáncer.
En consecuencia, un primer aspecto de la presente
invención proporciona un aparato para producir una señal que
representa la condición de una muestra de tejido que comprende:
medios para irradiar la muestra de tejido con una
luz excitante monocromática que posee una longitud de onda
determinada previamente;
medios para producir un espectro de fluorescencia
inducida por rayo láser que posee una pluralidad de longitudes de
onda con una intensidad en cada una de dicha pluralidad de
longitudes de onda a partir de la radiación de emisión generada por
la interacción de la luz excitante con la muestra de tejido;
caracterizado porque el aparato comprende
además:
medios para calcular un área bajo el espectro de
fluorescencia inducida por rayo láser para generar un área
integrada;
medios para dividir la intensidad a cada longitud
de onda del espectro de fluorescencia inducida por rayo láser por
la área integrada bajo el espectro de fluorescencia inducida por
rayo láser para producir un espectro normalizado; y
medios para correlacionar el espectro normalizado
a una condición específica de la muestra de tejido para producir
dicha señal que representa la condición.
Preferentemente, el aparato incluye una
fuente de láser que produce un haz a 410 nm para el cáncer de
esófago.
Un segundo aspecto de la presente invención
proporciona un procedimiento para la producción de una señal que
representa la condición de una muestra de tejido que comprende las
etapas siguientes:
irradiar la muestra de tejido con una luz
excitante monocromática que posee una longitud de onda determinada
previamente;
producir un espectro de fluorescencia inducida
por rayo láser que posee una pluralidad de longitudes de onda con
una intensidad en cada una de la pluralidad de longitudes de onda a
partir de la emisión de radiación generada por la interacción de la
luz excitante con la muestra de tejido;
caracterizado porque el procedimiento comprende
adicionalmente:
calcular un área bajo el espectro de
fluorescencia inducida por rayo láser para generar un área
integrada;
dividir la intensidad de cada longitud de onda
del espectro de fluorescencia inducida por rayo láser mediante la
área integrada bajo el espectro de fluorescencia inducida por rayo
láser para producir un espectro normalizado; y
correlacionar el espectro normalizado a una
condición específica de la muestra de tejido para producir dicha
señal que representa la condición.
De forma conveniente, el aparato y el
procedimiento utilizan la fluorescencia inducida por rayo láser en
la que los cambios espectrales dependen menos de la intensidad del
espectro y de este modo son indicativos más fidedignos de una
condición del tejido.
En consecuencia, pequeños cambios en las señales
débiles de los tejidos malignos se amplifican por el procedimiento
de normalización diferencial para mejorar el análisis.
Otros objetivos, ventajas y características
relevantes de la invención resultarán evidentes a partir de la
descripción detallada siguiente, tomada juntamente con los dibujos
anexos, que describe las formas de realización preferidas de la
invención.
La Figura 1 es una vista esquemática de un
aparato para llevar a cabo un procedimiento de diagnóstico de
fluorescencia normalizada diferencial de la presente invención;
La Figura 2 (a) y 2(b) son gráficos que
muestran la emisión de fluorescencia de un tejido normal
utilizando datos no normalizados, respectivamente;
La Figura 3 es un gráfico que muestra (a) DNF de
una mucosa esofágica normal y (b) DNF de un adenocarcinoma
esofágico, con la curva (b) que presenta un pico negativo a
475-480 nm que es característico del tejido maligno
en el esófago;
La Figura 4 es un gráfico que presenta
un índice normalizado diferencial a 480 nm, con los resultados
de los ensayos de histopatología marcados en el gráfico para los
tejidos normales y los tejidos malignos; y
La Figura 5 es un gráfico que presenta los
valores promedio de fluorescencia normalizada diferencial a
valores de 480 nm para diversos tejidos.
En referencia a la Figura 1, se puede establecer
un instrumento 10 para llevar a cabo el diagnóstico de cáncer in
vivo en una sala de operaciones de un hospital o en otra sala
de examen adecuada. Una fuente 12 de luz excitante monocromática
produce un haz pulsatorio que se modula a una longitud de onda
específica mediante un cabezal cromador (DYE) 14. Preferentemente,
para detectar y diferenciar tumores normales y malignos del
esófago, la fuente 12 es un láser cromático, pulsatorio de bombeo
óptico en el seno de nitrógeno (modelo LN300C Laser Photonics,
Inc., Orlando, Florida, USA) modulado a 410 nm.
El haz pulsatorio de salida pasa a través de una
lente de enfoque 16 a un haz de fibra óptica bifurcado 18. El
haz 18 incluye, por ejemplo, siete fibras de 200 \mum de diámetro
para la excitación y doce fibras de 200 \mum de diámetro para la
emisión. El haz se diseña de forma que se pueda insertar en el
canal de biopsia de un endoscopio 20. El extremo distal del haz se
yuxtapone al tejido in vivo para el análisis, y
preferentemente tocando el tejido (aunque no necesariamente).
La radiación de emisión en forma de fluorescencia
inducida por rayo láser se envía a través del haz 18 a una lente de
enfoque 22, que es opcional, y a continuación a un elemento sensor.
El elemento sensor puede incluir un espectrógrafo (SPEC.) 24 y un
detector multicanal (DET.) 26. En una forma de realización
preferida, el detector 26 es un sistema fotodiódico intensificador
(modelo OMA III, EG&G Princenton Applied Research, Princenton,
Nueva Jersey, USA) equipado con un espectrógrafo (modelo 1.235
EG&G) para la dispersión espectral.
Alternativamente, se puede utilizar un
policromador u otros detectores de luz.
La señal de salida del detector de luz se envía a
un ordenador 28 que se suministra con un programa informático
comercial de recogida de datos.
En una realización alternativa el detector puede
ser un detector multicanal controlado operado en un modo de
resolución en función del tiempo con un tiempo de retraso
optimizado al tiempo de vida de los componentes fluorescentes de
interés en los tejidos. La selección de la puerta apropiada y de
los tiempos de retraso pueden aumentar adicionalmente las
características espectrales.
Todavía en otra realización alternativa, la
intensidad de láser excitante se puede modular y el detector se
puede sincronizar en un modo de resolución en función del tiempo
para mejorar la detección, la sensibilidad y la selectividad.
Todas las mediciones se llevaron a cabo durante
los exámenes endoscópicos gastrointestinales rutinarios de los
pacientes. La sonda de fibra óptica se insertó en el canal de
biopsia del endoscopio. El extremo distal de la sonda de
fluorescencia se posiciona tocando suavemente en la superficie del
tejido que va a ser monitorizado. Cada lectura de LIF correspondió
a las mediciones de fluorescencia para diez impulsos excitadores.
El sistema se programa para tomar fluorescencias para cada impulso
de láser. Las lecturas de base se deducen de los datos acumulados y
los espectros resultantes se almacenan en un archivo especial de
datos. Se graban un mínimo de tres lecturas para cada sitio de
tejido. Una pequeña fuente de luz situada próxima al monitor
endoscópico envía destellos para cada impulso de láser que se envía
al tejido. Estos destellos permiten al endoscopista determinar
visualmente el lugar exacto de análisis y asegurar el contacto
correcto de la sonda al tejido durante las mediciones de
fluorescencia. La lectura se efectúa en aproximadamente 0,6
segundos para cada sitio de tejido.
En general, los espectros LIF de tejidos normales
y malignos presentan ciertas diferencias a diferentes longitudes de
onda. Sin embargo, es difícil observar diferencias sutiles pero
consistentes en los datos de obtención directa porque estas
diferencias están a menudo enmascaradas por grandes variaciones en
intensidad.
Un ejemplo de la emisión de fluorescencia de un
tejido normal y un tejido maligno se ilustra en la Figura
2(a). La longitud de onda de excitación del láser se
seleccionó que fuera 410 nm. Para desarrollar una técnica eficaz
capaz de diferenciar tejidos normales y malignos, es esencial
investigar y seleccionar las condiciones y parámetros experimentales
óptimos que afectan los resultados de las mediciones LIF. El primer
tal parámetro es la longitud de onda de excitación del láser. Con
un láser de nitrógeno, la longitud de onda de excitación
más baja (la de energía más elevada) disponible es 337 nm. Las
longitudes de onda más largas se podrían seleccionar para la
excitación mediante la utilización del sistema cromático modulable
14 de la Figura 1.
En general, la utilización de longitudes de onda
más cortas excitaría más componentes, mientras que la utilización
de longitudes de onda más largas excitaría menos componentes en los
tejidos. La elección de la longitud de onda excitante del láser es
importante ya que, con un láser excitante fijado, no es posible
excitar todos los componentes del tejido en una única medición. Una
aproximación es excitar cuantos más componentes de tejidos como sea
posible a las longitudes de onda en las que presenten la absorción
más fuerte. Esta aproximación, sin embargo, no produce
necesariamente los mejores resultados ya que ciertos cambios
espectrales importantes pero sutiles se podrían enmascarar mediante
unas bandas de absorción fuertes pero no específicas. Después de
realizar un número de experimentos, se seleccionó para ciertos
cánceres la longitud de onda de láser de 410 nm. Esta longitud de
onda produce espectros de fluorescencia que poseen ciertas
características espectrales específicas que son útiles para el
desarrollo de la presente metodología de diagnóstico.
Los datos de la Figura 2(a) muestran que
la intensidad de fluorescencia del tejido maligno (curva derecha)
es mucho más débil que la del tejido normal (curva izquierda). Sin
embargo, esta observación general basada en la intensidad es a
menudo difícil de utilizar en la práctica porque la intensidad de
las señales de fluorescencia grabadas no son siempre un parámetro
consistente ya que depende de muchos factores incluyendo flujo
sanguíneo, absorción de hemoglobina, morfología de la superficie
del tejido, distancia entre la superficie de tejido y la sonda,
etc. Para los propósitos comparativos, los dos espectros en la
Figura 2(a) están representados en la misma escala de
intensidad. Es de notar que generalmente es difícil la detección de
estructuras espectrales pequeñas en la señal de fluorescencia débil
del tumor maligno (Figura 2(a), curva derecha).
Mientras la intensidad de la fluorescencia no
siempre es un parámetro consistente, la presente invención tiene en
consideración que el perfil espectral de cada espectro contiene
características específicas que son más consistentes. Basada en esta
observación, la presente invención utiliza la fluorescencia
normalizada diferencial (DNF) para aumentar las pequeñas pero
consistentes diferencias espectrales entre los tejidos normales y
malignos.
Para amplificar y comparar las características
espectrales en los espectros de fluorescencia de tejidos normales y
malignos, la presente invención utiliza un procedimiento de
normalización que divide la intensidad a cada longitud de onda por
la área integrada bajo el espectro total. La intensidad de
fluorescencia normalizada I_{n} a la longitud de onda i para la
muestra K, es decir, I_{n}(K)_{i}, viene dada
por:
(1)I_{n} (K) _{i}=
I(K) _{i}/\Sigma_{i}
I(K)i
en la que I(K)_{i} es la
fluorescencia a la longitud de onda i para la muestra K, y
\Sigma_{i} corresponde al sumatorio de las intensidades de
fluorescencia a todas las longitudes de onda i en todo el intervalo
espectral
investigado.
La Figura 2 (b) ilustra el efecto de este
procedimiento para el mismo tejido esofágico normal (curva
izquierda) y el mismo tejido esofágico maligno (curva derecha).
Este procedimiento está diseñado para producir dos efectos
importantes en los datos de fluorescencia. Primero, produce un
efecto de "normalización". Debido a que cada espectro está
normalizado con respecto a la intensidad integrada del espectro
entero, el espectro que resulta llega a depender menos del factor
intensidad.
Es de notar que la intensidad normalizada
In_{i} posea un valor menos dimensionado ya que es la proporción
de una intensidad (dimensión en fotones) dividida por una suma de
intensidades \Sigma_{i} I(K)_{i}, (que asimismo
posee una dimensión en fotones).
Otro efecto importante de este procedimiento de
normalización es el aumento de características espectrales pequeñas
en las señales de fluorescencia débiles. Este efecto único en el
procedimiento de DNF es esencial para el diagnóstico de tejidos
malignos, que presentan generalmente fluorescencia débil cuyas
características pequeñas son difíciles de detectar. Como resultado
de este procedimiento de normalización, las diferencias en las
características espectrales entre los espectros de fluorescencia
normalizados de tejidos normales y malignos llegan a ser detectadas
más fácilmente (ver Figura 2(b) sección: comparar curva
izquierda y derecha).
Como se muestra en la Figura 2 (b), las dos
características notables fueron las características espectrales a
460-490 nm y 640-670 nm. Se puede
observar un área vacía a aproximadamente 475-480 nm
en los espectros de tejidos malignos. Este vacío espectral reflejó
la deficiencia de ciertos componentes (o absorción por algún
compuesto) en tejidos malignos, que normalmente fluorescen a
460-490 nm. Esta deficiencia espectral (es decir,
"pico negativo") proporciona unos criterios importantes para el
diagnóstico de tejido maligno. Por lo que sabemos, esta
característica espectral importante no se ha publicado en ningún
estudio previo.
Otra característica importante en los espectros
de fluorescencia normalizados es que diversas bandas entre 640 y
670 nm en los espectros de fluorescencia de los tumores malignos
son relativamente más intensas que las de los tejidos normales.
Además existen asimismo características espectrales minoritarias
que se pueden observar en la curva normalizada de los tejidos
malignos (Figura 2(b)) a 590 y 625 nm.
Utilizando los espectros normalizados, hemos
desarrollado una técnica de DNF diseñada para aprovechar estas
diferencias espectrales entre los tejidos normales y los malignos.
Observando que los espectros de fluorescencia normalizados de todos
los tejidos normales poseen un perfil espectral similar,
establecemos una "curva de línea base" para los tejidos
normales. Esta curva de línea base se determinó como el promedio
medio de los espectros de fluorescencia normalizados a partir de un
conjunto de referencia de muestras de los tejidos normales. La
intensidad de esta curva de línea base, I_{B}, a la longitud de
onda i se da por:
(2)l_{Bi}=\frac{(1)}{n_{B}}
x\Sigma_{B}l(B)_{i}
en la que \Sigma_{B} corresponde a un tejido
normal B utilizado para el establecimiento de la línea
base.
Es de notar que este procedimiento requiere la
identificación de un conjunto de tejidos normales (y pacientes)
a priori para establecer la curva de línea base. Los datos
necesarios para la curva de línea base se pueden basar inicialmente
en los datos de ensayo de histopatología. Una vez se establece la
curva de línea base, se puede utilizar para todas las mediciones
futuras, y se pueden comparar con esta curva de línea base las
características de fluorescencia de cada tejido.
Después del establecimiento de la curva de
fluorescencia de la línea base, se calculó la curva de DNF para
una muestra de tejido específico de interés como la diferencia
entre su espectro de fluorescencia normalizado I_{n} y la curva de
línea base I_{B}. Este procedimiento implicó deducir la
intensidad de la curva de línea base de la curva de intensidad
normalizada de la muestra de interés. La intensidad de DNF de la
muestra de tejido particular K a la longitud de onda I viene dada
por:
(3)I_{DNF} (K) _{i} = I_{n}
(K) _{i} -
I_{B}
El espectro de DNF, es decir, el gráfico de
intensidad I_{DNF}(K)_{i} en función de la
longitud de onda i, se ilustra en la Figura 3. Esta figura muestra
las curvas de DNF correspondientes a un tejido normal y a un tumor
maligno en las secciones A y B, respectivamente, después de la
deducción de la curva de línea base I_{Bi} como se describe en la
Ecuación 3. Como se esperaba, la curva de DNF que corresponde a un
tejido normal es una línea próxima a la línea base horizontal, ya
que existe una pequeña diferencia entre el espectro de
fluorescencia normalizada de un tejido normal dado y la media
promedio de un conjunto de referencia de un tejido normal I_{Bi}.
Por otro lado, uno espera observar algunas diferencias entre la
fluorescencia normalizada de un tumor maligno e I_{Bi}. Los
resultados del procedimiento de DNF confirmaron esta característica
importante y mostraron claramente un pico negativo a
475-480 nm para los tejidos malignos como se ilustra
en la Figura 3.
Los valores I_{DNF} 480 nm se muestran en la
Figura 4 para un conjunto de muestras de una base de datos de 300
mediciones en un conjunto de 80 pacientes. Las biopsias de las
muestras de tejido normal y maligno de pacientes investigados
mediante fluorescencia inducida por rayo láser se analizaron
asimismo histopatológicamente con resultados que se muestran en la
Figura 4. Los tejidos normales se etiquetaron con un punto (.), y
los tejidos malignos se etiquetaron con una cruz (+). Los resultados
muestran que todos los 35 tumores malignos poseen un índice
DNF-1 negativo con un valor menor de -7,5 \times
10^{-4}, que corresponde al pico negativo en una fluorescencia
del tejido maligno discutida anteriormente en la Figura 2. Por otro
lado, los valores del índice de DNF de todos los 79 tejidos
normales, excepto las tres muestras, se distribuyen
alrededor de cero (entre -5 \times 10^{-4} y 5 \times
10^{-4}) como se esperaba ya que vienen de la diferencia entre la
curva de fluorescencia normalizada de un tejido normal y la curva de
línea base de un conjunto de tejidos normales.
En un estudio utilizando la metodología de la
presente invención, se pusieron a disposición de los
investigadores los datos relacionados con los primeros 30 pacientes
para compararlos con los datos de fluorescencia, para calcular la
curva de línea base, y para desarrollar el modelo de DNF. Después
de esta fase inicial, todas las mediciones fueron "pruebas
ciegas" y el modelo de DNF se utilizó para "predecir" el
diagnóstico de los tejidos para todos los otros pacientes. Para
esta fase de prueba ciega, los resultados de la prueba de
histopatología eran desconocidos a priori por los
investigadores.
Como se muestra en la Figura 4, la clasificación
de los tejidos malignos utilizando los índices
DNF-1 concuerda perfectamente con los resultados
histopatológicos para el conjunto de pacientes monitorizados en
este estudio. En el conjunto de datos que se muestran en la Figura
4, todos los 35 tejidos malignos detectados por el procedimiento de
DNF concuerdan perfectamente con los resultados de la biopsia. De
77 tejidos normales clasificados como normales según el
procedimiento de DNF, sólo se encontró uno que era maligno mediante
los ensayos histopatológicos. Aunque las causas exactas de esta
clasificación errónea no se comprenden completamente, una
posibilidad podría ser debida al hecho de que la área monitorizada
por la técnica óptica no estuviera exactamente en el mismo sitio en
el que se hizo la biopsia. Otras lecturas de DNF en esta patente
están clasificadas correctamente.
Dos casos interesantes se muestran en la Figura 4
mediante dos asteriscos (*). Estas dos muestras, que se refieren al
mismo paciente, fueron diagnosticadas primero como tejidos normales
por el procedimiento de la biopsia convencional. Sin embargo, el
procedimiento de DNF basado en láser clasificó estas muestras como
malignas. Se decidió rediagnosticar este paciente utilizando un
procedimiento independiente (a saber, tomografía computerizada
CAT). Las mediciones por escaneo (CAT) de la tomografía
computerizada revelaron que el cáncer de pulmón que padecía este
paciente se había extendido a áreas subyacentes a la mucosa del
esófago. Este ejemplo subraya la eficacia de la técnica de DNF
óptica para diagnosticar los tejidos malignos que se podrían haber
diagnosticado erróneamente mediante el procedimiento de biopsia
convencional.
Es de notar que este estudio utiliza los
espectros normalizados normales (es decir, orden 0) (Figuras 2b) y
curvas de DNF de orden 0 (Figura 3). En ciertos casos, todas las
características espectrales pequeñas en las curvas se pueden
aumentar adicionalmente mediante la utilización de la curva
derivada primera, derivada segunda o curvas derivadas enésimas.
Además de los tejidos normales y malignos, existe
un tipo de displasia, denominada esófago de Barrett, que es difícil
de detectar mediante endoscopia convencional. La Figura 5 muestra
los valores promedio del índice de DNF a 480 nm correspondientes a
diversos tipos de tejidos: esófago normal, mucosa normal de Barrett
(BAR.-N), displasia de grado bajo a moderado (BAR.LM), displasia de
grado moderado a grave (BAR.MS), displasia grave (BAR.S) y
carcinoma.
Para discutir los resultados de la Figura 5, es
útil entender la naturaleza de los tejidos de Barrett. El esófago
de Barrett, una metaplasia columnar progresiva del esófago
inferior, es una condición maligna previa con un riesgo incrementado
de adenocarcinoma. En este trabajo el procedimiento de diagnóstico
para el esófago de Barrett es diferente del de los tejidos normales
de carcinoma. Los tejidos de carcinoma son a menudo casos netamente
definidos que el médico puede ver visualmente a través de su
endoscopio. Por tanto, era posible realizar una medición LIF óptica
sobre un área específica y más tarde realizar una biopsia sobre el
mismo sitio. Con este procedimiento, es posible poseer una
comparación precisa (uno a uno) entre los dos procedimientos para un
tipo de tejido. Los tejidos de Barrett a menudo no corresponden a
casos visualmente netamente definidos. En el esófago de Barrett, el
revestimiento celular epitelial escamoso original del esófago se
sustituye por un epitelio de tipo columnar metaplásico, a menudo se
origina una mezcla de islas de tejido de epitelio columnar con un
límite difuso.
Al probar las técnicas presentes, ocurrió primero
la realización rápida de mediciones LIF y a continuación se tomaron
las biopsias en las mismas áreas. Aproximadamente las
5-7 mediciones LIF en diferentes sitios se pueden
tomar en el mismo tiempo requerido para una biopsia regular.
Aunque se tomó gran cuidado para realizar las biopsias en las áreas
previamente medidas por LIF, a menudo es difícil encontrar las
localizaciones exactas de los tejidos de Barrett que se han
analizado previamente con LIF. Por tanto, para los tejidos de
esófago de Barrett, no es posible poseer una comparación precisa y
exacta entre los resultados de DNF ópticos y los datos de
biopsia.
El dato relacionado con el esófago de Barrett se
presenta con los valores de DNF promedio de los tejidos de Barrett
agrupados en las diferentes clasificaciones utilizadas por el
patólogo, es decir, BAR.N, BAR.M-L,
BAR.M-S, BAR S.
Los resultados de la Figura 5 indican que el
índice de DNF a 480 nm muestra una tendencia general interesante:
cuanto más grave es la displasia de Barrett, más negativo es el
valor del índice de DNF promedio. Por ejemplo, los tejidos
designados como normal de Barrett y de grado bajo a mediano de
Barrett poseen valores de DNF promedio próximos a cero (es decir,
tejidos similares a normales). Los tejidos designados por el
patólogo como de grado mediano a severo de Barrett poseen un valor
de DNF promedio de aproximadamente 7,5 \times 10^{-4}, mientras
que los tejidos graves de Barrett poseen valores de DNF a
aproximadamente 15 \times 10^{-4}. Los tejidos de carcinoma
poseen un valor de DNF promedio a aproximadamente 17 \times
10^{-4}. Es de notar que estos resultados proporcionan una
tendencia general que se podría utilizar para mejorar el diagnóstico
de la displasia en el esófago de Barrett. Los procedimientos
mejorados para diagnosticar la displasia de Barrett en el esófago
están actualmente bajo investigación en nuestros laboratorios.
La presente invención proporciona una técnica
única que puede proporcionar unos índices eficaces para
diagnosticar tumores malignos en el esófago. Los índices de DNF,
que se derivan de las mediciones de fluorescencia inducida por rayo
láser in vivo, han proporcionado excelentes resultados en el
diagnóstico de tumores malignos del esófago. Del total de 114
muestras estudiadas, existe sólo un caso en el que el resultado de
DNF difiere de los datos de biopsia. Existen dos muestras en las que
el procedimiento de DNF revela malignidad en los tejidos que no
fueron detectados por el procedimiento de biopsia.
El procedimiento de DNF proporciona asimismo una
tendencia general que corresponde a la gravedad de la displasia en
el esófago de Barrett. De este modo, utilizando el procedimiento de
DNF presente, uno puede proporcionar una rápida técnica in
vivo para el diagnóstico del cáncer que no requiere biopsia,
disminuyendo de este modo el tiempo y el coste de la prevención y
tratamiento del cáncer.
Aunque se han elegido las realizaciones
ventajosas para ilustrar la invención, los expertos en la materia
apreciarán que se pueden realizar diversos cambios y modificaciones
en la presente memoria sin apartarse del alcance de la invención tal
como se define en las reivindicaciones adjuntas.
Claims (19)
1. Aparato para producir una señal que
representa la condición de una muestra de tejido, que
comprende:
medios para irradiar (12) la muestra de tejido
con una luz excitante monocromática que posee una longitud de onda
determinada previamente;
medios para producir (18) un espectro de
fluorescencia inducido por rayo láser que posee una pluralidad de
longitudes de onda con una intensidad en cada una de dicha
pluralidad de longitudes de onda de la radiación de emisión generada
por la interacción de la luz excitante con la muestra de
tejido;
caracterizado porque el aparato comprende
además:
medios para calcular (28) un área bajo el
espectro de fluorescencia inducido por rayo láser para generar un
área integrada;
medios para dividir la intensidad a cada longitud
de onda del espectro de fluorescencia inducido por rayo láser por
la área integrada bajo el espectro de fluorescencia inducido por
rayo láser para producir un espectro normalizado; y
medios para correlacionar (28) el espectro
normalizado a una condición específica de la muestra de tejido para
producir dicha señal que representa la condición.
2. Dispositivo según la reivindicación 1, que
comprende además un medio para deducir (28) el espectro normalizado
de un valor promedio de un conjunto de referencia de espectros
armonizados de tejidos normales para producir una curva (DNF) de
fluorescencia normalizada diferencial.
3. Dispositivo según la reivindicación 2, que
comprende además un elemento para correlacionar el espectro
normalizado diferencial a una condición específica de la muestra de
tejido.
4. Dispositivo según cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 3, en el que el elemento irradiador (12)
comprende un láser que posee una longitud de onda de
aproximadamente 410 nm.
5. Dispositivo según la reivindicación 4, en el
que el elemento irradiador (12) comprende además un endoscopio (20)
y un haz de fibra óptica (18) para dirigir la luz excitante dentro
del endoscopio (20) y detectar la radiación de emisión del tejido a
través de otro haz de fibra óptica.
6. Dispositivo según la reivindicación 1, en el
que el elemento irradiador (12) comprende un láser pulsatorio y el
medio de correlación es un fotodetector controlado (26) dispuesto
para operar en un modo de resolución en función del tiempo.
7. Dispositivo según la reivindicación 1, en el
que el elemento irradiador (12) comprende un láser pulsatorio que
posee una longitud de onda de aproximadamente 410 nm y el medio de
correlación es un fotodetector controlado (26) dispuesto para
operar en un modo de resolución en función del tiempo.
8. Dispositivo según la reivindicación 1, en el
que el elemento irradiador (12) comprende un láser modulado y el
medio de correlación comprende un fotodetector sincronizado (26)
dispuesto para operar en un modo de resolución en función del
tiempo.
9. Dispositivo según la reivindicación 1, en el
que el elemento irradiador (12) comprende un láser que
produce una luz modulada en amplitud a aproximadamente 410 nm, y
el medio de correlación comprende un detector sincronizado (26)
dispuesto para operar en un modo de resolución en función del
tiempo.
10. Dispositivo según la reivindicación 4, en el
que el medio de correlación (28) incluye un elemento para analizar
el espectro normalizado a aproximadamente 480 nm.
11. Dispositivo según la reivindicación 4, en el
que el medio de correlación (28) incluye un elemento para analizar
el espectro normalizado a aproximadamente 660 nm.
12. Procedimiento para la producción de una señal
que representa la condición de una muestra de tejido, que comprende
las etapas siguientes:
irradiar la muestra de tejido con una luz
excitante monocromática que posee una longitud de onda determinada
previamente;
producir un espectro de fluorescencia inducido
por rayo láser que posee una pluralidad de longitudes de onda con
una intensidad en cada una de la pluralidad de longitudes de onda a
partir de la emisión de radiación generada por la interacción de la
luz excitante con la muestra de tejido;
caracterizado porque el procedimiento
comprende además:
calcular un área bajo el espectro de
fluorescencia inducido por rayo láser para generar un área
integrada;
dividir la intensidad de cada longitud de onda
del espectro de fluorescencia inducido por rayo láser mediante la
área integrada bajo el espectro de fluorescencia inducido por rayo
láser para producir un espectro normalizado; y
correlacionar el espectro normalizado a una
condición específica de la muestra de tejido para producir dicha
señal que representa la condición.
13. Procedimiento según la reivindicación 12, que
comprende además las etapas de deducir el espectro normalizado del
valor promedio de un conjunto de referencia de espectros
armonizados de tejidos normales, para producir una curva de
fluorescencia normalizada diferencial (DNF).
14. Procedimiento según la reivindicación 13, que
comprende además la etapa de correlacionar el espectro normalizado
diferencial a una condición específica de la muestra de tejido.
15. Procedimiento según la reivindicación 14, en
el que la etapa de correlacionar comprende la exposición de la
muestra del tejido a una luz excitante monocromática que posee una
longitud de onda de aproximadamente 410 nm.
16. Procedimiento según la reivindicación 15, en
el que la etapa de correlacionar comprende la identificación de un
conjunto de tejidos normales a priori para establecer una
línea base, dividir la intensidad a cada longitud de onda del
espectro por la área integrada bajo el espectro para producir un
espectro normalizado, y comparar el espectro normalizado con la
línea base.
17. Procedimiento según la reivindicación 15, en
el que la etapa de correlacionar comprende determinar una longitud
de onda a la que el tejido normal fluoresce e identificar los
vacíos en la fluorescencia del tejido normal.
18. Procedimiento según la reivindicación 15, en
el que la etapa de correlacionar comprende la comparación de las
curvas primeras y/o segundas o derivadas enésimas de los espectros
normalizados.
19. Procedimiento según la reivindicación 16, en
el que la etapa de correlacionar comprende la comparación de las
curvas primeras y/o segundas o derivadas enésimas de los espectros
de fluorescencia normalizados diferenciales.
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