Instituto Politécnico Nacional
Escuela Superior de IngenieríaMecánica y Eléctrica ESIME Zacatenco
Sección de Estudios de Posgrado e Investigación
Diseño y construcción de un dermatoscopio digital
Tesis que presenta:
Ing. Elder Rojas Villafañe
para obtener el Grado de:
Maestro en Ciencias en Ingeniería Electrónica
Directores de Tesis
Dr. Suren Stolik Isakina
Dr. José Manuel de la Rosa Vázquez
Instituto Politécnico Nacional
Sección de Estudios de Posgrado
e Investigación
Carta de cesión de derechos
En la ciudad de México, Distrito Federal, el dia 13 del mes de Diciembre del año 2012, el que subscribe Elder Rojas Villafañe, alumno del Programa de Maestría en Ciencias en Ingeniería Electrónica con número de registro B102194, adscrito a la Sección de Estudios de Posgrado e Investigación de la ESIME Unidad Zacatenco, maniesta que es autor intelectual del presente trabajo de Tesis bajo la dirección del Dr. José Manuel de la Rosa Vázquez y el Dr. Suren Stolik Isakina y cede los derechos del trabajo intitulado Diseño y Construcción de un Dermatoscopio Digital al Instituto Politécnico Nacional para su difusión, con nes académicos y de investigación.
Los usuarios de la información no deben reproducir el contenido textual, grácas o datos del trabajo sin el permiso expreso del autor y/o directores del trabajo. Este pue-de ser obtenido escribiendo a las siguientes direcciones: [email protected], [email protected], [email protected]. Si el permiso se otorga, el usuario deberá dar el agradecimiento y citar la fuente del mismo.
Agradecimientos
A mis padres por su amor y cariño, por su apoyo incondicional mantenido a través del tiempo. Por qué sin escatimar esfuerzo alguno han sacricado gran parte de su vida para formarme. De todo corazón gracias.
A mis hermanos, por haberme apoyado todo este tiempo. Gracias por sus consejos y ánimos constantes.
Agradezco de manera especial y sincera a mis asesores, al Dr. Suren Stolik Isakina y al Dr. José Manuel de la Rosa Vázquez, por brindarme la oportunidad de trabajar a su lado. Su apoyo, conanza y su capacidad para guiar mi trabajo de tesis ha sido un aporte invaluable. Muchas gracias.
Agradezco a la Dra. Judith Domínguez Cherit jefe de departamento de Dermato-logía del Instituto Nacional De ciencias Médicas y de la Nutrición SZ, por permitirme colaborar con su grupo de trabajo y dedicar parte de su valioso tiempo en el desarrollo de este proyecto de tesis.
Agradezco también a la Dra. Estefanía Arroyo Camarena del departamento de Dermatología del hospital GEA González por contribuir con el análisis de la parte histopatológica de las imágenes de lesiones presentadas en esta tesis.
Gracias a todos mis profesores de la Maestría en Ciencias en Ingeniería Electrónica de la ESIME Zacatenco que contribuyeron en mi formación profesional.
También deseo agradecer a mis compañeros, por brindarme su amistad, infundirme sus ánimos y compartir conmigo sus conocimientos.
Resumen
En este trabajo se presenta el diseño y construcción de un dermatoscopio digital. El sistema se compone de una cámara digital para la adquisición de las imágenes, una fuente de luz que ilumina homogéneamente el área de interés, una lente de magni-cación de 10x y una base para llevar acabo la técnica de inmersión. El principio de funcionamiento consiste en obtener dos imágenes amplicadas de la lesión pigmen-tada, una con luz blanca y la segunda con luz en el infrarrojo cercano esto con la nalidad de obtener más características que ayuden al médico dermatólogo a diag-nosticar el melanoma maligno de manera más conable y precisa. Se modeló el patrón de irradiancia de un LED a partir de la intersección del cono con un plano inclinado y de la distribución angular de la radiancia del LED. Las imágenes obtenidas con ambas fuentes de luz son enviadas a la PC.
Abstract
This issue presents the design and construction of a digital dermatoscope. The system consists of a digital camera for image acquisition, a light source that uniformily illuminates the area of interest, a 10x magnication lens and a base to perform the immersion technique. The operating principle consists on obtaining two magnied images of the pigmented lesion, the rst illuminating with a white light source and the second with a near-infrared source this with the nality to get more features that help the dermatologist to diagnose malignant melanoma more reliably and accurately. It was simulated for the used geometry the surface pattern of irradiation and it was developed a simulation sofware for any distribution of light emitting diodes irradiance.
Índice general
Resumen I
Abstract III
Índice General V
Índice de guras VII
Índice de tablas IX
Acrónimos y abreviaturas XI
Objetivo general XIII
Objetivos particulares XIII
Justicación XV
1. Introducción 1
1.1. ANTECEDENTES . . . 1
1.1.1. Dermoscopia . . . 1
1.1.2. Historia de la Dermoscopia . . . 1
1.1.3. Objetivos de la Dermoscopia . . . 2
1.1.4. Explosión en el interés de la Dermoscopia . . . 3
1.2. ELEMENTOS DE LA DERMATOSCOPIA . . . 4
1.2.1. Dermatoscopio . . . 4
1.2.2. Técnica de Inmersión . . . 5
1.3. CÁNCER DE PIEL . . . 8
1.3.1. Cáncer Tipo Melanoma . . . 9
1.4. INTERACCIÓN DE LA LUZ CON EL TEJIDO BIOLÓGICO . . . . 10
1.4.1. Reexión y Refracción . . . 11
1.4.2. Absorción . . . 12
1.4.3. Esparcimiento . . . 14
Bibliografía 17
VI ÍNDICE GENERAL
2. Desarrollo del sistema 19
2.1. Introducción . . . 19
2.2. Fuente de iluminación . . . 20
2.2.1. Consideraciones previas . . . 21
2.2.2. Obtención del patrón de irradiación del LED . . . 23
2.2.3. Análisis matemático . . . 24
2.2.4. Interfaz desarrollada en Matlab . . . 26
2.2.5. Diseño de la fuente de luz homogénea . . . 29
2.3. Fuente de alimentación . . . 30
2.3.1. Regulador LM317 . . . 32
2.3.2. Módulo BuckPuck7021-D-E-1000 . . . 33
2.4. Sistema Óptico . . . 36
2.4.1. Lente de magnicación . . . 36
2.4.2. Técnica de inmersión . . . 37
Bibliografía 41 3. Resultados 43 3.1. Sistema prototipo . . . 43
3.2. Homogeneidad de la fuente de iluminación . . . 44
3.3. Interfaz desarrollada en Matlab para la adquisición de las imágenes . 48 3.4. Imágenes obtenidas en tejido biológico . . . 50
4. Conclusiones 55 4.1. Conclusiones . . . 55
4.2. Recomendaciones para trabajo a futuro . . . 56
A. Código fuente del software desarrollado para la simulación de un
arreglo bidimensional de LEDs 57
B. Diagrama eléctrico 61
C. Código fuente del software desarrollado para el control de una mesa
X,Y a través del puerto USB 63
Índice de guras
1.1. Dermoscopia . . . 2 1.2. Estudio sistemático de las lesiones pigmentadas. . . 3 1.3. Numero de artículos en dermoscopia publicados hasta el año 2007. . . 3 1.4. Países con el mayor número de publicaciones en dermoscopia, datos
obtenidos de http://www.gopubmed.org. (consultado en marzo de 2012) 4 1.5. Primer dermatoscopio portable, desarrollado en 1958. . . 5 1.6. A. Dermatoscopio con bombilla de halógeno, B. Dermatoscopio don
diodos emisores de luz (LEDs). . . 5 1.7. Reectancia para una interfaz aire-vidrio. . . 6 1.8. A) En condiciones normales, sólo una escasa cantidad de los haces de
luz penetran a través del estrato córneo (93 a 96 % de los haces de luz se reejan). B) Al colocar una supercie de contacto sobre la supercie cutánea se obtiene una reexión parcial de los haces de luz, lo que permite que una mayor cantidad de luz penetre a través del estrato córneo. C) Al colocar además una sustancia de contacto entre la piel y la supercie de contacto, el fenómeno de reexión de los haces de luz se elimina casi por completo, lo que permite que los haces de luz incidentes casi en su totalidad penetren a través del estrato córneo. . 7 1.9. Capas de la piel, imagen obtenida de http://www.umm.edu
(consulta-do en mayo de 2012). . . 8 1.10. Cáncer tipo melanoma, imagen obtenida de http://www.cancer.gov
(consultado en mayo de 2012). . . 9 1.11. Interacción de la luz con el tejido biológico: Absorción, reexión,
es-parcimiento y transmisión. . . 11 1.12. Espectros de absorción de los principales cromóforos presentes en la piel 13 2.1. Diagrama del sistema desarrollado . . . 19 2.2. Profundidad de penetración de la luz . . . 20 2.3. a) Patrón de emisión angular de un LED obtenido de las hojas de
especicaciones, b) Cono . . . 22 2.4. Generación del cono a partir de un triangulo rectángulo. . . 22 2.5. Mesa XY utilizada para la medición del patrón angular de emisión. . 23 2.6. Medición del patrón de irradiación de un LED. . . 23 2.7. Patrón de irradiación obtenido experimentalmente. . . 24
VIII ÍNDICE DE FIGURAS
2.8. Rotación del cono. . . 25
2.9. Rotación y traslación del cono. . . 26
2.10. Interfaz desarrollada en Matlab. . . 27
2.11. Simulación de LEDs con el mismo ángulo. . . 28
2.12. Simulación de LEDs independientes. . . 28
2.13. a) Patrón angular de emisión del LED blanco, b) Patrón angular de emisión del LED infrarrojo. . . 29
2.14. Resultado obtenido del arreglo blanco. . . 30
2.15. Resultado obtenido del arreglo infrarrojo. . . 31
2.16. Arreglo de LEDs en paralelo . . . 31
2.17. Regulador LM317 . . . 32
2.18. Estabilidad de la fuente de alimentación . . . 33
2.19. a) Eciencia del dispositivo BuckPuck 7021, b) Control de corriente . 34 2.20. a) BuckPuck 7021-D-E-1000, b) Divisor de voltaje . . . 34
2.21. Estabilidad de la fuente para el arreglo de LEDs blanco. . . 35
2.22. Estabilidad de la fuente de alimentación para el arreglo del LEDs in-frarrojo. . . 35
2.23. a) Observación de un objeto a través de la lupa, b) Observación de un objeto a ojo desnudo. . . 36
2.24. Gráca de la reectancia para la componente paralela y perpendicular en una interfaz aire-cristal oftálmico. . . 38
2.25. Gel utilizado para llevar a cabo la técnica de inmersión. . . 39
3.1. Sistema prototipo para el estudio de lesiones pigmentadas de la piel. . 44
3.2. Sistema de iluminación para el diagnóstico del melanoma maligno. . . 45
3.3. Diagrama a bloques de la tarjeta de control para la mesa X,Y. . . 45
3.4. Tarjeta de control para la mesa X,Y. . . 46
3.5. Interfaz para el control de la mesa X,Y. . . 46
3.6. Patrón de irradiación obtenido del arreglo de LEDs blancos elegidos al azar. . . 47
3.7. Patrón de irradiación obtenido del arreglo de LEDs blancos seleccionados. 48 3.8. Patrón de irradiación obtenido del arreglo de LEDs infrarrojos selec-cionados. . . 49
3.9. Interfaz para la adquisición de las imágenes del dermatoscopio. . . 49
3.10. Obtención de imágenes demoscópicas. . . 50
3.11. Imagen de la piel obtenida con el dermatoscopio digital desarrollado. 51 3.12. Nevo intradérmico. . . 52
3.13. Carcinoma Basocelular. . . 53
3.14. Queratosis Seborreica. . . 54
Índice de tablas
1.1. Diagnóstico del melanoma. . . 10 2.1. Principales características de los LEDs a utilizar. . . 21 2.2. Materiales que pueden ser utilizados como supercie de contacto. . . 37
Acrónimos y abreviaturas
ADC Convertidor Analógico - Digital
LED Light-Emitting Diode (Diodo Emisor de Luz) NIST National Institute of Standards and Technology PIC Controlador de Interfaz Periférico
nm Nanómetros
cm centímetro
cm2
centímetro cuadrado
mm Milímetro
Objetivo general
Diseñar y construir un dermatoscopio digital, que sirva al médico dermatólogo como instrumento para la detección temprana del melanoma maligno.
Objetivos particulares
Diseñar fuentes de iluminación en el intervalo del espectro visible e infrarrojo cercano, que iluminen de manera homogénea el área de interés.
Disminuir el efecto de fenómenos físicos que afecten la calidad de la imagen. Desarrollar el sofware para la transmisión de la imagen del dermatoscopio a la computadora.
Justicación
Los tumores cutáneos constituyen un problema epidemiológico creciente a nivel mundial. El melanoma maligno cutáneo, el carcinoma basocelular y el carcinoma epidermoide, son las tres variantes más frecuentes. El melanoma maligno es el más peligroso cáncer de piel, representa el 5 % de todos los canceres de piel, pero debido a su alto grado de metástasis, representa el 75 % de las muertes por cáncer de piel. Por lo que la tasa de curación se incrementa llevando a cabo un diagnóstico tem-prano y su extirpación en sus etapas iniciales. El diagnóstico de dichos tumores se realiza mediante la exploración clínica, ya que normalmente cada uno de ellos tienen características clínicas denidas, pero en ocasiones la apariencia clínica de los mismos representa un reto para el médico especialista. En estos casos, las técnicas auxiliares no invasivas de relativa reciente aparición, como la dermatoscopia, juegan un papel fundamental para la identicación y el diagnóstico preciso de los mismos.
Por otro lado, debido al alto costo de los dermatoscopios digitales en el mercado, médicos dermatólogos del Hospital General Dr. Manuel Gea González, han presentado la solicitud de trabajar conjuntamente, contribuyendo con el desarrollo de un derma-toscopio digital que incremente la certeza en el diagnóstico del melanoma maligno en pacientes de este hospital.
En este trabajo se presenta el desarrollo de un dermatoscopio digital para la adquisición de imágenes amplicadas de la piel iluminando con dos fuentes de luz homogéneas, una en el espectro visible (luz blanca) y otra en el infrarrojo cercano (850nm). Obteniendo imágenes con alto contraste que faciliten la observación de características en profundidad que al médico especialista le sean difíciles de observar a simple vista, y que conlleve a un diagnóstico con alto grado de precisión del melanoma maligno y la disminución en la realización de biopsias innecesarias.
Capítulo 1
Introducción
1.1. ANTECEDENTES
1.1.1. Dermoscopia
Durante las 2 últimas décadas se ha observado un crecimiento en la incidencia del melanoma maligno [1]. Debido a la falta de terapias adecuadas para el tratamiento del melanoma metastásico, el mejor tratamiento actualmente es el diagnóstico temprano y la extirpación del cáncer en sus inicios.
La dermoscopia (también conocida como microscopia por epiluminación, derma-toscopia o microscopia de la supercie de la piel) es una técnica auxiliar diagnóstica que no conlleva penetración corporal para el estudio in vivo de las lesiones pigmenta-das de la piel, que ha demostrado ser una herramienta útil para la detección temprana del melanoma maligno [2].
Por medio de la dermoscopia, sus criterios diagnósticos y del conocimiento de su contraparte histopatológica, el dermatólogo puede realizar un análisis más detallado de las estructuras cutáneas que no son identicables a simple vista, lo cual favorece una mejor evaluación e incrementa la certeza diagnóstica de las lesiones pigmentadas melanocíticas y no melanocíticas cutáneas.
La dermoscopia ha sido de gran interés y por tanto investigada por numerosos autores, su uso ha incrementado la precisión del diagnóstico entre un 5 % y 30 % sobre la inspección visual clínica, dependiendo del tipo de lesión y la experiencia del analista [3, 4].
El equipo que se utiliza para la aplicación de esta técnica se llama dermatoscopio y se utiliza colocando este instrumento sobre el área (piel) donde se localiza la lesión, como se muestra en la gura. 1.1.
1.1.2. Historia de la Dermoscopia
La historia de la dermoscopia data del año 1663, cuando Johan Christophorus Kohlhaus uso un microscopio para la examinación mas detallada de los vasos
2 Capítulo 1
Figura1.1: Dermoscopia
neos de la matriz ungueal. Siglos más tarde, en 1879, Carl Hueter en su publicación Cheilo-Angioskopie [5], describió una evaluación microscópica similar de los vasos sanguíneos del labio inferior. El termino dermatoskopie fue acuñado en 1920 [5] para aplicar esta nueva técnica en la examinación de vasos sanguíneos en piel sana y patológica. Con el desarrollo del primer dermatoscopio portable en 1958 [5] y el descubrimiento de que esta herramienta podría ser usada para ayudar a la distinción entre las lesiones melanocíticas y no melanocíticas, desde mediados de los 80's y hasta nuestros días se ha observado un crecimiento exponencial en el campo de la dermos-copia. Una variedad de términos han sido utilizados para referirse a esta técnica de diagnóstico. El término microscopia de epiluminicencia ganó popularidad a nales de los 80s y principios de los 90s, pero en el nuevo milenio dermoscopia es el término mas utilizado por los especialistas [1].
1.1.3. Objetivos de la Dermoscopia
Introducción 3
Figura1.2: Estudio sistemático de las lesiones pigmentadas.
1.1.4. Explosión en el interés de la Dermoscopia
Debido al número creciente de indicadores dermoscópicos, no es una sorpresa que el uso de esta herramienta de diagnóstico no invasiva se esté extendiendo por todo el mundo. Actualmente, cerca de 3500 médicos son parte de la Sociedad Internacional de Dermoscopia como miembros regulares, de más de 110 países diferentes. Como el número de gente que utiliza la dermoscopia sigue creciendo, también el número de publicaciones cientícas en dermoscopia ha crecido signicativamente. Como se muestra en la gura 1.3, casi 1000 artículos fueron publicados entre 2003 y 2007, 3 veces mas que los 5 años anteriores. Cerca de 300 artículos sobre dermoscopia fueron referenciados en PubMed solo en el 2008. En la gura 1.4, se muestran los 25 países con mayor numero de publicaciones sobre dermoscopia, incluyendo naciones de 4 continentes, Europa, Norte y Sur América, Australia y Asia [7].
Figura1.3: Numero de artículos en dermoscopia publicados hasta el año 2007.
4 Capítulo 1
Figura1.4: Países con el mayor número de publicaciones en dermoscopia, datos obtenidos de http://www.gopubmed.org. (consultado en marzo de 2012)
1.2. ELEMENTOS DE LA DERMATOSCOPIA
1.2.1. Dermatoscopio
[image:28.612.192.384.90.352.2]Introducción 5
cámaras digitales. Las diferencias entre el uso de una simple lámpara de halógeno y el uso de fuentes de luz compuestas por múltiples LEDs radica esencialmente en la observación, la luz de halógeno proporciona un tono mas amarillo, mientras que la luz LED emite un tono mas azul [1, 5].
Figura1.5: Primer dermatoscopio portable, desarrollado en 1958.
Figura1.6: A. Dermatoscopio con bombilla de halógeno, B. Dermatoscopio don diodos emi-sores de luz (LEDs).
1.2.2. Técnica de Inmersión
Durante los últimos 20 años, los métodos ópticos utilizados para obtener imágenes clínicas funcionales de las condiciones siológicas, el diagnóstico de cáncer y la apli-cación de terapias, ha sido de gran interés debido a sus características informativas únicas, simplicidad, seguridad y bajo costo [9]. Para el caso de la dermoscopia, las principales limitaciones para la obtención de imágenes es la reexión en el estrato córneo y el fuerte esparcimiento de la luz debido a las capas de la piel y la sangre, lo
[image:29.612.192.386.164.351.2] [image:29.612.189.388.404.547.2]6 Capítulo 1
que genera un bajo contraste en la imagen y una baja resolución espacial, así como una baja profundidad de penetración de la luz.
La primera interacción que se da al incidir la luz sobre la piel es la reexión. Esta se debe a la diferencia entre los índices de refracción del aire y de la piel. Denimos la Reectancia R como el cociente entre la potencia (o ujo) reejada y la potencia incidente, en otras palabras nos indica el porcentaje del total de la luz incidente que será reejada al pasar de un medio con índice de refracción ni a otro con índice
de refracción nt, y se describe a partir de las ecuaciones de Fresnel [10], donde
la reectancia R depende del ángulo de incidencia θi, el ángulo refractado θt, la
polarización de la onda incidente (paralela||o perpendicular⊥al plano de incidencia)
y los índices de refracción de los medios en contacto que forman la supercie de frontera de la siguiente manera:
R⊥ =
[
nicosθi−ntcosθt
nicosθi+ntcosθt
]2
(1.1)
R|| =
[
ntcosθi−nicosθt
nicosθt+ntcosθi
]2
(1.2)
Donde los ángulos θi y θt son medidos entre el vector normal y la dirección de
propagación de las ondas electromagnéticas incidente y reejada, respectivamente. En la gura 1.7, se muestra una gráca de Reectancia en función del ángulo de incidencia θi tanto para la componente perpendicular como para la componente
paralela al incidir luz sobre una interfaz aire-vidrio, donde el índice de refracción del aire ni = 1, el índice de refracción del vidrio nt = 1.5. Donde se muestra que para
ángulos de incidencia pequeños laR⊥ ≈R||.
Figura 1.7: Reectancia para una interfaz aire-vidrio.
Introducción 7
[11-13]. El estrato córneo reeja de 93 a 96 % de los haces de luz que inciden sobre la supercie cutánea, y el tejido subyacente sólo esparce y absorbe una pequeña cantidad de los haces. El índice de refracción del estrato córneo es de 1.55, por ende, cuando se coloca sobre la capa córnea un disco o una supercie de contacto de vidrio con un índice de refracción muy cercano a 1.55, y se emplea una solución de contacto entre ambas supercies, se logra una reducción considerable de la reexión de los haces de luz sobre el estrato córneo. Este fenómeno permite que penetre más luz a las capas más profundas de la piel, lo que facilita la visualización de estructuras situadas hasta en la dermis reticular, como se representa en la gura. 1.8.
Figura1.8: A) En condiciones normales, sólo una escasa cantidad de los haces de luz penetran a través del estrato córneo (93 a 96 % de los haces de luz se reejan). B) Al colocar una supercie de contacto sobre la supercie cutánea se obtiene una reexión parcial de los haces de luz, lo que permite que una mayor cantidad de luz penetre a través del estrato córneo. C) Al colocar además una sustancia de contacto entre la piel y la supercie de contacto, el fenómeno de reexión de los haces de luz se elimina casi por completo, lo que permite que
los haces de luz incidentes casi en su totalidad penetren a través del estrato córneo.
Las soluciones o sustancias de contacto que se utilizan en dermoscopia son di-versas: agua, soluciones en alcohol (etanol, propanol o soluciones desinfectantes en alcohol), aceites (aceite mineral, aceite de inmersión) y geles solubles en agua (gel pa-ra ultpa-rasonido, jalea K-Y y geles cosméticos) entre otros. Hasta el momento la mejor sustancia de contacto son las soluciones alcohólicas (etanol, isopranol y desinfectantes en alcohol), dado que producen menos burbujas y mayor nitidez en las estructuras dermatoscópicas, además estas soluciones tienen un efecto secundario positivo: la de-sinfección [3].
[image:31.612.190.386.252.473.2]8 Capítulo 1
1.3. CÁNCER DE PIEL
La piel es el órgano más grande del cuerpo, está formada por tres capas, la epi-dermis, la dermis y la hipodermis [14, 15], como se muestra en la gura. 1.9.
Figura1.9: Capas de la piel, imagen obtenida de http://www.umm.edu (consultado en mayo de 2012).
La capa superior de la piel es la epidermis. La epidermis es muy delgada, su espesor promedio es de sólo 0.2 milímetros. Protege a las capas más profundas de la piel y los órganos del cuerpo contra el medio ambiente.
Los queratinocitos son el tipo de célula principal de la epidermis. Estas células pro-ducen una importante proteína llamada queratina, la cual ayuda a la piel a proteger el resto del cuerpo.
La parte más externa de la epidermis se llama estrato córneo o capa córnea, la cual está compuesta por queratinocitos muertos que se desprenden continuamente a medida que los nuevos se forman. Las células en esta capa se conocen como células escamosas debido a su forma plana.
Los melanocitos que son células que pueden desarrollarse en un melanoma, tam-bién están presentes en la epidermis. Estas células de la piel producen el pigmento marrón llamado melanina que hace que la piel se oscurezca o broncee, para proteger las capas más profundas de la piel contra algunos efectos nocivos del sol. La capa me-dia de la piel se llama dermis, la cual es mucho más gruesa que la epidermis. Contiene folículos pilosos, glándulas sudoríparas, vasos sanguíneos y nervios que se mantienen en su sitio gracias a una proteína llamada colágeno. El colágeno producido por las células denominadas broblastos, le brinda resistencia y fuerza a la piel.
[image:32.612.201.372.195.311.2]Introducción 9
1.3.1. Cáncer Tipo Melanoma
El cuerpo está compuesto por millones de células vivas. Las células normales del cuerpo crecen, se dividen y mueren de manera ordenada. El cáncer se origina cuando las células de alguna parte del cuerpo comienzan a crecer sin control.
Las células se transforman en células cancerosas debido aun daño en el ADN. El ADN se encuentra en todas las células y dirige todas sus acciones. En una célula normal, cuando el ADN se afecta, la célula repara el daño o muere. Por el contrario, en las células cancerosas el ADN dañado no se repara, y la célula no muere como debería. En lugar de esto, la célula continúa produciendo nuevas células que el cuerpo no necesita. Todas estas nuevas células tendrán el mismo ADN dañado que tuvo la primera célula.
Las células cancerosas a menudo se trasladan a otras partes del cuerpo donde comienzan a crecer y a formar nuevos tumores. Este proceso se llama metástasis, el cual ocurre cuando las células cancerosas entran en el torrente sanguíneo o a los vasos linfáticos de nuestro cuerpo [16].
El melanoma es un cáncer que se origina en los melanocitos como se muestra en la gura. 1.10. Entre otros nombres de este tipo de cáncer se encuentran los de melanoma maligno y melanoma cutáneo. Debido a que la mayoría de las células del melanoma continúan produciendo melanina, los tumores tipo melanoma usualmente son de color café o negro. Pero éste no es siempre el caso ya que los melanomas pueden carecer de pigmentación.
Figura1.10: Cáncer tipo melanoma, imagen obtenida de http://www.cancer.gov (consultado en mayo de 2012).
Los melanomas pueden desarrollarse en cualquier parte de la piel, pero son más propensos a comenzar en ciertas áreas. El sitio más común en los hombres es en el torso (pecho y espalda). En las mujeres, las piernas son la parte donde se presentan con más frecuencia. El cuello y el rostro son otros sitios comunes.
El melanoma es mucho menos común que el cáncer de piel de células basales o de células escamosas, pero es mucho más peligroso, representa el 5 % de todos los canceres de piel, y es responsable del 75 % de las muertes por cáncer de piel. Como el cáncer de células basales y de células escamosas, el melanoma es casi siempre curable
10 Capítulo 1
si es detectado en sus etapas iniciales. Sin embargo, el melanoma tiene muchas más probabilidades de propagarse a otras partes del cuerpo si no se detecta temprano, en comparación con el cáncer de células basales o escamosas [3, 17].
A continuación, en la tabla 1.1 se muestra, dependiendo del espesor del tumor medido de la supercie hacia la parte interna de la piel, la tasa de curación para dicho tumor.
Espesor Diagnóstico
menor a 1mm Tasa de un 95 % de curación entre 1 y 4mm Riesgo de metástasis
mayor a 4mm Tasa de curación escasa Tabla1.1: Diagnóstico del melanoma.
1.4. INTERACCIÓN DE LA LUZ CON EL TEJIDO
BIOLÓGICO
Al incidir la radiación óptica sobre una supercie que divide dos medios pueden ocurrir varios fenómenos: reexión, refracción, absorción, esparcimiento [10, 18, 19] (Figura 1.11). La reexión y refracción se describen por las ecuaciones de Fresnel (Ec. 1.5-1.8). La absorción se describe por la ley de Beer. Para describir el esparcimiento, dependiendo de la relación entre la longitud de onda y las dimensiones lineales de las partículas del medio, se han desarrollado varios modelos, entre los que destacan las teorías de Rayleigh y Mie. A la relación de las intensidades trasmitida e incidente se le llama Transmitancia (T), que describe la transmisión de la radiación a través del medio.
T rasmitancia= Incidente−Ref lejada−Absorbida−Esparcida
Incidente (1.3)
La frecuencia de oscilación del campo eléctrico ν es una de las características fundamentales de la onda electromagnética que determina la forma de interacción de esta con el medio, la cual esta relacionada con la longitud de onda en el medio λ a través de la expresión
Introducción 11
Figura1.11: Interacción de la luz con el tejido biológico: Absorción, reexión, esparcimiento y transmisión.
1.4.1. Reexión y Refracción
La reexión se dene como la parte de la onda electromagnética que regresa al medio después de haber incidido sobre una supercie. De manera general, la supercie reectora es una frontera física entre dos medios de diferentes índices de refracción. La ley de la reexión establece que el haz incidente, el haz reejado y el vector normal a la supercie reectora en el punto de incidencia se encuentra en el mismo plano, llamado plano de incidencia. Así mismo, el ángulo de incidenciaθies igual al ángulo de
reexiónθr. Esta ley se cumple cuando la supercie reectora se considera ópticamente
lisa, esto es, que las irregularidades presentes en la supercie sean pequeñas respecto a la longitud de onda (nivel macroscópico) de la onda incidente, y se conoce como reexión especular.
Por otro lado, cuando la rugosidad de la supercie reectora es del mismo orden o mayor a la longitud de onda de la onda incidente, ocurre la reexión difusa, múltiples haces son reejados en diversas direcciones.
En el caso de los tejidos bilógicos, la mayoría presentan reexión difusa, debido a que no son ópticamente lisos.
La reectividad de una supercie, es una medida de la cantidad de radiación ree-jada. Se dene como la relación de la amplitud del campo eléctrico de las radiaciones reejada e incidente(Er
Ei
)
. La reectancia(R)se dene como la relación de las
densi-dades de potencia radiante de las radiaciones reejada e incidente, y es la reectividad al cuadrado (Er
Ei
)2
. Tanto la reectividad como la reectancia, dependen del ángulo de incidencia, la polarización de la radiación (paralela || o perpendicular ⊥,
respec-to al plano de incidencia), y los índices de refracción de los medios que forman la frontera.
La refracción ocurre sobre una supercie que separa dos medios de diferente índice de refracción. Es el resultado del cambio de velocidad de propagación de la onda en el medio. La ley que describe la refracción es la ley de Snell:
12 Capítulo 1
nisinθi =ntsinθt (1.4)
Donde el subíndice ni, θi, nt y θt se han descrito en la ecuación 1.1 y 1.2. Para
el caso de los medios biológicos es difícil observar el fenómeno de refracción, por ser generalmente muy esparcivos.
La reexión y la refracción, dependiendo de la polarización de la onda, se describen a través de las ecuaciones de Fresnel:
Er⊥ Ei⊥
=−sin(θi−θt)
sin(θi+θt) (1.5)
Er|| Ei||
= tan(θi−θt)
tan(θi+θt) (1.6)
Et⊥ Ei⊥
= 2sinθtcosθi
sin(θi+θt) (1.7)
Et|| Ei||
= 2sinθtcosθi
sin(θi+θt)cos(θi−θt) (1.8)
Donde Ei, Er y Et corresponden a la amplitud del campo eléctrico de las
radia-ciones incidente, reejada y transmitida, respectivamente. Y los subíndices ⊥ y ||
denotan que estamos tratando de un caso en el que E es perpendicular o paralelo al plano de incidencia, respectivamente.
La reectancia para cada uno de los planos de polarización es:
R⊥ = E⊥r
E⊥i
2
(1.9)
R|| = E||r
E||i
2
(1.10)
1.4.2. Absorción
Introducción 13
la radiación electromagnética depende de varios factores, como son: la composición electrónica de sus átomos y moléculas, la longitud de onda de la radiación, el espesor de la capa absorbente, y parámetros internos como la temperatura y la concentración de agentes absorbentes. Dos leyes que describen el fenómeno de absorción en un medio son llamadas ley de Lambert y ley de Beer, y se expresan por,
Iz =I0exp(−αz), (1.11)
y
Iz =I0exp(−kcz), (1.12)
donde z denota el eje óptico, Iz es la intensidad a la distancia z, I0 es la intensidad
incidente,α es el coeciente de absorción del medio, ces la concentración de agentes absorbentes presentes y k es un coeciente que depende de parámetros internos. De-bido a que ambas leyes describen al mismo fenómeno de absorción, esta ley también se conoce como Ley de Lambert-Beer. De estas expresiones se obtiene:
z= 1
αln I0
Iz
, (1.13)
a partir de la cual se dene la longitud de absorción como,
L= 1
α, (1.14)
que determina la profundidad dentro del medio a la cual la densidad de potencia radiante disminuye 1
e respecto a su valor en la frontera del medio. En los medios
biológicos la absorción es provocada por la presencia de moléculas deH2O, de
macro-moléculas (proteínas) y pigmentos [20]. En la gura 1.12 se presentan los espectros de absorción de los principales cromóforos presentes en la piel.
Figura 1.12: Espectros de absorción de los principales cromóforos presentes en la piel
14 Capítulo 1
1.4.3. Esparcimiento
Al incidir una onda EM sobre partículas cargadas ligadas elásticamente; estas partículas comienzan a moverse debido a la presencia de un campo eléctrico. Si la frecuencia de la onda EM coincide con la frecuencia propia o natural del movimiento vibracional de las partículas, ocurre un efecto de resonancia acompañado de una gran absorción de la energía de la onda. El esparcimiento ocurre a frecuencias del campo eléctrico diferentes de estas frecuencias propias donde las oscilaciones resultantes son forzadas. Esta vibración tendrá la misma frecuencia y dirección que la fuerza eléctrica resultante de la presencia de una partícula cargada en un campo eléctrico oscilatorio. No obstante, la amplitud del movimiento será mucho menor al caso anterior donde se presenta la resonancia. Además, la fase de la oscilación forzada es diferente a la fase de la onda EM incidente provocando un cambio en la velocidad de propagación, disminuyendo cuando penetra a un medio mas denso. Por lo tanto, el esparcimiento puede entenderse como el origen básico de la dispersión. Se distingue entre el espar-cimiento elástico del inelástico dependiendo de si parte de la energía radiante de la onda incidente es transformada o no durante el esparcimiento. Durante el esparci-miento elástico no hay pérdida o conversión de la energía de la onda. Un ejemplo del esparcimiento elástico es el Esparcimiento de Rayleigh, este modelo se aplica para describir el esparcimiento elástico en partículas cuyas dimensiones lineales sean menores que la λ de la onda incidente y se obtiene que:
Is(θ)∼
1 +cos2
(θ)
λ4 , (1.15)
Se observa una fuerte dependencia de la λ(∼λ−4
) y una distribución simétrica
respecto al ángulo de esparcimiento. Otra aproximación importante de este modelo es que la amplitud de la onda incidente es mucho mayor que la amplitud de la onda esparcida. Si las dimensiones lineales de las partículas del medio esparcido son compa-rables con laλ de la onda EM incidente, entonces el modelo de Rayleigh no es válido. El modelo utilizado en esos casos se basa en la teoría desarrollada por Mie. La teoría de Mie arroja como resultado una dependencia más débil de la λ (λ−x; 0.4≤0.5) y
ocurre preferentemente hacia delante en la dirección del eje óptico. En la mayoría de los tejidos biológicos los fotones son esparcidos hacia delante, lo cual no coincide con la descripción de la teoría de Rayleigh. Por otra parte, la dependencia de la λes más fuerte que la predicha por Mie. Entonces, el fenómeno del esparcimiento en los tejidos biológicos no puede ser descrito totalmente por ninguno de los modelos mencionados. Por este motivo, resulta conveniente denir la función de probabilidad p(θ) de un
fotón de ser esparcido en la dirección θ que pueda ser ajustada al experimento. Si p(θ)no depende del ángulo de esparcimientoθ, entonces se trata de un esparcimiento isotrópico. Si por el contrario, la función de probabilidad depende del ángulo, enton-ces el esparcimiento es anisotrópico. La medida de esparcimiento se caracteriza por el coeciente de anisotropía g; si g = 1, el esparcimiento será absolutamente hacia
delante en la dirección de propagación; sig =−1, el esparcimiento será
Introducción 15
coeciente g se dene como:
g =
∫
4πp(θ)cosθdw
∫
4πp(θ)dw
, (1.16)
donde dw = sinθdθdw es el diferencial del ángulo sólido. Por denición el coe-ciente de anisotropíag es le promedio del valor del coseno del ángulo de esparcimiento θ. Para la mayor parte de los tejidos biológicos 0.7≤g ≤0.99, lo que corresponde a 8◦ ≤θ ≤45◦. La función de probabilidadp(θ) también denominada función de fase, está normalizada de modo que:
1 4π
∫
4π
p(θ)dw= 1, (1.17)
Se han propuesto varias funciones de fase p(θ), siendo la de mejor coincidencia
con el experimento la de Henyey-Greenstein (H-G):
p(θ) = 1−g
2
(1 +g2−2gcosθ)3/2 (1.18)
De esta manera la función H-G describe apropiadamente el esparcimiento hacia delante predominante en los tejidos biológicos.
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Capítulo 2
Desarrollo del sistema
2.1. Introducción
En la gura 2.1 se muestra el diagrama del dermatoscopio digital desarrollado. El sistema esta compuesto por una cámara digital Canon PowerShot G6 para la adqui-sición de las imágenes, la cual se comunica a la PC a través de la tarjeta EasyCAP DC-60 para la observación de las imágenes en la PC, una lente de magnicación de 10x, una fuente de iluminación en el espectro visible (luz blanca), una fuente de ilu-minación en el infrarrojo cercano a 850 nm, que iluminan de manera homogénea la lesión pigmentada y una base para la colocación de la supercie de contacto para llevar a cabo la técnica de inmersión.
Figura2.1: Diagrama del sistema desarrollado
[image:43.612.127.453.455.680.2]20 Capítulo 2
2.2. Fuente de iluminación
Dentro del tejido biológico se encuentran diversos cromóforos que son responsables de la absorción de la luz, en la gura 1.12, se presentan los principales cromóforos presentes en la piel. Debido a los espectros de estos cromóforos, la profundidad de penetración de la luz dentro del tejido biológico depende directamente de la longitud de onda de la misma (Figura 2.2).
Figura 2.2: Profundidad de penetración de la luz
En la literatura se reporta que los dermatoscopios desarrollados han utilizado una fuente de luz blanca como fuente de iluminación, actualmente en otras áreas se han comenzado a utilizar fuentes de luz en el infrarrojo cercano para iluminar tejido biológico [1-4]. Como se muestra en la gura 2.2, la principal ventaja de esta con respecto a la luz blanca es que; a esta longitud de onda existe una mayor profundidad de penetración de los haces de luz dentro del tejido biológico.
Debido a que el propósito de la dermoscopia es poder observar características que no pueden ser vistas a simple vista, se decidió diseñar dos fuentes de iluminación utilizando la tecnología LED. Una que irradie en el espectro visible (luz blanca), y otra que irradie en el infrarrojo cercano (850 nm), con el objetivo de poder observar a esta longitud de onda características que no puedan ser observadas utilizando luz blanca y así incrementar la certeza en el diagnóstico del melanoma maligno.
[image:44.612.180.397.213.435.2]Desarrollo del sistema 21
de luz convencionales y en muchas aplicaciones se requiere que la iluminación sea uni-forme [1-5]. Un aspecto importante que se debe considerar es que la homogeneidad de la iluminación depende también de otros factores como: la distancia de la fuente al área de iluminación, el ángulo de incidencia de los haces de luz, la iluminación de fondo, entre otros.
Por otro lado, la calidad de una imagen depende de dos parámetros fundamen-talmente; la resolución de la imagen y el contraste. El contraste se dene como la diferencia en intensidad entre los niveles bajos y altos de intensidad en una imagen y depende directamente de la fuente con que se esté iluminando [10]. Por lo que para la obtención de imágenes con alto contraste es necesario iluminar el área de interés con una fuente de luz uniforme.
A continuación en la siguiente tabla se muestran las características principales de ambos LEDs que se utilizarán para la construcción de ambas fuentes de iluminación:
Parametro . LED Blanco . . LED Infrarrojo .
Volatje de alimentación (V) 3.0−3.4 1.5−1.8
Corriente de alimentación mA 20 100
Ángulo de abertura 60◦ 44◦
Tabla2.1: Principales características de los LEDs a utilizar.
Con el objetivo de obtener imágenes de buena calidad, se propone diseñar una fuente de iluminación LED lo más homogénea posible. Generalmente se diseñan fuen-tes de iluminación LED donde estos se colocan de manera perpendicular al área que se desea iluminar, en este caso, debido a la necesidad de diseñar una fuente de ilu-minación LED circular colocada a una altura h y obtener una iluminación uniforme en el centro de la misma sobre el plano, se propone diseñar un fuente de iluminación circular donde los LEDs estén inclinados cierto ángulo en dirección al centro del área de interés que nos permita iluminar de manera uniforme dicha área. Por lo que a continuación a partir de la obtención del patrón de irradiación de un LED, y la apro-ximación de esta medición a la ecuación del cono, se describe el software desarrollado en Matlab para la simulación de arreglos de LEDs y poder diseñar diferentes fuentes de iluminación.
2.2.1. Consideraciones previas
De las hojas de especicaciones del fabricante, en la gura 2.3a) se muestra el pa-trón angular de emisión del LED, donde se observa a partir del ángulo de abertura del LED φ, la relación que existe entre el desplazamiento angular y la potencia radiante del LED. la radiación del LED se puede aproximar a un cono, como se muestra en la gura 2.3b), donde, el eje z correspondería a la altura a la cual se encuentra el LED sobre el plano. De esta manera, para el desarrollo de este software se analiza solo la distribución de la irradiancia del LED sobre el plano perpendicular al LED.
22 Capítulo 2
Figura2.3: a) Patrón de emisión angular de un LED obtenido de las hojas de especicaciones, b) Cono
El cono se puede ver también cómo la rotación de un triangulo rectángulo sobre el vértice [11] (Figura 2.4).
Figura 2.4: Generación del cono a partir de un triangulo rectángulo.
A partir de esta armación tenemos que la relación que existe entre el ángulo de abertura del LED (φ) y el radio del cono esta dada por la siguiente ecuación,
r =h∗tan(β) (2.1)
Donde:
h=altura del LED sobre el plano.
r =radio del cono.
φ =ángulo de abertura del LED.
β =φ/2
[image:46.612.202.372.337.468.2]Desarrollo del sistema 23
2.2.2. Obtención del patrón de irradiación del LED
El siguiente paso es obtener el patrón de irradiación experimental del LED para realizar la aproximación a una ecuación matemática. Para la obtención del patrón de irradiación del LED se construyó una mesa XY compuesta por 2 motores a pasos controlados por un microcontrolador, donde el motor 1 realiza el desplazamiento del fototransistor sobre el eje X y el motor 2 realiza el desplazamiento del fototransistor sobre el eje Y, obteniendo del fototransistor la medición de la irradiancia en un punto sobre el plano X,Y, cubriendo un área máxima de (4x4 cm). En conjunto esta mesa
XY es manipulada por el usuario a través de una interfaz desarrollada en Matlab. La mesa XY desarrollada se muestra en la gura 2.5.
Figura2.5: Mesa XY utilizada para la medición del patrón angular de emisión.
Dependiendo de la aplicación, se determina la alturaha la cual se colocará nuestra fuente de iluminación, sabiendo esto, centramos nuestro LED a la altura determinada sobre el fototransistor (sensor) montado en la mesa X,Y, como se muestra en la gura 2.6.
Figura2.6: Medición del patrón de irradiación de un LED.
[image:47.612.191.386.266.425.2] [image:47.612.227.352.544.696.2]24 Capítulo 2
Con la ayuda de la interfaz desarrollada en Matlab para el control de la mesa XY denimos el área sobre la cual queremos obtener el patrón de irradiación de nuestro LED, una vez ingresados los parámetros de entrada el sistema automáticamente reali-za la medición del patrón de irradiación. Obteniendo para uno de los LEDs utilireali-zados el siguiente patrón de irradiación (Figura 2.7).
Figura2.7: Patrón de irradiación obtenido experimentalmente.
Donde un punto importante de mencionar es que esta medición se toma como LED ideal, esto quiere decir que en próximas simulaciones de arreglo de LEDs, se considera que todos los LEDs se comportan de la misma manera.
2.2.3. Análisis matemático
Como se mencionó anteriormente, podemos describir la radiación de un LED a tra-vés de la ecuación del cono. Por lo que, el análisis matemático se desarrolla partiendo de la ecuación de este:
x2
+y2
−z2
= 0 (2.2)
Debido a la necesidad de poder variar el ángulo de inclinación en dirección al centro del plano (X,Y,Z) y de poder colocar estos LEDs en cualquier par de coordenadas del plano, a continuación se detalla el análisis matemático que describe la rotación y traslación de la ecuación obtenida, el principio de rotación y traslación de ejes se encuentra descrita en diversos libros [7-9].
[image:48.612.161.400.189.395.2]Desarrollo del sistema 25
x=x′∗cosα1+y′ ∗cosα2+z′∗cosα3
y=x′∗cosβ1+y′∗cosβ2+z′∗cosβ3
z =x′∗cosγ1+y′∗cosγ2+z′∗cosγ3
(2.3)
Donde los ángulos directores deben entenderse como los ángulos entre los ejes según la tabla:
eje x y z x′ α1 β1 γ1
y′ α
2 β2 γ2
z′ α
3 β3 γ3
y cumplen con las relaciones:
cos2
α1+ cos 2
β1+ cos 2
γ1 = 1 cosα1 ∗cosα2+ cosβ1∗cosβ2+ cosγ1∗cosγ2 = 0
cos2
α2+ cos 2
β2+ cos 2
γ2 = 1 cosα1 ∗cosα3+ cosβ1∗cosβ3+ cosγ1∗cosγ3 = 0
cos2
α3+ cos 2
β3+ cos 2
γ3 = 1 cosα2 ∗cosα3+ cosβ2∗cosβ3+ cosγ2∗cosγ3 = 0
Sustituyendo la transformación 2.3 en la ecuación 2.2 tenemos:
x′2
cos 2γ1+y′ 2
cos 2γ2+z′ 2
cos 2γ3+4x′y′cosγ1cosγ2+4x′z′cosγ1cosγ3+4y′z′cosγ2cosγ3 = 0
(2.4)
Que es la ecuación del cono rotado como se muestra en la gura 2.8.
Figura 2.8: Rotación del cono.
Posteriormente, hacemos una traslación a un sistema de coordenadas,
x′′ =x′+h y′′ =y′+k z′′ =z′+l
(2.5)
26 Capítulo 2
Después de aplicar 2.5 y sustituyendo en la ecuación 2.4 tenemos:
x2
cos 2γ1+y′′ 2
cos 2γ2+z′′ 2
cos 2γ3+4x′′y′′cosγ1cosγ2+4x′′z′′cosγ1cosγ3+4y′′z′′cosγ2cosγ3−
2x′′(hcos 2γ
1 + 2kcosγ1cosγ2 + 2lcosγ1cosγ3) −2y′′(kcos 2γ2 + 2hcosγ1cosγ2 +
2lcosγ2cosγ3)−2z′′(lcos 2γ3+2hcosγ1cosγ3+2kcosγ2cosγ3)+h 2
cos 2γ1+k 2
cos 2γ2+
l2
cos 2γ3+ 4(hkcosγ1cosγ2+hlcosγ1cosγ3+klcosγ2cosγ3) = 0 (2.6)
Que es la ecuación del cono rotada cierto ángulo y trasladada a las coordenadas
(h, k, l) como se muestra en la gura 2.9.
Figura 2.9: Rotación y traslación del cono.
2.2.4. Interfaz desarrollada en Matlab
2.2.4.1. Obtención de la ecuación que describe el patrón de irradiación de un LED
Una vez que se obtuvo experimentalmente el patrón de irradiación de un LED (gura 2.7), utilizando la función CFTOOL de Matlab esta medición se aproximó a una ecuación del tipo:
f(x, y) =A+Bx+Cy+Dx2
+Exy+Gy2
Desarrollo del sistema 27
2.2.4.2. Descripción de la interfaz desarrollada en Matlab
Las ecuaciones que describen la rotación y traslación del patrón de irradiación del LED, se programaron en Matlab, creando una interfaz fácil de entender, que permite al usuario simular el patrón de irradiación de un arreglo bidimensional de LEDs, donde cada LED del arreglo se pudiera colocar sobre el plano X, Y, en unas coordenadas (i,j) que el usuario deseara y con un ángulo de inclinación α en dirección al centro del plano.
En la gura 2.10 se muestra el menú principal de la interfaz desarrollada en Matlab para la simulación de un arreglo bidimensional de LEDs. En esta parte de la interfaz el usuario podrá elegir dos formas de simular arreglos de LEDs, en la primera opción Simular Leds con el mismo ángulo o la segunda opción Simular Leds independien-tes, o si lo desea podrá abandonar la simulación y salir del programa.
Figura2.10: Interfaz desarrollada en Matlab.
Si el usuario elige dar clic sobre el botón Simular LEDs con el mismo ángulo automáticamente se abrirá una nueva ventana (Figura 2.11), donde el usuario podrá simular arreglos de LEDs circulares, por ello deberá ingresar el número de LEDs a simular, el radio del arreglo circular sobre el cual estarán colocados los LEDs, así como el ángulo de inclinación de los LEDs. Es necesario mencionar que el ángulo de inclinación ingresado, será el mismo para todos los LEDs, es decir, todos los LEDs a simular sobre el radio ingresado estarán inclinados el mismo ángulo hacia el centro del arreglo.
La ventana cuenta con 2 botones, el botón simular con el que dará inicio la simulación y el botón inicio con el que regresara al menú principal. De la misma manera en la parte superior derecha, al nalizar la simulación el programa mostrará la superposición de los patrones de irradiación de cada LED correspondiente al arreglo simulado, y en la gráca inferior se mostrará el perl del patrón de irradiación del arreglo.
Por otro lado, si el usuario elige dar clic sobre el botón Simular LEDs inde-pendientes, se abrirá otra ventana (Figura 2.12) donde el usuario podrá simular
28 Capítulo 2
Figura 2.11: Simulación de LEDs con el mismo ángulo.
arreglos de LEDs que desee, por ello deberá ingresar el número de LEDs a simular, dependiendo del número de LEDs ingresado, enseguida deberá ingresar el ángulo de inclinación de cada uno separado por una coma, así como las coordenadas en x y y que correspondan al primer LED en los campos siguientes, y así sucesivamente hasta ingresar los datos de todos los LEDs.
Esta ventana cuenta también con los mismos 2 botones, el botón simular y el botón inicio que tienen la misma función que en la ventana anterior. De la misma manera en la parte inferior izquierda al nalizar la simulación el programa mostrara la superposición del patrón de irradiación de cada LED correspondiente al arreglo simulado, y en la gráca inferior derecha se mostrara el perl del patrón de irradiación del arreglo.
[image:52.612.182.392.90.300.2]Desarrollo del sistema 29
2.2.5. Diseño de la fuente de luz homogénea
El diseño de la fuente de iluminación en el espectro visible y la fuente de ilumina-ción en el infrarrojo cercano se realizó con la ayuda del software desarrollado para la simulación del patrón de irradiación de un arreglo bidimensional de LEDs, el cual se discutió en la sección anterior. Primeramente, a partir de la distancia focal de la lente de magnicación f = 5cm se determinó la altura a la cual se colocaría la fuente de iluminación, siendo esta de h= 5cm. El primer paso para llevar a cabo la simulación es la obtención del patrón de irradiación del LED, por lo que se obtuvo de manera experimental el patrón de irradiación tanto para un LED blanco, así como para un LED infrarrojo, en las guras 2.13a) y 2.13b) se muestra el patrón de irradiación obtenido de cada LED, respectivamente.
Figura2.13: a) Patrón angular de emisión del LED blanco, b) Patrón angular de emisión del LED infrarrojo.
Una vez obtenido el patrón de irradiación de ambos LEDs el siguiente paso fue obtener a través de la función CFTOOL de Matlab las ecuaciones que describen a cada patrón de irradiación.
Analizando primeramente para el LED blanco se obtuvo la siguiente ecuación:
f(x, y) = 35.47−13.86x2
−13.76y2
(2.8) Para el LED infrarrojo se obtuvo:
f(x, y) = 33.02−0.8399x−0.5753y−7.255x2
−7.337y2
(2.9) A partir de las ecuaciones obtenidas, se realizaron diversas simulaciones con el n de obtener un patrón de irradiación lo mas homogéneo posible. Para llevar a cabo estas simulaciones se realizaron las siguientes consideraciones:
El arreglo de LEDs se colocará alrededor de la lente de magnicación, por lo que será un arreglo circular teniendo para el arreglo de LEDs blanco un radio
30 Capítulo 2
de2.5cmy para el arreglo de LEDs infrarrojo un radio de 2.75cm, esto por las dimensiones de la lente.
La altura del arreglo como se mencionó anteriormente será de 5cm.
Considerando esto se simularon diversos arreglos de LEDs circulares cumpliendo con las consideraciones antes mencionadas y variando el ángulo de inclinación de los LEDs en dirección al centro del área de interés. En este caso, tomando un plano X,Y,Z, el arreglo de LEDs tiene como centro el origen con coordenadas(0,0,0), y se encuentra a una altura de 5 cm, por lo que nuestra área de interés se ha delimitado a un área de 2x2cm a partir del centro sobre el plano X,Y. Dándonos como mejores resultados los siguientes:
Para el arreglo de LEDs blancos el mejor resultado arrojado de la simulación fue la utilización de 24 LEDs colocados sobre el arreglo circular de 5 cm de diámetro, a una altura de 5 cm y con un ángulo de 13◦ de inclinación de cada LED en dirección al centro del área de interés. (Figura 2.14).
Figura 2.14: Resultado obtenido del arreglo blanco.
Para el arreglo de LEDs en el infrarrojo cercano el mejor resultado arrojado de la simulación fue la utilización también de 24 LEDs colocados sobre el arreglo circular de 5 cm de diámetro, a una altura de 5 cm y con un ángulo de 22◦ de inclinación de cada LED en dirección al centro del área de interés. (Figura 2.15).
2.3. Fuente de alimentación
[image:54.612.178.397.326.545.2]Desarrollo del sistema 31
Figura 2.15: Resultado obtenido del arreglo infrarrojo.
mantenga iluminada de manera constante se decidió realizar una fuente de alimenta-ción que no presente variaciones mayores al8 %, que nos permita evitar la aparición
de sombras y defectos en la imagen.
Como se comentó en la sección anterior, para la construcción del arreglo de LEDs en el espectro visible se utilizaran 24 LEDs blancos, donde cada uno se alimenta con 20 mA. Se decidió realizar este arreglo colocando los 24 LEDs en paralelo como se muestra en la gura 2.16.
Figura2.16: Arreglo de LEDs en paralelo
Donde, asumiendo que la resistencia interna de cada uno de los 24 LEDs es similar y aplicando la ley de corrientes de Kirchho tenemos que:
Ic =iL1 +iL2+....+iL24 (2.10)
Recordando que cada LED consume 20 mA la Ic = 480mA, por lo que habrá que
diseñar una fuente que mantenga 480 mA de manera estable.
[image:55.612.179.397.89.309.2]32 Capítulo 2
Aplicando el mismo principio, se realizó un arreglo de 24 LEDs infrarrojos en paralelo, donde cada uno de estos consume 100 mA por lo que en este caso laIc = 2.4A
2.3.1. Regulador LM317
En primera instancia para el diseño de la fuente de alimentación se consideró utilizar el regulador LM317 en su conguración de regulador de corriente (Figura 2.17).
Figura2.17: Regulador LM317
En esta conguración el regulador genera un voltaje de referencia (Vref) de 1.25V entre la terminal de salida (Vo) y la terminal de ajuste. Debido a que la corriente que circula por la terminal de ajuste (IADJ) se encuentra en el orden de losµA, esta
se puede considerar despreciable. Así, la corriente que circula por la carga está dada por:
Ic =
Vref
R1 = 1.25
R1 (2.11)
Donde el valor de la resistencia R1 permite controlar la magnitud de la corriente que circula a través del arreglo de LEDs.
Para el caso del arreglo de LEDs blancos donde se requiere una corriente de 480 mA, a partir de la ecuación 2.11 donde Ic = 480mA, tenemos que:
R1 = 2.6Ω (2.12)
2.3.1.1. Pruebas de estabilidad
Una vez calculada la R1 de control y utilizando una resistencia de precisión con una tolerancia del 1 %, se conectó el arreglo de LEDs a este circuito y para comprobar la estabilidad de la fuente (LM317), se midió la corriente Ic durante 23 minutos,
obteniendo la gráca que se muestra en la gura 2.18.
Desarrollo del sistema 33
Figura 2.18: Estabilidad de la fuente de alimentación
2.3.2. Módulo BuckPuck7021-D-E-1000
Para resolver el problema de estabilidad mostrado por el regulador LM317 se optó por utilizar un módulo BuckPuck. El módulo BuckPuck 7021 es un convertidor de alta eciencia dc-dc el cual entrega una salida estable de corriente a partir de la variación del voltaje para mantener la corriente constante. Este tipo de circuitos es utilizado para regular la corriente de LEDs de alta potencia, de nueva generación ultra-brillantes y de arreglos de LEDs. Entre sus ventajas se tiene que: exhibe una alta eciencia y no requiere de resistencias limitadoras de corriente o disipadores de calor para su operación.
Entre sus características se encuentran:
Voltaje de entrada: [5-30] Vdc
Voltaje de salida máximo: 30 V
Voltaje de pin de control: [0-5] Vdc
Acoplamiento con circuitos TTL y microcontroladores.
En la gura 2.19a) y 2.19b) se muestra la eciencia de este driver dependien-do del voltaje suministradependien-do a la entrada, así como una graca dependien-donde se observa la dependencia de la corriente de salida respecto a la variación del voltaje de control, respectivamente.
Este dispositivo cuenta con un pin de referencia Ref (Figura 2.20a)) que propor-ciona un voltaje estable de 5V, a partir de los datos proporcionados por el fabricante (Figura 2.19b)), experimentalmente utilizando el Ref del BuckPuck y utilizando un
34 Capítulo 2
Figura2.19: a) Eciencia del dispositivo BuckPuck 7021, b) Control de corriente
divisor de voltaje (Figura 2.20b)) se comenzó a variar el voltaje de control (VCT L)
hasta obtener un corriente de salida de 480mA.
Para el arreglo de LEDs infrarrojos se utilizó el mismo principio, pero en este caso debido a que la corriente de salida máxima del BuckPuck 7021 es de 1A, se optó por utilizar 2 dispositivos BuckPuck para su alimentación, esto es; alimentando cada mitad del arreglo de LEDs infrarrojos con un BuckPuck respectivamente.
Figura2.20: a) BuckPuck 7021-D-E-1000, b) Divisor de voltaje
Donde, VCT L =Ctrl yVREF =Ref. De esta manera utilizando un potenciómetro
de precisión de1KΩse obtuvo como resultado que con un voltaje de control VCT L=
2.8V se tenía a la salida del BuckPuck una corriente de 480mA y con un voltaje de control de0V teníamos a la salida del BuckPuck una corriente de 1A.
2.3.2.1. Pruebas de estabilidad
Nuevamente teniendo los voltajes de controlVCT Lpara ambos arreglos, se conectó
Desarrollo del sistema 35
a ambas grácas se les ha hecho un acercamiento para una mejor observación de las mismas.
Para el caso de la fuente de alimentación para el arreglo de LEDs blancos se obtuvo un tiempo de estabilida de 5 minutos, teniendo una estabilidad de 0.4812±0.0009A
(0.0002 %)(Figura 2.21).
Figura2.21: Estabilidad de la fuente para el arreglo de LEDs blanco.
En el caso de la fuente de alimentación para el arreglo de LEDs infrarrojo se obtuvo un tiempo de estabilidad de 3 minutos, teniendo una estabilidad de 0.9996±0.0002A
(0.00002 %)2.22).
Figura 2.22: Estabilidad de la fuente de alimentación para el arreglo del LEDs infrarrojo.
En ambas grácas se obtuvo una estabilidad <al1 %, por lo que, de esta manera
36 Capítulo 2
se comprueba la funcionalidad del dispositivo BuckPuck y se resuelve el problema presentado por el regulador LM317.
2.4. Sistema Óptico
El sistema óptico del sistema consiste en una lente de magnicación de 10X para la observación de las imágenes amplicadas, de una supercie de contacto colocada sobre una base para llevar a cabo la técnica de inmersión y el objetivo de la cámara.
2.4.1. Lente de magnicación
La función de una lente de magnicación es proporcionar una imagen de los ob-jetos cercanos que es más grande que la que se ve con el ojo desnudo. La lente de magnicación se basa en el hecho de que, si colocamos un objeto entre el foco objeto (F) y la lente, obtenemos una imagen derecha, virtual y de mayor tamaño, que es observada directamente por el ojo (Figura 2.23).
Figura2.23: a) Observación de un objeto a través de la lupa, b) Observación de un objeto a ojo desnudo.
El ángulo que subtiende la imagen y′ a través de la lente de magnicación, w′ es mayor que el ángulo que subtiende el objeto (w) (Figura 2.23); por lo tanto, las
dimensiones aparentes aumentan.
La principal característica de una lente de magnicación es la potencia de aumento, P A o, de manera equivalente, el aumento angular, MA, el cual se dene como la
[image:60.612.123.450.356.561.2]Desarrollo del sistema 37
Para nuestro sistema, debido a que uno de los requerimientos en un dermatoscopio es utilizar una lente con una magnicación no menor a 10x, se utilizó una lente de magnicación de 10x con una distancia focal de 5cm, utilizar una con mayor magnicación reduce el ángulo de visión.
2.4.2. Técnica de inmersión
Como se mencionó en el capitulo 1, la técnica de inmersión consiste en un acople de índices de refracción para disminuir los fenómenos físicos de reexión y esparcimiento. Para ello se hace uso de una supercie de contacto y un líquido de inmersión.
2.4.2.1. Supercie de contacto
Para la elección de la supercie de contacto se consideró que el índice de refracción de este debe estar entre el índice de refracción del airenaire = 1y el índice de refracción
del estrato córneonestratocorneo = 1.55. Por lo que, a partir de las ecuaciones de maxwell
se analizó la reectancia que se da en una interfaz aire-supercie de contacto para diferentes materiales que pueden ser utilizados como supercie de contacto. En la siguiente tabla se muestra el análisis realizado para el caso de la fuente de luz blanca, la cual como se mencionó anteriormente, los haces de luz incidirán con un ángulo de 13◦.
Material nt RA−M 1−RA−M RM−T 1−RA−M −RM−T +RA−MRM−T
Vidrio 1.52 4.26 % 95.74 % 0.01 % 95.73 %
Cristal oftálmico 1.50 4.00 % 96.00 % 0.03 % 95.97 %
Acrílico 1.49 3.87 % 96.13 % 0.04 % 96.09 %
Vidrio pirex 1.47 3.62 % 96.38 % 0.07 % 96.31 %
Cuarzo 1.46 3.48 % 95.52 % 0.09 % 95.43 %
Tabla2.2: Materiales que pueden ser utilizados como supercie de contacto.
Donde nt se reere al índice de refracción del material, RA−M es la reectancia
que se presenta al incidir la luz sobre una interfaz Aire-Material, 1−RA−M es la
transmitancia de la luz que se presenta en la interfaz Aire-Material, RM−T es la
reectancia de la luz que se ha transmitido de la interfaz Aire-Material y que incide sobre la interfaz Material-Tejido Biológico, por último1−RA−M−RM−T+RA−MRM−T
representa la cantidad de luz que se transmite al tejido biológico del total de la luz incidente después de incidir sobre las dos interfaces.
De la tabla 2.2 se observa que la reectancia es menor en una interfaz aire-cuarzo en comparación de los demás materiales. Pero debido al alto costo del cuarzo y del uso de cristal oftálmico en óptica, se eligió el cristal oftálmico para ser utilizado como super-cie de contacto. Como se muestra en la tabla, una interfaz aire-cristal oftálmico pre-senta una reectancia de la luz del4 %, con lo cual no existe mucha discrepancia entre
esta y una interfaz aire-cuarzo, además de que la interfaz cristal oftálmico-tejido biológico
38 Capítulo 2
presentan una reectancia del 0.03 %. Por otro lado, para el caso de la fuente de luz
en el infrarrojo cercano donde los haces de luz inciden con un ángulo de 22◦ se ob-tuvo que; en una interfaz aire-cristal oftálmico presenta una reectancia de la luz del
4.87 %, y la interfaz cristal oftálmico-tejido biológico presenta una reectancia del 0.04 %. Con lo que se corrobora que para ángulos pequeños la reectancia de ambas
componentes es pequeña, como se muestra en la gura 2.24.
Figura 2.24: Gráca de la reectancia para la componente paralela y perpendicular en una interfaz aire-cristal oftálmico.
Debido a que el objetivo de la dermoscopia es el diagnóstico de lesiones mela-nocíticas, se ha delimitado la zona de observación a un área de 2x2cm, por lo que, las dimensiones del cristal oftálmico corresponde a un radio de 1cm, este se montó sobre una base para que se mantenga jo al momento de analizar una lesión. Así mis-mo al cristal oftálmico a utilizar se le depositó una película anti reejante (frontera aire-cristal oftálmico) para disminuir la reexión especular en la interfaz entre ambos medios.
2.4.2.2. Líquido de inmersión
