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Instituto Politécnico Nacional

Escuela Superior de Ingeniería

Mecánica 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

México,DF. Julio 2012

Índice general

Índice de guras III

Índice de tablas V

Acrónimos y abreviaturas VII

Objetivo general IX

Objetivos particulares IX

1. Introducción 11.1. ANTECEDENTES . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1

1.1.1. Dermatoscopia . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11.1.2. Historia de la Dermatoscopia . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11.1.3. Objetivos de la Dermatoscopia . . . . . . . . . . . . . . . . . . 21.1.4. Explosión en el interés de la Dermatoscopia . . . . . . . . . . 3

1.2. ELEMENTOS DE LA DERMATOSCOPIA . . . . . . . . . . . . . . 41.2.1. Dermatoscopio . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 41.2.2. Técnica de Inmersión . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 5

1.3. CÁNCER DE PIEL . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 81.3.1. Cáncer Tipo Melanoma . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 9

1.4. INTERACCIÓN DE LA LUZ CON EL TEJIDO BIOLÓGICO . . . . 101.4.1. Reexión y Refracción . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 101.4.2. Absorción . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 121.4.3. Esparcimiento . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 13

Bibliografía 17

2. Desarrollo del sistema 192.1. Introducción . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 192.2. Fuente de iluminación . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 20

2.2.1. Consideraciones previas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 212.2.2. Obtención del patrón de irradiación del LED . . . . . . . . . . 232.2.3. Análisis matemático . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 24

I

II ÍNDICE GENERAL

2.2.4. Interfaz desarrollada en Matlab . . . . . . . . . . . . . . . . . 262.2.5. Diseño de la fuente de luz homogénea . . . . . . . . . . . . . . 29

2.3. Fuente de alimentación . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 302.3.1. Regulador LM317 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 322.3.2. Módulo BuckPuck7021-D-E-1000 . . . . . . . . . . . . . . . . 32

2.4. Sistema Óptico . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 352.4.1. Lente de magnicación . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 352.4.2. Técnica de inmersión . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 36

Bibliografía 39

3. Resultados 413.1. Sistema prototipo . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 413.2. Homogeneidad de la fuente de iluminación . . . . . . . . . . . . . . . 423.3. Interfaz desarrollada en Matlab para la adquisición de las imágenes . 453.4. Imágenes obtenidas en tejido bilógico . . . . . . . . . . . . . . . . . . 45

4. Conclusiones 494.1. Conclusiones . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 494.2. Recomendaciones para trabajo a futuro . . . . . . . . . . . . . . . . . 49

Appendices 50

Instituto Politécnico Nacional ESIME

Índice de guras

1.1. Dermatoscopia . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 21.2. Estudio sistemático de las lesiones pigmentadas. . . . . . . . . . . . . 31.3. Numero de artículos en dermoscopia publicados hasta el año 2007. . . 31.4. Países con el mayor número de publicaciones en dermoscopia, datos

obtenidos de http://www.gopubmed.org. (consultado en marzo de 2012) 41.5. Primer dermatoscopio portable, desarrollado en 1958. . . . . . . . . . 51.6. A. Dermatoscopio con bombilla de halógeno, B. Dermatoscopio don

diodos emisores de luz (LEDs). . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 51.7. Reectancia para una interfaz aire-vidrio. . . . . . . . . . . . . . . . . 61.8. 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 luzse reejan). B) Al colocar una supercie de contacto sobre la superciecutánea se obtiene una reexión parcial de los haces de luz, lo quepermite que una mayor cantidad de luz penetre a través del estratocórneo. C) Al colocar además una sustancia de contacto entre la piely la supercie de contacto, el fenómeno de reexión de los haces deluz se elimina casi por completo, lo que permite que los haces de luzincidentes casi en su totalidad penetren a través del estrato córneo. . 7

1.9. Capas de la piel, imagen obtenida de http://www.umm.edu (cosultadoen mayo de 2012). . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 8

1.10. Cáncer tipo melanoma, imagen obtenida de http://www.cancer.gov(cosultado 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 lomedios biológicos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 13

2.1. Diagrama del sistema desarrollado . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 192.2. Profundidad de penetración de la luz . . . . . . . . . . . . . . . . . . 202.3. a) Patrón de emisión angular de un LED obtenido de las hojas de

especicaciones, b) Cono . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 222.4. Generación del cono a partir de un triangulo rectángulo. . . . . . . . 222.5. Mesa XY utilizada para la medición del patrón angular de emisión. . 232.6. Medición del patrón de irradiación de un LED. . . . . . . . . . . . . . 23

III

IV ÍNDICE DE FIGURAS

2.7. Patrón de irradiación obtenido experimentalmente. . . . . . . . . . . 242.8. Rotación del cono. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 252.9. Rotación y traslación del cono. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 262.10. Interfaz desarrollada en Matlab. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 272.11. Simulación de LEDs con el mismo ángulo. . . . . . . . . . . . . . . . 282.12. Simulación de LEDs independientes. . . . . . . . . . . . . . . . . . . 282.13. a) Patrón angular de emisión del LED blanco, b) Patrón angular de

emisión del LED infrarrojo. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 292.14. Resultado obtenido del arreglo blanco. . . . . . . . . . . . . . . . . . 302.15. Resultado obtenido del arreglo infrarrojo. . . . . . . . . . . . . . . . . 312.16. Arreglo de LEDs en paralelo . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 312.17. Regulador LM317 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 322.18. Estabilidad de la fuente de alimentación . . . . . . . . . . . . . . . . 332.19. a) Eciencia del dispositivo BuckPuck 7021, b) Control de corriente . 342.20. a) BuckPuck 7021-D-E-1000, b) Divisor de voltaje . . . . . . . . . . . 342.21. Estabilidad de la fuente para el arreglo de LEDs blanco. . . . . . . . 352.22. Estabilidad de la fuente de alimentación para el arreglo del LEDs in-

frarrojo. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 352.23. a) Observación de un objeto a través de la lupa, b) Observación de un

objeto a ojo desnudo. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 362.24. Gráca de la reectancia para la componente paralela y perpendicular

en una interfaz aire-cristal oftálmico. . . . . . . . . . . . . . . . . . . 37

3.1. Sistema prototipo para el estudio de lesiones pigmentadas de la piel. . 413.2. Sistema de iluminación para el diagnóstico del melanoma maligno. . . 423.3. Tarjeta de control para la mesa X,Y. . . . . . . . . . . . . . . . . . . 433.4. Interfaz para el control de la mesa X,Y. . . . . . . . . . . . . . . . . . 433.5. Patrón de irradiación obtenido del arreglo de LEDs blancos. . . . . . 443.6. Patrón de irradiación obtenido del arreglo de LEDs infrarrojo. . . . . 443.7. Interfaz para la adquisición de las imágenes del dermatoscopio. . . . . 453.8. Obtención de imágenes demoscópica. . . . . . . . . . . . . . . . . . . 463.9. Lesión pigmentada benigna. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 47


Índice de tablas

1.1. Diagnóstico del melanoma. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 10

2.1. Principales características de los LEDs a utilizar. . . . . . . . . . . . 212.2. Materiales que pueden ser utilizados como supercie de contacto. . . 37

V

Acrónimos y abreviaturas

ADC Convertidor Analógico - DigitalLED Light-Emitting Diode (Diodo Emisor de Luz)NIST National Institute of Standards and TechnologyPIC Controlador de Interfaz Perifériconm Nanómetroscm centímetrocm2 centímetro cuadradomm Milímetro

VII

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 infrarrojocercano, 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 lacomputadora.

IX

X


Capítulo 1

Introducción

1.1. ANTECEDENTES

1.1.1. Dermatoscopia

Durante las 2 últimas décadas se ha observado un crecimiento en la incidencia delmelanoma maligno [1]. Debido a la falta de terapias adecuadas para el tratamiento delmelanoma metastásico, el mejor tratamiento actualmente es el diagnóstico tempranoy la extirpación del cáncer en sus inicios.

La dermatoscopia (también conocida como microscopia por epiluminación, micros-copia de la supercie de la piel) es una técnica auxiliar diagnóstica que no conllevapenetración corporal para el estudio in vivo de las lesiones pigmentadas de la piel, queha demostrado ser una herramienta útil para la detección temprana del melanomamaligno [2].

Por medio de la dermatoscopia, sus criterios diagnósticos y del conocimiento de sucontraparte histopatológica, el dermatólogo puede realizar un análisis más detalladode las estructuras cutáneas que no son identicables a simple vista, lo cual favoreceuna mejor evaluación e incrementa la certeza diagnóstica de las lesiones pigmentadasmelanocíticas y no melanocíticas cutáneas.

La dermatoscopia ha sido de gran interés y por tanto investigado por varios auto-res, su uso ha incrementado la precisión del diagnóstico entre un 5% y 30% sobre lainspección 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 dermatoscopioy 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 Dermatoscopia

La historia de la dermatoscopia data del año 1663, cuando Johan ChristophorusKohlhaus uso un microscopio para la examinación mas detallada de los vasos sanguí-

1

2 Capítulo 1

Figura 1.1: Dermatoscopia

neos de la matriz ungueal. Siglos más tarde, en 1879, Carl Hueter en su publicaciónCheilo-Angioskopie [5], describió una evaluación microscópica similar de los vasossanguíneos del labio inferior. El termino dermatoskopie fue acuñado en 1920 [5]para aplicar esta nueva técnica en la examinación de vasos sanguíneos en piel sanay patológica. Con el desarrollo del primer dermatoscopio portable en 1958 [5] y eldescubrimiento de que esta herramienta podría ser usada para ayudar a la distinciónentre las lesiones melanocíticas y no melanocíticas, desde mediados de los 80's y hastanuestros días se ha observado un crecimiento exponencial en el campo de la derma-toscopia. Una variedad de términos han sido utilizados para referirse a esta técnica dediagnóstico. El término microscopia de epiluminicencia ganó popularidad a nales delos 80s y principios de los 90s, pero en el nuevo milenio dermatoscopia es el términomas utilizado por los especialistas [1].

1.1.3. Objetivos de la Dermatoscopia

La examinación clínica de las lesiones pigmentadas consiste en 2 niveles de ob-servación: la observación de la supercie morfológica a simple vista y la observaciónmorfológica con un dermatoscopio. Esta nueva técnica de examinación revela detallesmorfológicos adicionales que no pueden ser apreciados a simple vista, añadiendo unanueva dimensión morfológica que ayuda al diagnóstico de diversas lesiones de la piel,especialmente los melanomas. Una valoración dermatoscópica correcta exige aplicar2 pasos (Figura 1.2): el primer paso consiste en establecer si una lesión cutánea esmelanocítica o no; el segundo paso, si la lesión es melanocítica, se prosigue su estu-dio para establecer si es benigna o maligna. A partir de ello, los dos objetivosde la dermatoscopia son: 1) disminuir el número de biopsias innecesarias de lesionesbenignas y 2) incrementar la precisión en los diagnósticos de melanoma maligno parareducir los índices de mortalidad debido a estos [6].


Introducción 3

Figura 1.2: Estudio sistemático de las lesiones pigmentadas.

1.1.4. Explosión en el interés de la Dermatoscopia

Debido al número creciente de indicadores dermoscópicos, no es una sorpresa queel uso de esta herramienta de diagnóstico no invasiva se esté extendiendo por todo elmundo. Actualmente, cerca de 3500 médicos son parte de la Sociedad Internacionalde Dermoscopia como miembros regulares, de más de 110 países diferentes. Comoel número de gente que utiliza la dermoscopia sigue creciendo, también el númerode publicaciones cientícas en dermoscopia ha crecido signicativamente. Como semuestra en la gura 1.3, casi 1000 artículos fueron publicados entre 2003 y 2007, 3veces mas que los 5 años anteriores. Cerca de 300 artículos sobre dermoscopia fueronreferenciados en PubMed solo en el 2008. En la gura 1.4, se muestran los 25 paísescon mayor numero de publicaciones sobre dermoscopia, incluyendo naciones de 4continentes, Europa, Norte y Sur América, Australia y Asia [7].

Figura 1.3: Numero de artículos en dermoscopia publicados hasta el año 2007.


4 Capítulo 1

Figura 1.4: Países con el mayor número de publicaciones en dermoscopia, datos obtenidos dehttp://www.gopubmed.org. (consultado en marzo de 2012)

1.2. ELEMENTOS DE LA DERMATOSCOPIA

1.2.1. Dermatoscopio

Este instrumento ha tenido un largo camino desde su primera introducción en1663. En 1920, Johann Saphier modeló un aparato que contaba con una fuente deluz incorporada en lugar de utilizar una fuente de luz externa [5], tiempo despuésLeon Goldman introdujo el primer dermatoscopio portable, esto en 1958, el cual eramonocular y carecía de un fuente de luz interna (Figura 1.5). Con el transcurso de losaños, los demartoscopios han disminuido en tamaño y se han hecho más portables,la fuente de luz consistía en una sola lámpara de halógeno. En el 2001, se reportael dermatoscopio con una fuente de luz polarizada, eliminando el uso del liquido deinmersión, pero no elimina el uso de la supercie de contacto para llevar a cabo eldiagnóstico [5, 8]. Existe confusión al decidir cuál dermatoscopio es el apropiado parael análisis clínico, lo que ha llevado a diversos estudios que se han reportado en la lite-ratura. Actualmente entre los dermatoscopios más prácticos y populares disponiblesse encuentran aquellos que son dispositivos de bolsillo. Para el dermatólogo, la granvariedad de estos dispositivos hace que la elección del dermatoscopio adecuado seamás difícil. Algunas características de los diferentes dispositivos son, el uso de fuentesde luz polarizada o no polarizada, el uso de lámparas de halógeno o diodos emisoresde luz (LED), lentes de contacto o no contacto y la capacidad para poder adaptar


Introducción 5

cámaras digitales. Las diferencias entre el uso de una simple lámpara de halógeno yel uso de fuentes de luz compuestas por múltiples LEDs radica esencialmente en laobservación, la luz de halógeno proporciona un tono mas amarillo, mientras que laluz LED emite un tono mas azul [1, 5].

Figura 1.5: Primer dermatoscopio portable, desarrollado en 1958.

Figura 1.6: 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 imágenesclínicas funcionales de las condiciones siológicas, el diagnóstico de cáncer y la apli-cación de terapias, ha sido de gran interés debido a sus características informativasúnicas, simplicidad, seguridad y bajo costo [9]. Para el caso de la dermatoscopia, lasprincipales limitaciones para la obtención de imágenes es la reexión en el estratocórneo y el fuerte esparcimiento de la luz debido a las capas de la piel y la sangre, lo


6 Capítulo 1

que genera un bajo contraste en la imagen y una baja resolución espacial, así comouna baja profundidad de penetración de la luz.

La primera interacción que se da al hacer la luz contacto con la piel es la reexión.Esta se debe a los diferentes índices de refracción del aire y de la piel. Denimos laReectancia R como el cociente entre la potencia (o ujo) reejada y la potenciaincidente, en otras palabras nos indica el porcentaje del total de la luz incidente queserá reejada al pasar de un medio con índice de refracción ni a otro con índicede refracción nt, y se describe a partir de las ecuaciones de Fresnel [10], donde lareectancia R depende del ángulo de incidencia θi, la polarización de la onda incidente(paralela || o perpendicular ⊥ al plano de incidencia) y los índices de refracción delos medios en contacto que forman la supercie de frontera de la siguiente manera:

R⊥ =

[nicosθi − ntcosθtnicosθi + ntcosθt

]2(1.1)

R|| =[ntcosθi − nicosθtnicosθt + ntcosθi

]2(1.2)

Donde se muestra que la reectancia para ambas componentes depende de losíndices de refracción ni y nt del medio incidente y transmitido respectivamente, y delángulo de incidencia θi del haz de luz.

En la gura 1.7, se muestra una gráca de Reectancia en función del ángulode incidencia θi tanto para la componente perpendicular como para la componenteparalela al incidir luz sobre una interfaz aire-vidrio, donde el indice de refracción delaire ni = 1, el índice de refracción del vidrio nt = 1.5. Donde se muestra que paraángulos de incidencia pequeños la R⊥ ≈ R||.

Figura 1.7: Reectancia para una interfaz aire-vidrio.

Para disminuir los efectos de reexión y esparcimiento, la dermatoscopia hace usode la técnica de inmersión, que consiste en un acoplamiento de índices de refracción


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 cantidadde los haces. El índice de refracción del estrato córneo es de 1.55, por ende, cuandose coloca sobre la capa córnea un disco o una supercie de contacto de vidrio conun índice de refracción muy cercano a 1.55, y se emplea una solución de contactoentre ambas supercies, se logra una situación virtual que reduce considerablementela reexión de los haces de luz sobre el estrato córneo. Este fenómeno permite quepenetre más luz a las capas más profundas de la piel, lo que facilita la visualizaciónde estructuras situadas hasta en la dermis reticular, como se representa en la gura.1.8.

Figura 1.8: A) En condiciones normales, sólo una escasa cantidad de los haces de luz penetrana través del estrato córneo (93 a 96% de los haces de luz se reejan). B) Al colocar unasupercie de contacto sobre la supercie cutánea se obtiene una reexión parcial de los hacesde 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, elfenómeno 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 dermatoscopia son di-versas: agua, soluciones en alcohol (etanol, propanol o soluciones desinfectantes enalcohol), aceites (aceite mineral, aceite de inmersión) y geles solubles en agua (gel pa-ra ultrasonido, jalea K-Y y geles cosméticos) entre otros. Hasta el momento la mejorsustancia de contacto son las soluciones alcohólicas (etanol, isopranol y desinfectantesen alcohol), dado que producen menos burbujas y mayor nitidez en las estructurasdermatoscópicas, además estas soluciones tienen un efecto secundario positivo: la de-sinfección [3].


8 Capítulo 1

1.3. CÁNCER DE PIEL

La piel es el órgano más grande del cuerpo, se conforma de tres capas, la epidermis,la dermis y la hipodermis [14, 15], como se muestra en la gura. 1.9.

Figura 1.9: Capas de la piel, imagen obtenida de http://www.umm.edu (cosultado en mayode 2012).

La capa superior de la piel es la epidermis. La epidermis es muy delgada, su espesorpromedio es de sólo 0.2 milímetros. Protege a las capas más profundas de la piel ylos 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 protegerel resto del cuerpo.

La parte más externa de la epidermis se llama estrato córneo o capa córnea, lacual está compuesta por queratinocitos muertos que se desprenden continuamente amedida que los nuevos se forman. Las células en esta capa se conocen como célulasescamosas 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 pigmentomarrón llamado melanina que hace que la piel se oscurezca o broncee, para protegerlas 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. Contienefolículos pilosos, glándulas sudoríparas, vasos sanguíneos y nervios que se mantienenen su sitio gracias a una proteína llamada colágeno. El colágeno producido por lascélulas denominadas broblastos, le brinda resistencia y fuerza a la piel.

La capa más profunda de la piel se llama hipodermis. La hipodermis y la parteinferior de la dermis forman una red de colágeno y células adiposas (grasas). Lahipodermis ayuda al cuerpo a conservar el calor y posee un efecto de amortiguaciónde choque que ayuda a proteger a los órganos del cuerpo para que no se lesionen.


Introducción 9

1.3.1. Cáncer Tipo Melanoma

El cuerpo está compuesto por millones de células vivas. Las células normales delcuerpo crecen, se dividen y mueren de manera ordenada. El cáncer se origina cuandolas células de alguna parte del cuerpo comienzan a crecer sin control.

Las células se transforman en células cancerosas debido aun daño en el ADN. ElADN se encuentra en todas las células y dirige todas sus acciones. En una célulanormal, 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 comodebería. En lugar de esto, la célula continúa produciendo nuevas células que el cuerpono necesita. Todas estas nuevas células tendrán el mismo ADN dañado que tuvo laprimera célula.

Las células cancerosas a menudo se trasladan a otras partes del cuerpo dondecomienzan a crecer y a formar nuevos tumores. Este proceso se llama metástasis, elcual ocurre cuando las células cancerosas entran en el torrente sanguíneo o a los vasoslinfáticos de nuestro cuerpo [16].

El melanoma es un cáncer que se origina en los melanocitos como se muestraen la gura. 1.10. Entre otros nombres de este tipo de cáncer se encuentran los demelanoma maligno y melanoma cutáneo. Debido a que la mayoría de las células delmelanoma continúan produciendo melanina, los tumores tipo melanoma usualmenteson de color café o negro. Pero éste no es siempre el caso ya que los melanomas puedencarecer de pigmentación.

Figura 1.10: Cáncer tipo melanoma, imagen obtenida de http://www.cancer.gov (cosultadoen mayo de 2012).

Los melanomas pueden desarrollarse en cualquier parte de la piel, pero son máspropensos a comenzar en ciertas áreas. El sitio más común en los hombres es en eltorso (pecho y espalda). En las mujeres, las piernas son la parte donde se presentancon 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 ode células escamosas, pero es mucho más peligroso, representa el 5% de todos loscanceres de piel, y es responsable del 75% de las muertes por cáncer de piel. Como elcáncer 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 másprobabilidades de propagarse a otras partes del cuerpo si no se detecta temprano, encomparación con el cáncer de células basales o escamosas [3, 17].

A continuación, en la tabla 1.1 se muestra, dependiendo del espesor del tumormedido de la supercie hacia la parte interna de la piel, la tasa de curación paradicho tumor.

Espesor Diagnósticomenor a 1mm Tasa de un 95% de curaciónentre 1 y 4mm Riesgo de metástasismayor a 4mm Tasa de curación escasa

Tabla 1.1: Diagnóstico del melanoma.

1.4. INTERACCIÓN DE LA LUZ CON EL TEJIDOBIOLÓGICO

Al incidir la radiación óptica sobre una supercie que divide dos medios puedenocurrir varios fenómenos: reexión, refracción, absorción, esparcimiento [10, 18, 19](Figura 1.11). La reexión y refracción se describen por las ecuaciones de Fresnel. Laabsorción se describe por la ley de Beer. Para describir el esparcimiento, dependiendode la relación entre la longitud de onda y las dimensiones lineales de las partículasdel medio, se han desarrollado varios modelos, entre los que destacan las teorías deRayleigh y Mie. A la relación de las intensidades trasmitida e incidente se le llamaTransmitancia (T), que describe la transmisión de la radiación a través del medio.

Trasmitancia =Incidente−Reflejada− Absorbida− Esparcida

Incidente(1.3)

La frecuencia de oscilación del campo eléctrico ν es una de las característicasfundamentales de la onda electromagnética que determina la forma de interacción deesta con el medio, la cual esta relacionada con la longitud de onda en el medio λ através de la expresión |v→| = λν = c

n, donde v es el modulo de la velocidad de la onda

en el medio que se expresa a través de la velocidad de la luz en el vacío c y el índicede refracción en el medio n. La λ es también un parámetro importante que determinael índice de refracción, así cómo los coecientes de absorción y esparcimiento.

1.4.1. Reexión y Refracción

La reexión se dene como la parte de la onda electromagnética que regresa almedio después de haber incidido sobre una supercie. De manera general, la superciereectora es una frontera física entre dos medios de diferentes índices de refracción. La


Introducción 11

Figura 1.11: Interacción de la luz con el tejido biológico: Absorción, reexión, esparcimientoy transmisión.

ley de la reexión establece que el haz incidente, el haz reejado y el vector normal a lasupercie reectora en el punto de incidencia se encuentra en el mismo plano, llamadoplano de incidencia. Así mismo, el ángulo de incidencia θi es igual al ángulo de reexiónθr. Los ángulos θi y θr son medidos entre el vector normal y la dirección de propagaciónde las ondas electromagnéticas incidente y reejada, respectivamente. Esta ley secumple cuando la supercie reectora se considera ópticamente lisa, esto es, que lasirregularidades 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 omayor a la longitud de onda de la onda incidente, ocurre la reexión difusa, múltipleshaces son reejados y no necesariamente pertenecen al plano de incidencia.

Para el caso de los tejidos bilógicos, la mayoría presentan reexión difusa, debidoa que no son ópticamente lisos.

La refracción ocurre sobre una supercie que separa dos medios de diferente índicede refracción. Es el resultado del cambio de velocidad de propagación de la onda enel medio. La ley que describe la refracción es la ley de Snell:

nisinθi = nrsinθr (1.4)

Para el caso de los medios biológicos es difícil observar el fenómeno de refracción,por ser generalmente muy esparcivos. La reectividad de una supercie, es una medidade la cantidad de radiación reejada. Se dene como la relación de la amplitud dedel campo eléctrico de las radiaciones reejada e incidente

(Er

Ei

), respectivamente. La

reectancia (R) se dene como la relación de las densidades de potencia radiante de

las radiaciones reejada e incidente, y es la reectividad al cuadrado(

Er

Ei

)2

. Tanto lareectividad como la reectancia, dependen del ángulo de incidencia, la polarizaciónde la radiación (paralela || o perpendicular ⊥, respecto al plano de incidencia), ylos índices de refracción de los medios que forman la frontera. La reectividad y larefracción, dependiendo de la polarización del campo eléctrico de la onda, se conocen


12 Capítulo 1

como las ecuaciones de Fresnel:

E⊥r

E⊥i

= −sin(θi − θR)

sin(θi + θr)(1.5)

E||r

E||i=

tan(θi − θR)

tan(θi + θR)(1.6)

E⊥R

E⊥i

= − 2sinθRcosθisin(θi + θR)

(1.7)

E||R

E||i= − 2sinθRcosθi

sin(θi + θR)cos(θi − θR)(1.8)

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

Durante el fenómeno de absorción, la densidad de potencia de la onda incidentees atenuada a su paso a través del medio. La absorbancia del medio se dene como larelación entre la densidad de potencia absorbida y la incidente, respectivamente. Laabsorción es resultado de una transferencia de energía de la onda electromagnéticaque se maniesta en forma de calor, movimiento o vibración de las moléculas delmedio absorbente. Un medio perfectamente transparente es aquel que permite el pasode la onda electromagnética sin absorción, es decir, la energía que penetra al medioes la misma que sale de este. En contraste, los medios en los cuales la radiaciónelectromagnética es reducida a prácticamente cero se llaman opacos. La absorciónselectiva, por otro lado, es la absorción en ciertas longitudes de onda. La existencia decolores es originada por la absorción selectiva. La capacidad del medio para absorberla radiación electromagnética depende de varios factores, como son: la composiciónelectrónica de sus átomos y moléculas, la longitud de onda de la radiación, el espesorde la capa absorbente, y parámetros internos como la temperatura y la concentraciónde agentes absorbentes. Dos leyes que describen el fenómeno de absorción en un medioson llamadas ley de Lambert y ley de Beer, y se expresan por,

I (z) = I0exp (−αz) , (1.11)

yI (z) = I0exp (−kcz) , (1.12)


Introducción 13

donde z denota el eje óptico, Iz es la intensidad a la distancia z, I0 es la intensidadincidente, α es el coeciente de absorción del medio, c es la concentración de agen-tes absorbentes presentes y k es un coeciente que depende de parámetros internos.Debido a que ambas leyes describen al mismo fenómeno de absorción, el efecto deabsorción, también se conoce como Ley de Lambert-Beer. De estas expresiones seobtiene:

z =1

αlnI0Iz, (1.13)

a partir de la cual se dene la longitud de absorción como,

L =1

α, (1.14)

esta determina la profundidad dentro del medio a la cual la densidad de poten-cia radiante disminuye 1

erespecto a su valor en la frontera del medio. En los medios

biológicos la absorción es provocada por la presencia de moléculas de H2O, de ma-cromoléculas (proteínas) y pigmentos [20]. En la gura 1.8 se presentan los espectrosde absorción de los principales cromóforos presentes en los medios biológicos.

Figura 1.12: Espectros de absorción de los principales cromóforos presentes en lo mediosbiológicos

1.4.3. Esparcimiento

Al incidir una onda EM sobre partículas cargadas ligadas elásticamente; estaspartículas comienzan a moverse debido a la presencia de un campo eléctrico. Si lafrecuencia de la onda EM coincide con la frecuencia propia o natural del movimientovibracional de las partículas, ocurre un efecto de resonancia acompañado de una granabsorción de la energía de la onda. El esparcimiento ocurre a frecuencias del campo


14 Capítulo 1

eléctrico diferentes de estas frecuencias propias donde las oscilaciones resultantes sonforzadas. Esta vibración tendrá la misma frecuencia y dirección que la fuerza eléctricaresultante de la presencia de una partícula cargada en un campo eléctrico oscilatorio.No obstante, la amplitud del movimiento será mucho menor al caso anterior dondese presenta la resonancia. Además, la fase de la oscilación forzada es diferente a lafase 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 esparcimientopuede 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 laonda 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 ejemplodel esparcimiento elástico es el Esparcimiento de Rayleigh, este modelo se aplicapara describir el esparcimiento elástico en partículas cuyas dimensiones lineales seanmenores 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 simétricarespecto al ángulo de esparcimiento. Otra aproximación importante de este modeloes que la amplitud de la onda incidente es mucho mayor que la amplitud de la ondaesparcida. Si las dimensiones lineales de las partículas del medio esparcido es compa-rable con la λ 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 teoríade Mie arroja como resultado una dependencia más débil de la λ (λ−x; 0.4 ≤ 0.5) yocurre preferentemente hacia delante en la dirección del eje óptico. En la mayoría delos tejidos biológicos los fotones son esparcidos hacia delante, lo cual no coincide conla descripción de la teoría de Rayleigh. Por otra parte, la dependencia de la λ es másfuerte que la predicha por Mie. Entonces, el fenómeno del esparcimiento en los tejidosbiológicos no puede ser descrito totalmente por ninguno de los modelos mencionados.Por este motivo, resulta conveniente denir la función de probabilidad p (θ) de unfotón de ser esparcido en la dirección θ que pueda ser ajustada al experimento. Sip (θ) no depende del ángulo de esparcimiento θ, entonces se trata de un esparcimientoisotrópico. si por el contrario, la función de probabilidad depende del ángulo, enton-ces el esparcimiento es anisotrópico. La medida de esparcimiento se caracteriza porel coeciente de anisotropía g; si g = 1, el esparcimiento será absolutamente haciadelante en la dirección de propagación; si g = −1, el esparcimiento será absolutamen-te hacia atrás y si g = 0, se describe el caso isotrópico. En coordenadas polares elcoeciente 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 anisotropía g es le promedio del valor del coseno del ángulo de esparcimiento


Introducción 15

θ. Para la mayor parte de los tejidos biológicos 0.7 ≤ g ≤ 0.99, lo que corresponde a8 ≤ θ ≤ 45. La función de probabilidad p (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 coincidenciacon el experimento la de Henyey-Greenstein (H-G):

p (θ) =1− g2

(1 + g2 − 2gcosθ)3/2(1.18)

De esta manera la función H-G describe apropiadamente el esparcimiento haciadelante predominante en los tejidos biológicos.


16 Capítulo 1


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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 Sony para la adquisición de lasimágenes, la cual se comunica a la PC a través de la tarjeta EasyCAP DC-60 para laobservación de las imágenes en la PC, una lente de magnicación de 10x, una fuentede iluminación en el espectro visible (luz blanca), una fuente de iluminación en elinfrarrojo cercano a 850 nm, que iluminan de manera homogénea la lesión pigmentaday una base para la colocación de la supercie de contacto para llevar a cabo la técnicade inmersión.

Figura 2.1: Diagrama del sistema desarrollado

19

20 Capítulo 2

2.2. Fuente de iluminación

Dentro del tejido biológico se encuentran diversos cromóforos que son responsablesde la absorción de la luz, en la gura 1.8, se mostraron los principales cromóforospresentes en el tejido biológico. Debido al espectro de absorción que presentan estoscromóforos, la profundidad de penetración de la luz dentro del tejido biológico dependedirectamente de la longitud de onda de la misma (Figura 2.2).

Figura 2.2: Profundidad de penetración de la luz

Dentro de la literatura se ha encontrado que los dermatoscopios desarrollados hanutilizado una fuente de luz blanca como fuente de iluminación, actualmente en otrasáreas se han comenzado a utilizar fuentes de luz en el infrarrojo cercano para iluminartejido biológico. Como se muestra en la gura 2.2, la principal ventaja de esta conrespecto a la luz blanca es que; a esta longitud de onda existe una mayor profundidadde penetración de los haces de luz dentro del tejido biológico.

Debido a que el propósito de la dermatosocopia es poder observar característicasque no pueden ser vistas a simple vista, se decidió diseñar dos fuentes de iluminaciónutilizando la tecnología LED. Una que irradie en el espectro visible (luz blanca), y otraque irradie en el infrarrojo cercano (850 nm), esto con el objetivo de poder observara esta longitud de onda características que no puedan ser observadas utilizando luzblanca y así poder incrementar la certeza del diagnostico del melanoma maligno.

El rápido desarrollo de los diodos emisores de luz (LEDs) ha permitido que estosdurante los últimos años hayan superado las características de las lámparas incandes-centes; en eciencia luminosa, durabilidad, conabilidad, seguridad, y requerimientosde potencia. Además, que en la distribución de la iluminación, las fuentes de luzbasadas en LEDs ofrecen mayor exibilidad en comparación con las fuentes de luz


Desarrollo del sistema 21

convencionales. Sin embargo, en muchas aplicaciones se requiere que la iluminación seauniforme [1-5]. Un aspecto importante que se debe considerar es que la homogeneidadde la iluminación depende también de otros factores como: la distancia de la fuenteal área de iluminación, el ángulo de incidencia de los haces de luz, la iluminación defondo, 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 ladiferencia en intensidad entre los niveles bajos y altos de intensidad en una imagen ydepende directamente de la fuente con que se esté iluminando [6]. Por lo que para laobtención de imágenes con alto contraste es necesario iluminar el área de interés conuna fuente de luz uniforme.

A continuación en la siguiente tabla se muestran las características principales deambos 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− 1.8Corriente de alimentación mA 20 100

Ángulo de abertura 60 44

Tabla 2.1: Principales características de los LEDs a utilizar.

Con el objetivo de obtener imágenes de buena calidad, se propone diseñar unafuente de iluminación LED lo más homogénea posible. Generalmente se diseñan fuen-tes de iluminación LED donde estos se colocan de manera perpendicular al área quese 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 uniformeen el centro de la misma sobre el plano, se propone diseñar un fuente de iluminacióncircular donde los LEDs estén inclinados cierto ángulo en dirección al centro del áreade interés que nos permita iluminar de manera uniforme dicha área. Por lo que acontinuación 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 desarrolladoen Matlab para la simulación de arreglos de LEDs y poder diseñar diferentes fuentesde iluminación.

2.2.1. Consideraciones previas

De las hojas de especicaciones del fabricante, en la gura 2.3a) se muestra elpatrón angular de emisión del LED, donde se observa a partir del ángulo de aberturadel LED φ, la relación que existe entre el desplazamiento angular y la potencia ra-diante del LED. A partir del patrón de emisión angular se observó que este se podíaaproximar a la ecuación del cono, como se muestra en la gura 2.3b), donde, el ejez correspondería a la potencia radiante del LED. De esta manera, para el desarrollode este software se analiza solo la distribución de la irradiancia del LED sobre el área(plano perpendicular al LED).


22 Capítulo 2

Figura 2.3: 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 sobreel vértice [7] (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 deabertura 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

De esta manera existe una relación entre le potencia radiante del LED y el des-plazamiento longitudinal, estando limitado este ultimo por el radio del cono, mismoque esta limitado por el ángulo de abertura φ del LED (ecuación 2.1).



2.2.2. Obtención del patrón de irradiación del LED

Sabiendo lo anterior, el siguiente paso es obtener el patrón de irradiación experi-mental del LED para realizar la aproximación de este a la ecuación del cono. Para laobtención del patrón de irradiación del LED se construyó una mesa XY compuestapor 2 motores a pasos controlados por un microcontrolador, donde uno de los motoresrealiza el desplazamiento del fototransistor en el eje X y el segundo motor realiza eldesplazamiento del fototransistor en el eje Y, obteniendo del fototransistor la medi-ción 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 unainterfaz desarrollada en Matlab. La mesa XY desarrollada se muestra en la gura 2.5y su funcionamiento se explica con mayor detalle en el apéndice I.

Figura 2.5: Mesa XY utilizada para la medición del patrón angular de emisión.

Dependiendo de la aplicación, se determina la altura h a la cual se colocara nuestrafuente de iluminación, sabiendo esto, centramos nuestro LED a la altura determinadasobre el fototransistor (sensor) montado en la mesa X,Y, como se muestra en la gura2.6.

Figura 2.6: Medición del patrón de irradiación de un LED.


24 Capítulo 2

Con la ayuda de la interfaz desarrollada en Matlab para el control de la mesa XYdenimos el área sobre la cual queremos obtener el patrón de irradiación de nuestroLED, una vez ingresado los parámetros de entrada que se explican más adelante, elsistema automáticamente realiza la medición del patrón de irradiación. Obteniendopara uno de los LEDs utilizados el siguiente patrón de irradiación (Figura 2.7).

Figura 2.7: Patrón de irradiación obtenido experimentalmente.

Donde un punto importante de mencionar es que esta medición se toma comoLED ideal, esto quiere decir que en próximas simulaciones de arreglo de LEDs, seconsidera que todos los LEDs se comportan de la misma manera.

2.2.3. Análisis matemático

Como se menciono anteriormente, podemos describir el patrón de irradiación deun led a través de la ecuación del cono. Por lo que, el análisis matemático se desarrollapartiendo 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 centrodel plano (X,Y,Z) y de poder colocar estos LEDs en cualquier par de coordenadasdel plano, a continuación se detalla el análisis matemático que describe la rotacióny traslación de la ecuación obtenida, el principio de rotación y traslación de ejes seencuentra descrita en diversos libros [7-9].

Primeramente haciendo una rotación de los ejes entorno al origen:



x = x′ ∗ cosα1 + y′ ∗ cosα2 + z′ ∗ cosα3

y = x′ ∗ cos β1 + y′ ∗ cos β2 + z′ ∗ cos β3

z = x′ ∗ cos γ1 + y′ ∗ cos γ2 + z′ ∗ cos γ3(2.3)

Donde los ángulos directores deben entenderse según la tabla:

eje x y zx′ α1 β1 γ1y′ α2 β2 γ2z′ α3 β3 γ3

y cumplen con las relaciones:

cos2 α1 + cos2 β1 + cos2 γ1 = 1 cosα1 ∗ cosα2 + cos β1 ∗ cos β2 + cos γ1 ∗ cos γ2 = 0cos2 α2 + cos2 β2 + cos2 γ2 = 1 cosα1 ∗ cosα3 + cos β1 ∗ cos β3 + cos γ1 ∗ cos γ3 = 0cos2 α3 + cos2 β3 + cos2 γ3 = 1 cosα2 ∗ cosα3 + cos β2 ∗ cos β3 + cos γ2 ∗ cos γ3 = 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′ cos γ1 cos γ2+4x′z′ cos γ1 cos γ3+4y′z′ cos γ2 cos γ3 = 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′′ cos γ1 cos γ2+4x′′z′′ cos γ1 cos γ3+4y′′z′′ cos γ2 cos γ3−2x′′(h cos 2γ1 + 2k cos γ1 cos γ2 + 2l cos γ1 cos γ3) − 2y′′(k cos 2γ2 + 2h cos γ1 cos γ2 +2l cos γ2 cos γ3)−2z′′(l cos 2γ3+2h cos γ1 cos γ3+2k cos γ2 cos γ3)+h2 cos 2γ1+k2 cos 2γ2+l2 cos 2γ3 + 4(hk cos γ1 cos γ2 + hl cos γ1 cos γ3 + kl cos γ2 cos γ3) = 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 irradiaciónde 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 aproximóa una ecuación del tipo:

f(x, y) = A+Bx+ Cy +Dx2 + Exy +Gy2 (2.7)

La cual describe el patrón de irradiación del LED, y aplicando el mismo principiopara el análisis matemático utilizado anteriormente donde se describió al patrón deirradiación del LED a través de la ecuación del cono, la ecuación resultante de esteanálisis se programo en Matlab creando una interfaz para la simulación del patrón deirradiación de cualquier arreglo bidimensional de LEDs, y se describe a continuación.



2.2.4.2. Descripción de la interfaz desarrollada en Matlab

Las ecuaciones que describen la rotación y traslación del patrón de irradiación delLED, se programaron en Matlab, creando una interfaz sencilla y fácil de entender,que permite al usuario simular el patrón de irradiación de un arreglo bidimensionalde LEDs, donde cada LED del arreglo se pudiera colocar sobre el plano X,Y , en unascoordenadas (i,j) que el usuario deseara y con un ángulo de inclinación α en direcciónal centro del plano.

En la gura 2.10 se muestra el menú principal de la interfaz desarrollada en Matlabpara la simulación de un arreglo bidimensional de LEDs. En esta parte de la interfazse encuentran el usuario podrá elegir dos formas de simular arreglos de LEDs, o si lodesea podrá abandonar la simulación y salir del programa.

Figura 2.10: Interfaz desarrollada en Matlab.

Si el usuario elige dar clic sobre el botón Simular LEDs con el mismo ánguloautomáticamente se abrirá una nueva ventana (Figura 2.11), donde el usuario podrásimular arreglo de LEDs circulares, por ello deberá ingresar el número de LEDs asimular, el radio del arreglo circular sobre el cual estarán colocados los LEDs, asícomo el ángulo de inclinación de los LEDs, es necesario mencionar que el ángulo deinclinación ingresado, será el mismo para todos los LEDs, es decir, todos los LEDs asimular sobre el radio ingresado estarán inclinados el mismo ángulo hacia el centrodel arreglo.

La ventana cuenta con 2 botones, el botón simular con el que dará inicio lasimulación y el botón inicio con el que regresara al menú principal. De la mismamanera en la parte superior derecha, al nalizar la simulación el programa mostrarael patrón de irradiación del arreglo de LEDs, y en la graca inferior se mostrara elperl del patrón de irradiación del arreglo.

Por otro lado, si el usuario elige dar clic sobre el botón Simular LEDs indepen-dientes nuevamente se abrirá otra ventana (Figura 2.12), donde el usuario podrásimular arreglo de LEDs que desee, por ello deberá ingresar el número de LEDs asimular, dependiendo del número de LEDs ingresado, enseguida deberá ingresas el


28 Capítulo 2

Figura 2.11: Simulación de LEDs con el mismo ángulo.

ángulo de inclinación de cada uno separado por una coma, así como las coordena-das en x y y que correspondan al primer LED en los campos siguientes, y asísucesivamente hasta ingresar los datos de todos los LEDs.

Esta ventana cuenta con también con los mismos 2 botones, el botón simulary el botón inicio que tienen la misma función que en la ventana anterior. De lamisma manera en la parte inferior izquierda al nalizar la simulación el programamostrara el patrón de irradiación del arreglo de LEDs, y en la graca inferior derechase mostrara el perl del patrón de irradiación del arreglo.

Figura 2.12: Simulación de LEDs independientes.



2.2.5. Diseño de la fuente de luz homogénea

El diseño de ambas fuentes de iluminación se realizó con la ayuda del softwaredesarrollado para la simulación de arreglo de LEDs, el cual se discutió en la secciónanterior. Primeramente, a partir de la distancia focal de la lente de magnicaciónf = 5cm se determino la altura a la cual se colocaría la fuente de iluminación, siendoesta de h = 5cm. El primer paso para llevar a cabo la simulación es la obtencióndel patrón de irradiación del LED, por lo que se obtuvo de manera experimental elpatrón de irradiación tanto para un LED blanco, así como para un LED infrarrojo,en las guras 2.14a) y 2.14b) se muestra el patrón de irradiación obtenido de cadaLED, respectivamente.

Figura 2.13: a) Patrón angular de emisión del LED blanco, b) Patrón angular de emisión delLED infrarrojo.

Una vez obtenido el patrón de irradiación de ambos LEDs el siguiente paso fueobtener a través de la función CFTOOL de Matlab las ecuaciones que describen acada 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 nde obtener un patrón de irradiación lo mas homogéneo posible. Para llevar a caboestas simulaciones se realizaron las siguientes consideraciones:

El arreglo de LEDs se colocara alrededor de la lente de magnicación, por lo queserá un arreglo circular teniendo un radio de 2.5cm, esto por las dimensiones dela lente.


30 Capítulo 2

La altura del arreglo como se menciono anteriormente será de 5cm.

Teniendo esto se simularon diversos arreglos de LEDs circulares cumpliendo conlas consideraciones antes mencionadas y variando el ángulo de inclinación de los LEDsen dirección al centro del área de interés. En este caso, tomando un plano X,Y,Z, elarreglo de LEDs tiene como centro el origen con coordenadas(0,0,0), y se encuentraa una altura de 5 cm, por lo que nuestra área de interés se ha delimitado a un áreade 2x2cm a partir del centro sobre el plano X,Y. Dándonos como mejores resultadoslos siguientes:

Para el arreglo de LEDs blancos el mejor resultado arrojado de la simulación fuela utilización de 24 LEDs colocados sobre el arreglo circular de 5 cm de diámetro, auna altura de 5 cm y con un ángulo de 13 de inclinación de cada LED en direcciónal 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 lasimulación fue la utilización también de 24 LEDs colocados sobre el arreglo circularde 5 cm de diámetro, a una altura de 5 cm y con un ángulo de 22 de inclinación decada LED en dirección al centro del área de interés. (Figura 2.15).

2.3. Fuente de alimentación

Uno de los requerimientos en el desarrollo de sistemas para aplicaciones medicases el cumplimiento de la norma , donde la estabilidad de la fuente de alimentacióndel sistema no debe variar mas del 5% para su uso en la medicina, por lo que uno delos objetivos de este trabajo es diseñar una fuente de alimentación que cumpla conesta característica.



Figura 2.15: Resultado obtenido del arreglo infrarrojo.

Como se comento en la sección anterior, para la construcción del arreglo de LEDsen el espectro visible se utilizaran 24 LEDs blancos, donde cada uno se alimenta con20 mA. Se decidió realizar este arreglo colocando los 24 LEDs en paralelo como semuestra en la gura 2.16.

Figura 2.16: Arreglo de LEDs en paralelo

Donde, asumiendo que la resistencia interna de los 24 LEDs es igual y aplicandola 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 quediseñar una fuente que mantenga 480 mA estables.

Aplicando el mismo principio, se realizará un arreglo de 24 LEDs infrarrojos enparalelo, donde cada uno de estos consume 100 mA por lo que en este caso la Ic = 2.4A


32 Capítulo 2

2.3.1. Regulador LM317

En primera instancia para el diseño de la fuente de alimentación se consideroutilizar el regulador LM317 en su conguración de regulador de corriente (Figura2.17).

Figura 2.17: Regulador LM317

En esta conguración el regulador genera un voltaje de referencia (Vref) de 1.25Ventre la terminal de salida (Vo) y la terminal de ajuste. Debido a que la corrienteque circula por la terminal de ajuste (IADJ) se encuentra en el orden de los µA, estase puede considerar despreciable. Así, la corriente que circula por la carga está dadapor:

Ic =Vref

R1=

1.25

R1(2.11)

Donde el valor de la resistencia R1 permite controlar la magnitud de la corrienteque circula a través del arreglo de LEDs.

Para el caso del arreglo de LEDs blancos donde se requiere una corriente de 480mA, 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, se conecto el arreglo de LEDs a este circuito ypara comprobar la estabilidad de la fuente (LM317), se midió la corriente Ic durante23 minutos, obtenido la graca que se muestra en la gura 2.18.

Donde se observa que la gráca se comienza a estabilizar a los 5 minutos, presen-tando después pequeñas variaciones. Debido a que en aplicaciones medicas los médicosnecesitan de equipo que se estabilice lo más rápido posible, el utilizar el reguladorLM317 no resulta ser una opción viable.

2.3.2. Módulo BuckPuck7021-D-E-1000

Para resolver el problema de estabilidad mostrado por el regulador LM317 se optópor utilizar un módulo BuckPuck. El módulo BuckPuck 7021 es un convertidor dealta eciencia dc-dc el cual entrega una salida estable de corriente a partir de la



Figura 2.18: Estabilidad de la fuente de alimentación

variación del voltaje para mantener la corriente constante. Este tipo de circuitos esutilizado para regular la corriente en la nueva generación LED de alta potencia, ultrabrillante y arreglo de LEDs. Entre sus ventajas se tiene que; exhibe una alta ecienciay no requiere de resistencias limitadoras de corriente o disipadores de calor para suoperación.

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 suministrado a la entrada, así como una graca donde se observa ladependencia 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 undivisor de voltaje (Figura 2.20b)) se comenzó a variar el voltaje de control (VCTL)hasta obtener un corriente de salida de 480mA.

Para el arreglo de LEDs infrarrojos se utilizo el mismo principio, pero en este casodebido a que la corriente de salida máxima del BuckPuck 7021 es de 1A, se opto por


34 Capítulo 2

Figura 2.19: a) Eciencia del dispositivo BuckPuck 7021, b) Control de corriente

Figura 2.20: a) BuckPuck 7021-D-E-1000, b) Divisor de voltaje

utilizar 2 dispositivos BuckPuck para su alimentación, esto es; alimentando la mitaddel arreglo de LEDs infrarrojos con un BuckPuck respectivamente.

Donde, VCTL = Ctrl y VREF = Ref . De esta manera utilizando un potenciómetrode precisión de 1KΩ se obtuvo como resultado que con un voltaje de control VCTL =2.8V se tenia a la salida del BuckPuck una corriente de 480mA.

2.3.2.1. Pruebas de estabilidad

Nuevamente teniendo los voltajes de control VCTL para ambos arreglos, se conectoel arreglo de LEDs en este caso a la salida del BuckPuck 7021 y se midió durante 25minutos la corriente suministrada por este al arreglo de LEDs, obtenido la gracasque se muestran en las guras 2.21 y 2.22, para el arreglo de LEDs blancos, y elarreglo de LEDs infrarrojo, respectivamente.

De esta manera se comprueba la funcionalidad del dispositivo BuckPuck y resuelveel problema presentado por el regulador LM317.



Figura 2.21: Estabilidad de la fuente para el arreglo de LEDs blanco.

Figura 2.22: Estabilidad de la fuente de alimentación para el arreglo del LEDs infrarrojo.

2.4. Sistema Óptico

El sistema óptico del sistema consiste en una lente de magnicación de 10X parala observación de las imágenes amplicadas, y de una supercie de contacto colocadasobre una base para llevar a cabo la técnica de inmersión.

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 demagnicación se basa en el hecho de que, si colocamos un objeto entre el foco objeto


36 Capítulo 2

(F) y la lente, obtenemos una imagen derecha, virtual y mayor, que es observadadirectamente por el ojo (Figura 2.23).

Figura 2.23: a) Observación de un objeto a través de la lupa, b) Observación de un objeto aojo 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 ); por lo tanto, las dimen-siones aparentes aumentan.

La principal característica de una lente de magnicación es la potencia de aumento,PA o, de manera equivalente, el aumento angular, MA, el cual se dene como larelación entre el tamaño de la imagen en la retina cuando se ve a través del instrumentoy el tamaño de la imagen en la retina cuando se ve con el ojo desnudo a la distanciade visión normal.

Para nuestro sistema, debido a que una de los requerimientos en un dermatoscopioes utilizar una lente con una magnicación no menor a 10x, se utilizó una lente demagnicación de 10x, debido a que utilizar una con mayor magnicación reduce elángulo de visión, y tiene una distancia focal de 5cm.

2.4.2. Técnica de inmersión

Como se mencionó en el capitulo 1, la técnica de inmersión consiste en un acople deíndices 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 considera que el índice de refracciónde este debe estar entre el índice de refracción del aire naire = 1 y el índice de refraccióndel estrato córneo nestratocrneo = 1.55. Por lo que, a partir de las ecuaciones de maxwellse analizo la reectancia que se da en una interfaz aire-supercie de contacto paradiferentes materiales que pueden ser utilizados como supercie de contacto, como semuestra en la siguiente tabla.



Material nt RA−M RM−T

Vidrio 1.52 4.26% 0.01%Cristal oftálmico 1.50 4.00% 0.03%Acrilico 1.49 3.87% 0.04%Vidrio pirex 1.47 3.62% 0.07%Cuarzo 1.46 3.48% 0.09%

Tabla 2.2: Materiales que pueden ser utilizados como supercie de contacto.

Donde nt se reere al índice de refracción del material, RA−M es la reactanciaque se presenta incidir luz sobre una interfaz Aire-Material y RM−T es la reectanciaque se presenta al incidir luz sobre una interfaz Material-Tejido Biológico.

De la tabla se observa que la reectancia es menor en una interfaz aire-cuarzo encomparación de los demás materiales. Pero debido al alto costo del cuarzo y del uso decristal 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 del 4%, con lo cual no existe mucha discrepancia entreesta y una interfaz aire-cuarzo, además de que la interfaz cristal oftálmico-tejido bilógico

presentan una reectancia del 0.03%, con lo que se corrobora que para ángulos peque-ños la reectancia de ambas componentes es pequeña, como se muestra en la gura2.24.

Figura 2.24: Gráca de la reectancia para la componente paralela y perpendicular en unainterfaz aire-cristal oftálmico.

Debido a que el objetivo de la dermatoscopia es el diagnostico de lesiones melano-cíticas, se ha delimitado su estudio a un área de 2x2cm, por lo que, las dimensionesdel cristal oftálmico corresponde a un radio de 1cm y se monto sobre una base paraque se mantenga jo al momento de analizar una lesión. Así mismo al cristal oftálmi-


38 Capítulo 2

co a utilizar se le coloco en ambas caras un película anti reejante para disminuir lareexión especular en la frontera de ambos medios (aire-cristal oftálmico).

2.4.2.2. Líquido de inmersión

Las soluciones o sustancias de contacto que se utilizan en dermatoscopia son di-versas: agua, soluciones en alcohol (etanol, propanol o soluciones desinfectantes enalcohol), aceites (aceite mineral, aceite de inmersión) y geles solubles en agua (gel pa-ra ultrasonido, jalea K-Y y geles cosméticos) entre otros. En general, el uso de estassustancias de contacto se tolera bien y no genera efectos colaterales. En un principio,se usaron con relativa frecuencia los aceites de inmersión, pero debido a que éstoscontienen sustancias teratogénicas, fetotóxicas y hepatotóxicas (parana clorinada ydibutilftalato), se preere evitarlos. Diversos estudios han demostraron que la mejorsustancia de contacto son las soluciones alcohólicas (etanol, isopranol y desinfectan-tes en alcohol), dado que producen menos burbujas y mayo nitidez en las estructurasdermatoscópicas; además, estas soluciones tienen un efecto secundario positivo: ladesinfección. Para el caso del agua se ha demostrado que proporciona imágenes der-matoscópicas ligeramente borrosas. En el caso del gel utilizado para ultrasonografíaproporciona imágenes dermatoscópicas ligeramente borrosas en comparación con lasobtenidas utilizando sustancias alcohólicas, pero, en comparación con estas sustan-cias; no se evapora rápidamente, no produce irritación, además de permanecer sobrela lesión y no derramarse fácilmente.

Por lo que, para la obtención de imágenes dermatoscopicas se utilizarán y haránpruebas con diversos geles utilizados en ultrasonografía.


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39

40 BIBLIOGRAFÍA


Capítulo 3

Resultados

En este capitulo se muestran los principales resultados obtenidos durante el desa-rrollo y conclusión de este proyecto de tesis. Teniendo como resultado nal la cons-trucción de un dermatoscopio digital para el estudio in vivo de lesiones pigmentadasde la piel, y la obtención de imágenes de lesiones pigmentadas con alto contraste queincrementan la certeza en el diagnostico del melanoma maligno.

3.1. Sistema prototipo

En la gura 3.1 se muestra el sistema nal desarrollado, el cual se compone de lafuente de alimentación y el dermatoscopio digital. Como se ha mencionado anterior-mente, el sistema fue diseñado para el análisis de lesiones pigmentadas de la piel conun área máxima de observación de π ∗ r2, con r = 1cm.

Figura 3.1: Sistema prototipo para el estudio de lesiones pigmentadas de la piel.

41

42 Capítulo 3

3.2. Homogeneidad de la fuente de iluminación

Como se menciono en capitulo 2, se desarrollaron 2 fuentes de iluminación, unaque irradie en el espectro visible y una segunda que irradie en el infrarrojo cercano(850nm). En la gura 3.2 se muestra el sistema de iluminación diseñado, donde ambasfuentes de iluminación se encuentran montadas sobre una misma base, y cada arreglotiene el ángulo de inclinación obtenido del software desarrollado para la simulacióndel patrón de irradiación de cualquier arreglo bidimensional de LEDs.

Figura 3.2: Sistema de iluminación para el diagnóstico del melanoma maligno.

Los LEDs que se observan de mayor tamaño y están en la parte externa delsistema corresponden a los LEDs infrarrojos, y por ende, los LEDs de menor tamañocorresponden a los LEDs blancos. Cabe mencionar que ambas fuentes no irradian almismo tiempo, el usuario elije de manera física a través de un interruptor localizadoen la fuente de alimentación con cual de los dos arreglos de LEDs desea iluminar lalesión a diagnosticar.

El patrón de irradiación de cada arreglo de LEDs se obtuvo con la ayuda de lamesa X,Y diseñada, de la cual se hablo en el capitulo 2. Para el funcionamiento de lamesa X,Y se diseño y construyo una tarjeta para el control de la misma, la cual constade dos etapas. La etapa de control que consiste en un microcontrolador PIC18F4550de Microchip para el control de los motores, esta etapa se comunica por medio delpuerto USB a la computadora para recibir y enviar datos. La segunda etapa es lade potencia, donde se utilizan 2 puentes H, uno para cada motor a pasos. Ademásde incluir un sistema para el aislamiento de ambas etapas, esto para que el sistemafuncione adecuadamente y no haya interferencia de una etapa con otra. En la gura3.3 se muestra la tarjeta control diseñada para el funcionamiento de la mesa X,Y.


Resultados 43

Figura 3.3: Tarjeta de control para la mesa X,Y.

De la misma manera, se desarrollo una interfaz en Matlab para el control de lamesa X,Y y la obtención del patrón de irradiación de cualquier LED o arreglo de LEDS(Figura 3.4). La transferencia de datos se realiza de la siguiente manera: El usuariointroduce los datos en la interfaz desarrollada en Matlab, los cuales son enviados porel puerto USB al microcontrolador (etapa de control) y enseguida esta envía los datosa la etapa de potencia para el desplazamiento de los motores.

Figura 3.4: Interfaz para el control de la mesa X,Y.

Acondicionando la mesa X,Y dentro de una caja oscura para disminuir pertur-baciones externas que pudiesen afectar nuestras mediciones, y utilizando la interfazdesarrollada para su control, se obtuvo el Patrón de Irradiación de ambas fuentes


44 Capítulo 3

de iluminación (espectro visible e infrarrojo cercano), mismos que se muestran el lasguras 3.5 y 3.6, donde ambas grácas se encuentran normalizadas.

Figura 3.5: Patrón de irradiación obtenido del arreglo de LEDs blancos.

Figura 3.6: Patrón de irradiación obtenido del arreglo de LEDs infrarrojo.


Resultados 45

Ambas grácas demuestran la funcionalidad e importancia del software desarrolla-do, en ellas se muestra que ambos patrones de irradiación tienen pequeñas variacionespero tienden a la homogeneidad. En el capitulo anterior se mostraron los resultadosobtenidos de la simulación, las cuales presentan algunas variaciones con respecto alos obtenidos experimentalmente, pero estas se deben principalmente a la resolucióndel fototransistor utilizado, mientras en la simulación la resolución es de 1mm, laresolución experimental depende de las dimensiones del fototransistor, siendo esta de2mm.

3.3. Interfaz desarrollada en Matlab para la adqui-sición de las imágenes

La adquisición de las imágenes del dermatosocpio se realiza por medio de la cámaradigital, la cual se comunica a la PC a través de la tarjeta EASYCAP DC-60, por loque para la observación y manipulación de las imágenes obtenidas se desarrollo unainterfaz graca en Matlab (Figura 3.7). La interfaz graca permite tomar imágenesdel dermatoscopio y guardarlas en la ruta que el usuario desee.

Figura 3.7: Interfaz para la adquisición de las imágenes del dermatoscopio.

3.4. Imágenes obtenidas en tejido bilógico

Por medio de la dermatoscopia, sus criterios diagnósticos y del conocimiento desu contraparte hepatológica, el dermatólogo puede realizar una análisis mas detallado


46 Capítulo 3

de las estructuras cutáneas que no son identicables a simple vista, por lo que, lacerteza en el diagnostico del melanoma maligno se incrementa al realizar el estudioclínico a través de imágenes obtenidas del dermatosocpio digital.

La mejor técnica para la colocación del dermatoscopio sobre la piel, y con la cualse produce el menor numero de burbujas, es aplicar las sustancia de contacto sobre lalesión y luego colocar el borde del dermatoscopio a la orilla de la lesión para despuésdeslizarlo hacia abajo hasta que la supercie de contacto quede perfectamente encontacto con la lesión. Como se muestra en la gura 3.8.

Figura 3.8: Obtención de imágenes demoscópica.

A continuación se muestran imágenes obtenidas del dermatoscopio digital de dife-rentes pacientes. Estas imágenes demoscópicas hacen visible una gama de estructuraslocalizadas en la epidermis y la dermis supercial. Así, es posible evaluar de maneraobjetiva las características demoscópicas de la lesión, y a partir del diseño de fuentesde iluminación homogéneas, las imágenes muestran buen contraste y nitidez, lo quepermite al medico realizar un buen diagnostico de las lesiones examinadas.

La imagen 3.9 corresponde a una lesión pigmentada localizada en la espalda deun paciente de 25 años. La lesión después de ser analizada por el especialista, fuediagnosticada como melanoma benigno, lo que conllevo a que se realizara una biopsiainnecesaria.


Resultados 47

Figura 3.9: Lesión pigmentada benigna.


48 Capítulo 3


Capítulo 4

Conclusiones

4.1. Conclusiones

4.2. Recomendaciones para trabajo a futuro

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50 Capítulo 4


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