ES2384795B2

ES2384795B2 - Píldora electrónica gastrointestinal.

Info

Publication number: ES2384795B2
Application number: ES201031835A
Authority: ES
Inventors: Eduardo MARGALLO BALBAS; José Luis RUBIO GUIVERNAU
Original assignee: Medlumics SL
Current assignee: Medlumics SL
Priority date: 2010-12-13
Filing date: 2010-12-13
Publication date: 2013-01-29
Anticipated expiration: 2030-12-13
Also published as: WO2012080545A1; BR112013014684A2; AU2011343179A1; EP2653092A1; JP6077457B2; JP2013545567A; CA2821388C; CA2821388A1; US20140309526A1; AU2011343179B2; ES2384795A1; CN103415241B; EP2653092B1; CN103415241A

Abstract

Píldora electrónica gastrointestinal protegida por una cápsula externa biocompatible resistente al entorno del sistema digestivo que comprende una fuente de luz (4); unos medios divisores (5) del haz de luz dirigiéndolo al brazo de referencia (6) y al de muestreo (9); un elemento de retraso de grupo adaptable (24) según la distancia del tejido a analizar; unos medios de desplazamiento óptico (7) que desplazan la intersección del haz de luz (30) del brazo de muestreo (9) sobre el tejido; un sistema óptico (8) que enfoca el haz de luz (30) del brazo de muestreo (9) sobre el tejido; unos medios interferentes (10) que producen interferencia entre la luz reflejada; un detector (11) que recibe dicha interferencia; unos medios de procesamiento (2) que procesan la información adquirida por el detector (11); y unos medios de alimentación (3) que alimentan la píldora sin conexión física al exterior.

Description

PílDORA ELECTRÓNICA GASTROINTESTINAL

Campo de la invención

La presente invención se engloba dentro del campo de los dispositivos para la investigación del tracto gastrointestinal mediante métodos tomográficos, con preferencia por la tomografía de coherencia óptica.

Antecedentes de la invención

La colonoscopia tradicional causa muchas molestias e incomodidad al paciente. Existen en el estado de la técnica cápsulas capaces de recorrer el tracto digestivo mientras adquieren información del mismo y la envían a un receptor externo. Por ejemplo la cápsula Heidelberg es capaz de medir el nivel de pH, mientras que el dispositivo descrito en la patente W00165995 adquiere imágenes de las paredes del interior del tracto. En ambos casos la información se envía de forma inalámbrica a un receptor externo. Sin embargo, los citados antecedentes carecen de información seccional de alta resolución, lo cual es importante para poder estudiar la histología del tejido y por consiguiente emitir un diagnóstico adecuado. Así, aunque permiten la identificación y detección visual de pólipos y otras estructuras de riesgo, siguen requiriendo una posterior biopsia, limitándose su utilidad.

Esta necesidad ha sido identificada en varias ocasiones en la literatura. La solicitud de patente US 2005/0096526 A 1, describe una cápsula gastrointestinal donde el elemento de imagen es orientable. Aunque esta solicitud se centra en sistemas tradicionales formadores de imagen fotográfica, plantea la posibilidad de usar un elemento formador de imágenes alternativo, incluyendo medios de adquisición de información tomográfica. Sin embargo, la solicitud únicamente expresa el deseo de solucionar el problema objeto de esta invención, y en ningún momento divulga los medios para conseguirlo.

La solicitud de patente US 2007/0142708 A1, menciona la introducción de un oscilador de ultrasonidos dentro de una cápsula gastrointestinal para la formación de imagen. Esta tecnología, alternativa en algunas aplicaciones a la tomografía de coherencia óptica, presenta limitaciones determinantes de cara a la integración en una píldora gastrointestinal. El oscilador de ultrasonidos proporciona menor resolución espacial, necesita un medio de transferencia que adapte las impedancias acústicas y utiliza una instrumentación más voluminosa. Por otra parte, la solicitud no describe la integración de la tecnología de imagen por ultrasonidos en una píldora gastrointestinal.

La solicitud de patente WO 2008/012701 A 1 describe una cápsula gastrointestinal de vídeo con un sistema de lentes variable que permite orientar haces de luz procedentes de fuentes luminosas para la generación de imágenes en combinación de un sensor de imagen. Esta solicitud incluye una aplicación ejemplar de la invención en la que se usa para un sistema de tomografía de coherencia óptica en la medida en que éste sea integrable, en el futuro, en una cápsula gastrointestinal. La solicitud reconoce el interés de la obtención de información tomográfica pero no describe solución alguna.

La solicitud JP 2004/243034A describe cómo integrar un sistema de OCT (Optical Coherence Tomography) de campo completo utilizando un interferómetro de Mirau. Por su propia naturaleza, está basada en componentes ópticos de espacio libre y es incompatible con el uso de óptica integrada. Una importante limitación de esta invención es que un interferómetro Mirau como el descrito ofrece una aplicación muy difícil en una situación de distancia variable al objeto, puesto que requiere ajustar diversos elementos opto-mecánicos en un rango comparable al del barrido deseado; un rango de distancias comparable a las dimensiones de la píldora (10-20mm) es inalcanzable en la práctica y el propio documento reconoce que la distancia máxima cubierta por el barrido axial es de 1-2mm. Como consecuencia de la incapacidad del sistema de ajustar su rango de barrido más allá de 1-2mm, la invención descrita en el documento JP 2004-243034 se ve reducida a crear imágenes laterales de la muestra, no pudiendo por tanto obtener imágenes del tracto intestinal completo. Otra limitación importante de esta invención reside en que la imagen óptica ha de coincidir con el campo de visión del interferómetro de Mirau. Este segundo campo de visión ha de ser pequeño para obtener la resolución microscópica característica de la técnica de OCT que proporcione información histológica. Sin embargo, el tamaño macroscópico lateral de la lesión y su entorno, si se desean visualizar con fines diagnósticos, puede ser órdenes de magnitud mayor que el campo de visión del interferómetro.

Todas estas limitaciones, hacen que la invención descrita en JP 2004-243034 sea de muy difícil implementación y comprometen seriamente el valor diagnóstico potencial de la tomografía de coherencia óptica en esta aplicación.

Era por tanto deseable una píldora gastrointestinal que integrara un sistema de adquisición de imágenes mediante OCT, el cuál pudiera adaptarse para trabajar a diferentes distancias a la muestra. Una píldora de estas características sería capaz de obtener información tomográfica del tracto intestinal completo, y combinando el sistema OCT con un equipo de video sería posible ofrecer al médico, no sólo la información de video, cómo hacen otras píldoras existentes, sino también la información tomográfica de las estructuras que aparecen en el video, proporcionando una biopsia virtual que podría evitar la necesidad de biopsias reales.

Descripción de la invención

La invención se dirige a resolver tanto las limitaciones del estado de la técnica como las graves molestias y la morbilidad que suponen para el paciente los procedimientos de endoscopia digestiva, minimizando el número de intervenciones de biopsia asociadas. Los procedimientos en los que podría suponer un avance cualitativo son la esofagogastroduodenoscopia, la rectosigmoidoscopia, la colonoscopia, la colangiopancreatografía retrógrada endoscópica o la enteroscopía. Especialmente en estos últimos casos, las dificultades para el acceso endoscópico estándar, hacen especialmente recomendable la búsqueda de alternativas para el diagnóstico.

La invención describe una píldora gastrointestinal que integra un sistema OCT capaz de adaptar su rango de trabajo a un amplio intervalo de distancias al objeto (hasta varios centímetros) y cuyo volumen de barrido lateral puede ser elegido y variado sobre un amplio rango de zonas dentro del campo de visión de una óptica de enfoque, desacoplando el área de barrido de OCT y el campo de visión general de dicha óptica.

La invención también describe modos de integrar el sistema de OCT con un sistema de vídeo, cuyo campo de visión coincide con la óptica general, pero que es independiente del área barrida por el sistema OCT en cada momento. Adicionalmente se describen métodos para que, si se desea, la posición relativa de ambos quede registrada. En la invención se muestran también soluciones de implementación basadas en óptica integrada que demuestran que la invención es realizable en el tamaño compacto que se requiere en una píldora gastrointestinal. Respecto a los sistemas de imágenes no tomográficas, la presente invención ofrece la ventaja de poder obtener información axial combinada con la imagen de vídeo, lo que es de gran valor diagnóstico, pudiendo evitar biopsias reales.

La invención comprende una cápsula externa biocompatible capaz de resistir el entorno químico del sistema digestivo, unos medios de adquisición de información, unos medios de procesamiento y unos medios de alimentación eléctrica en una implementación ultracompacta de un sistema de obtención de imágenes tomográficas de alta resolución. Los medios de procesamiento pueden enviar la información recogida a un sistema externo para su estudio y análisis, aunque también pueden incluir una unidad de almacenamiento interno. La alimentación de la píldora puede realizarse a través de un enlace inductivo o de otro modo (mediante una batería, por ejemplo).

Los medios de adquisición de información comprenden un sistema de imagen tomográfica mediante Tomografía de Coherencia Óptica construido mediante tecnología planar y componentes de estado sólido. Este sistema comprende fuentes de luz, detectores y elementos de óptica integrada organizados según una de las muchas configuraciones usadas para tomografía de coherencia óptica. A diferencia de lo utilizado en el estado de la técnica, la invención no realiza OCT de campo completo sino OCT de barrido de haz. El OCT de barrido de haz es necesario para poder utilizar óptica guiada y en particular óptica integrada. El uso de óptica integrada presenta numerosas ventajas: coste de fabricación, compacidad del sistema, fiabilidad y durabilidad; el coste de fabricación y la compacidad del sistema son debidas a los costes marginales decrecientes y a la alta densidad de integración de las técnicas de fabricación planar, mientras que la fiabilidad y la durabilidad son debidas a la minimización de elementos móviles y componentes electromecánicos.

El brazo de muestreo del sistema de tomografía de coherencia óptica se conecta a medios electromecánicos que permiten desplazar el punto de intersección del haz de luz con la superficie del tejido a analizar. La píldora permite mover el punto de intersección del haz de luz con la superficie del tejido en un amplio volumen de trabajo. La variación angular de la dirección del haz puede realizarse utilizando elementos MEMS (Micro Electro-Mechanical System) u otros dispositivos electromecánicos para producir el movimiento de algún componente óptico en el camino del haz. El sistema incluiría un conjunto de lentes de foco fijo o, preferiblemente, variable para enfocar el haz de luz sobre la zona del tejido deseada. En el caso de un foco fijo, el volumen de trabajo queda limitado a un rango de distancias pre-establecido por el diseño óptico. En el caso de uso de óptica variable, se puede acceder a un amplio rango de distancias de trabajo, lo que es preferible. El barrido lateral de alta velocidad propio de OCT puede implementarse con los mismos componentes MEMS u otros dispositivos electro-mecánicos utilizados para orientar el haz sobre la zona de interés del tejido.

El sistema OCT será preferentemente combinado con un equipo de vídeo basado en un sensor de estado sólido. Para esto, es posible utilizar un sistema de separación del haz, por ejemplo, en función de las longitudes de onda de la luz que compone el haz, con una posible implementación sencilla basada en un espejo dicroico que refleje el rango de longitudes de onda utilizado por el sistema de tomografía de coherencia óptica hacia el mismo y deje pasar otro rango de longitudes de onda hacia el equipo de vídeo. Alternativamente, dicho sistema de separación de haz puede estar basado en un espejo parcialmente reflectante.

El equipo de vídeo servirá para relacionar la información tomográfica con las estructuras anatómicas macroscópicas analizadas. Preferentemente el sistema OCT y el equipo de vídeo estarán vinculados para localizar con precisión en la imagen de vídeo la posición del volumen estudiado mediante el sistema OCT. Si la longitud de onda del haz utilizado por el sistema OCT es detectable por el sensor CCD/CMOS (Charge Coupled Device/Complementary Metal-Oxide-Semiconductor) del equipo de vídeo (en silicio para longitudes de onda menores a 1000nm) y se diseña el sistema de separación de haz de tal modo que permita el paso parcial de las longitudes de onda OCT hacia dicho sensor, la posición del haz OCT podría ser evidente de forma inmediata en la imagen al ser recogida la luz dispersada en el área de barrido OCT por el sistema óptico de vídeo y detectada en el sensor de imagen como una zona más brillante.

En caso contrario, si por ejemplo se usan para el sistema OCT longitudes de onda más largas que las detectables por el sensor del equipo de vídeo, o se opta por un filtrado estricto hacia el equipo de vídeo y el sistema de tomografía de coherencia óptica, o simplemente se prefiere por cualquier motivo, se puede hacer una calibración mecánica de los medios electromecánicos que orientan el haz, de tal modo que en combinación con la distancia objeto de la lente de foco fijo o variable pueda calcular el rango espacial cubierto por el sistema de OCT respecto a la imagen recogida por el equipo de video.

El sensor y la electrónica de procesado de la imagen de vídeo pueden ser incluidos en el mismo sustrato en que se fabrican las guías de onda y demás elementos de óptica planar para el sistema de tomografía de coherencia óptica, o puede ser realizados en otro sustrato separado del mismo.

El sistema de video puede contar con una iluminación de longitud de onda apropiada para la excitación de distintos fenómenos de fluorescencia en el tejido y estar acompañado de filtros adecuados que supriman dichas longitudes de onda de excitación. De este modo es posible registrar las zonas del tejido con emisión de fluorescencia para proporcionar información diagnóstica complementaria a la información histológica obtenida con la tomografía de coherencia óptica.

En la medida en que se pretenda que el sistema funcione libre de degradación debido a la dispersión cromática del material utilizado para su implementación, es necesario equilibrar la misma en los dos brazos (referencia y muestreo) de tal manera que el patrón de interferencia resultante esté únicamente determinado por el ancho de banda de la fuente. Lo mismo puede ser dicho de la birrefringencia potencialmente inherente a la tecnología de guías de onda elegida. Si ésta no es perfectamente cancelada en el proceso de fabricación, es necesario ecualizarla en ambos brazos.

Al mismo tiempo, para poder cubrir un rango amplio de profundidades de foco, se ha de utilizar un brazo de referencia que sea adaptable en longitud más allá de lo requerido para crear la imagen de OCT. En particular, la imagen de OCT tiene una profundidad típica de 1-2mm, mientras que el rango de distancias de enfoque deseado es de algunos centímetros. En la invención esto se logra conmutando en el sistema óptico integrado los caminos internos del brazo de referencia y/o de muestreo entre guías de onda de distintas longitudes físicas.

Sin embargo, como se ha mencionado, esto plantea problemas en sistemas integrados de OCT, puesto que las tecnologías con elementos activos más comunes, como el silicio, tienden a ser relativamente dispersivas y birrefringentes. En consecuencia, hacer que la diferencia de longitud media durante el barrido entre brazo de referencia y brazo de muestreo en el material sea distinta de cero conlleva problemas de resolución en el sistema final, al desajustar la dispersión cromática entre brazos.

El problema anterior puede ser resuelto de distintos modos. Un primer modo es utilizando un elemento activo de compensación de la dispersión en alguno de los brazos. Dicho elemento activo puede estar basado en diseños dispersivos como cristales fotónicos o redes de difracción de Bragg con espaciado variable, pero también puede hacer uso de segmentos de guía de onda que por sus características, por ejemplo, geométricas o del material, presenten una dispersión cromática anómala. En el diseño de este elemento activo hay que prestar especial atención al ancho de banda por un lado, y a los órdenes superiores de la dispersión cromática por otro. Actuando sobre los coeficientes de dispersión en sus distintos órdenes mediante cambios en el índice de refracción del material, por ejemplo, a través de los efectos termo-óptico o de inyección de portadores de carga, es posible ajustar el punto de trabajo del elemento activo y compensar la dispersión cromática inducida.

Ciertamente, estos elementos también afectan al retraso de grupo, compitiendo con el cambio físico en la longitud efectiva de los brazos, por lo que su diseño debe ser correctamente equilibrado con las longitudes físicas para obtener las diferencias de retraso total deseadas.

Otro modo de resolución consiste en implementar los dispositivos en una tecnología híbrida que combine materiales activos como el silicio con materiales de baja dispersión y/o birrefringencia como el (oxi)nitruro de silicio o el óxido de silicio. Si la combinación de dichas tecnologías en un único proceso resulta ser técnicamente demasiado compleja o no se desea por motivos económicos o de otro tipo, es posible hacer uso de una solución basada en dos sustratos diferentes, con un elemento activo y otro pasivo que incluya simplemente un array de guías terminadas en reflectores con distintas longitudes físicas. Cabe también pensar en el acoplamiento de un array de fibras discretas con distintas longitudes y terminadas en un reflector al sustrato sobre el que se fabrica el sistema de tomografía de coherencia óptica.

Adicionalmente, la invención puede incluir medios para la estimación de la posición de la píldora dentro del cuerpo con el fin de facilitar la posterior interpretación de la información recogida. La estimación de la posición de la píldora se puede hacer utilizando distintas técnicas de localización y navegación in-vivo, incluyendo el uso de triangulación a partir de una señal electromagnética transmitida desde el interior de la cápsula o mediante la generación externa de campos magnéticos detectados en la cápsula.

Otra opción para estimar la posición de la píldora consiste en incluir en el dispositivo algún tipo de sensor de movimiento, como acelerómetros o giróscopos, con la finalidad de proporcionar información relativa al movimiento del dispositivo y así poder, por ejemplo, hacer que se inicie la adquisición de imágenes al detectar que el dispositivo se desplaza.

Por tanto, la píldora electrónica gastrointestinal protegida por una cápsula externa biocompatible resistente al entorno del sistema digestivo comprende en su interior:

-: al menos una fuente de luz;

-: unos medios divisores configurados para dividir el haz de luz procedente de

la fuente de luz y dirigirlo al brazo de referencia y al brazo de muestreo;

-: un elemento de retraso de grupo adaptable según la distancia del tejido a

analizar, situado en al menos uno de los brazos;

-: unos medios de desplazamiento óptico configurados para desplazar la intersección del haz de luz del brazo de muestreo sobre el tejido a analizar; -un sistema óptico configurado para enfocar el haz de luz del brazo de

muestreo sobre la superficie de tejido a analizar; -unos medios interferentes configurados para producir interferencia entre la luz reflejada procedente de los brazos de referencia y muestreo; -al menos un detector que recibe dicha interferencia entre la luz procedente de los brazos de referencia y muestreo; -unos medios de procesamiento configurados para procesar la información adquirida por el detector; -unos medios de alimentación configurados para alimentar eléctricamente la píldora sin conexión física al exterior.

El elemento de retraso de grupo adaptable puede comprender al menos un conmutador óptico que elige uno entre una pluralidad de caminos ópticos donde dichos caminos ópticos introducen retrasos de grupo distintos y previamente fijados.

Adicionalmente, dicho elemento de retraso de grupo adaptable puede interaccionar con el sistema óptico para ajustar conjuntamente el retraso de grupo y la distancia de enfoque.

De forma preferente, la píldora comprenderá un elemento activo de compensación de la dispersión cromática en al menos uno de los brazos, seleccionado entre:

-cristales fotónicos; -redes de difracción de Bragg con espaciado variable; -segmentos de guía de onda cuyas características provoquen una dispersión

cromática anómala. Los brazos de muestro y referencia podrán compartir al menos en parte un mismo camino físico.

Los medios de procesamiento pueden comprender una unidad de almacenamiento configurada para almacenar la información procesada por los medios de procesamiento.

Preferentemente, los medios de procesamiento comprenderán una unidad de comunicaciones configurada para enviar la información procesada por los medios de procesamiento a un dispositivo de comunicaciones exterior y para recibir instrucciones de dicho dispositivo de comunicaciones exterior.

De forma preferente, los medios de desplazamiento óptico comprenderán

medios electromecánicos configurados para desplazar el punto de intersección del haz de luz con la superficie del tejido a analizar. Preferentemente, la píldora comprenderá un equipo de vídeo configurado para capturar imágenes del tejido del entorno de la píldora.

El sistema óptico puede comprender un sistema de separación del haz en función de su longitud de onda, que dirige el rango de longitudes de onda utilizado por el sistema de tomografía de coherencia óptica hacia el mismo y otro rango de longitudes de onda hacia el equipo de vídeo.

Adicionalmente, la píldora puede comprender unos medios identificadores configurados para localizar la posición del haz de luz saliente del brazo de muestreo del sistema de tomografía de coherencia óptica en la imagen obtenida por el equipo de vídeo.

Los medios identificadores pueden interaccionar con los medios de desplazamiento óptico y con el sistema óptico para orientar la posición del haz de luz saliente del brazo de muestreo a partir de las instrucciones recibidas por el dispositivo de comunicaciones exterior.

El equipo de video puede comprender filtros ópticos según la longitud de onda y una fuente de luz complementaria que permiten captar la fluorescencia procedente del tejido de la píldora.

Preferentemente, la píldora comprenderá un sensor de movimiento que proporciona información relativa al movimiento de la píldora. La píldora puede comprender un sensor de posición que proporciona información relativa a la posición de la píldora.

El concepto de tomografía de coherencia óptica integrada en un sustrato es posible mediante la integración en tecnología planar de uno de los elementos fundamentales para OCT, como es la línea de retraso variable de barrido rápido, haciendo uso del efecto termo-óptico del silicio. Debido a esta integración y a los desarrollos propios de esta invención es posible concebir un sistema de OCT integrable dentro de una píldora gastrointestinal. Otras implementaciones de la tomografía de coherencia óptica, como el dominio de la frecuencia, también pueden estar sujetas a miniaturización utilizando óptica integrada mediante redes de difracción basadas guías de onda (array waveguide gratings). Igualmente se pueden integrar de acuerdo con los desarrollos propios de esta invención sistemas basados en barrido de fuente usando fuentes de estado sólido de frecuencia variable.

La presente invención aporta solución a una funcionalidad hasta la fecha inexistente, permite la obtención de información tomográfica sobre tejido potencialmente neoplásico de forma no invasiva y con un mínimo de molestias y de riesgos para el paciente.

La implantación de la invención supondría que las instituciones sanitarias realizaran una inversión, no obstante, la reutilización de las píldoras y de los equipos que éstas precisan, potenciarían la rentabilidad de la inversión requerida. La implantación también requeriría una intensificación del factor humano dedicado a la manipulación del dispositivo debido al elevado volumen de datos producidos. Este volumen de datos puede ser controlado mediante una planificación adecuada utilizando métodos de adquisición de imágenes para limitar el tiempo de operación y seleccionar adecuadamente las regiones en que se obtienen los datos. Adicionalmente, es posible realizar la adquisición de datos tomográficos de forma autónoma o semi-autónoma y aplicar algoritmos de filtrado para disminuir la cantidad de información adquirida que se haya que procesar manualmente. Si la adquisición es automática, es posible asociar y subordinar la información tomográfica a la información de vídeo, de forma que el médico pueda elegir las secciones a estudiar a partir de la observación de la grabación de vídeo.

Breve descripción de los dibujos

A continuación se pasa a describir de manera muy breve una serie de dibujos que ayudan a comprender mejor la invención y que se relacionan expresamente con una realización de dicha invención que se presenta como un ejemplo no limitativo de ésta.

La Figura 1 muestra una vista en planta de la píldora electrónica gastrointestinal.

La Figura 2 muestra una sección de la píldora electrónica gastrointestinal.

La Figura 3 muestra una sección de la píldora electrónica gastrointestinal, donde se han sustituido los medios de alimentación mediante enlace inductivo por una batería.

La Figura 4 muestra la píldora electrónica durante su uso, dirigiendo y enfocando el haz de luz que se utiliza para la obtención de imágenes tomográficas sobre el tejido a investigar.

La Figura 5 muestra una realización de un elemento de retraso adaptable en el que dos conmutadores dirigen la luz de una guía de entrada a una guía de salida mediante una, de entre una pluralidad, de guías intermedias caracterizadas cada una de esas guías intermedias por retrasos fijos distintos.

La Figura 6 muestra la localización de la imagen tomográfica sobre la imagen de vídeo, vinculando la información tomográfica de alta resolución con la imagen macroscópica de vídeo.

Descripción detallada de un modo de realización

Las figuras 1, 2 Y 3 muestran vistas de una píldora cuyos medios de adquisición de información 1, configurados para obtener información tomográfica del tejido del entorno de la píldora mediante emisión y recepción de perturbaciones oscilatorias, comprenden un sistema de tomografia de coherencia óptica, contenido dentro de la cápsula 25 externa que rodea a la píldora gastrointestinal. Esta cápsula 25 debe ser biocompatible y parte de ella transparente a las ondas utilizadas para favorecer su transmisión y recepción por los medios de adquisición de información 1. En las figuras 1 y 2 se muestran medios de alimentación 3 basados en una bobina cuya función es la alimentación eléctrica de la píldora, produciendo una corriente inducida a partir de un campo magnético alternante generado de forma externa al dispositivo. La presencia de varias orientaciones de las bobinas favorecería la constancia de la alimentación eléctrica independientemente de la orientación física de la cápsula en relación al campo, aunque esto no es estrictamente necesario. Las bobinas pueden ser también parte de la unidad de comunicaciones 13 de la píldora. En este sentido, el campo magnético externo puede ser modulado para transmitir información a la píldora, y el enlace se puede volver bidireccional si se aplican algunas de las técnicas conocidas a este efecto, como la modulación por desplazamiento de carga (load shift keying) para enviar información a un sistema externo. Alternativamente la unidad de comunicaciones de la píldora puede utilizar un canal de transmisión y recepción distinto del enlace inductivo.

En las figuras se observa asimismo un sistema de tomografía de coherencia óptica implementado mediante óptica integrada sobre un sustrato 22. La luz, procedente de una fuente de luz 4 compacta, como una fuente de estado sólido (por ejemplo, un diodo superluminescente o SLD por sus siglas en inglés), es conducida a unos medios divisores 5, en la figura 1 un acoplador 50:50, que divide la luz en dos brazos, uno de referencia 6 y otro de muestreo 9.

El brazo de referencia 6 incluye, en este modo elemental de implementación en el dominio del tiempo, una línea de retraso 16 termo-óptica ultra-compacta que proporciona el barrido axial. Otras configuraciones de sistemas OCT serían posibles como es bien conocido (dominio de la frecuencia, barrido de fuente, etc.). En el brazo de referencia 6 se muestra también un elemento de retraso de grupo adaptable 24 que permite ajustar el interferómetro para un amplio conjunto de distancias en el brazo de muestreo 9, correspondiente a distintas distancias al tejido a investigar. Al final del brazo de referencia 6 encontramos un reflector 23 que envía la luz de vuelta por dicho brazo 6.

La luz del brazo de muestreo 9 es enviada a unos medios de desplazamiento óptico 7 que tienen cómo función desplazar la intersección del haz de luz 30 proveniente del brazo de muestreo 9 con el tejido a analizar. En el sistema representado en las figuras, los medios de desplazamiento óptico 7 consisten en unos medios para colimar la luz que sale del brazo de muestreo 9, por ejemplo algún tipo de lente compacta como las basadas en gradiente de índice 17 (GRIN), que dirigen el haz colimado hacia un espejo móvil 18, mostrado en la figura con una implementación que utiliza técnicas de microfabricación MEMS. Dicho espejo móvil 18, además de orientar el haz 30 sobre el punto de interés en el tejido, puede también proporcionar el barrido lateral que complementa al barrido axial para la obtención de imágenes tomográficas. La luz reflejada en el espejo móvil 18 se dirige a continuación a un sistema óptico 8 que tiene como objetivo orientar y enfocar el haz 30 sobre el tejido. En el sistema representado en las figuras dicho sistema óptico 8 consta de un sistema de separación del haz 19, como por ejemplo un espejo dicroico o un espejo semireflectante, que recibe el haz colimado procedente del espejo móvil 18 y que a su vez refleja el haz hacia una lente 20, que lo enfoca sobre el tejido a estudiar. La utilización del espejo dicroico tiene la finalidad de dirigir el rango de longitudes de onda detectadas por el equipo de vídeo 14 hacia el mismo y otro rango de longitudes de onda hacia el sistema de tomografía de coherencia óptica, permitiendo así que ambos compartan el sistema óptico 8 sin pérdida de potencia. Un espejo semi reflectante logra el mismo efecto, pero se pierde potencia óptica. La lente 20 (o sistema de lentes) será preferiblemente de foco variable para ofrecer un amplio rango de distancias de trabajo. Esta capacidad puede ser provista mediante elementos ópticos móviles, o mediante lentes de longitud focal ajustable por otros medios, como cristales líquidos, electrohumedecimiento, etc.

El ajuste del enfoque sería preferiblemente automático y puede realizarse preferentemente en combinación con el ajuste del retraso introducido el elemento de retraso de grupo adaptable 24 en el brazo de referencia 6, puesto que ambos se relacionan con la distancia al tejido a analizar. El registro de estas distancias para distintas direcciones angulares resulta en la construcción de una topografía de la superficie del tejido, que puede ser también transmitida al exterior y presentada al usuario como elemento de potencial valor diagnóstico.

La luz reflejada procedente del tejido es recogida de nuevo por esta lente 20 y se dirige de nuevo hacia el brazo de muestreo 9 en el sustrato 22 de óptica integrada, invirtiendo el camino recorrido anteriormente. Las dos componentes de luz, procedentes del brazo de referencia 6 y de muestreo 9, respectivamente, se mezclan mediante los medios interferentes 10, que en esta implementación coinciden con los medios divisores 5, y la señal resultante es detectada en el detector 11. Los medios de procesamiento 2 electrónico, que incluyen una unidad de almacenamiento 12 y una unidad de comunicaciones 13, pueden ser implementados en el mismo sustrato 22 usado para la óptica integrada, si los procesos tecnológicos de fabricación lo aconsejan, tal y como se ilustra en las figuras, o puede ser producido en un sustrato separado. En la figura 2 se muestra una vista lateral en la que puede apreciarse la posición del equipo de vídeo 14, colocado detrás del sistema de separación del haz

19. El equipo de vídeo 14 incluirá medios de iluminación del tejido en el espectro visible para poder formar una imagen adecuada sobre el sensor. El sensor de imagen puede en principio también ser parte del sustrato 22 en que se fabrican las guías de onda y demás elementos de óptica planar del sistema de tomografía de coherencia óptica, especialmente si la tecnología de fabricación es compatible con procesos de producción de electrónica integrada, con un impacto positivo sobre el tamaño final de la píldora.

La figura 3 reemplaza las bobinas del enlace inductivo por una batería para implementar los medios de alimentación 3 de la píldora. La unidad de comunicaciones 13 no se realizaría en esta implementación mediante el enlace inductivo, sino que necesitaría de una vía alternativa, como podría ser un enlace por radiofrecuencia.

La figura 4 muestra la píldora durante su uso en un punto del tracto digestivo donde hay un tejido de interés a analizar. La píldora orienta y enfoca el haz de OCT sobre dicho área, produciendo imágenes tomográficas de alta resolución.

La Figura 5 muestra una realización de un elemento de retraso adaptable basado en conmutadores ópticos 31 preferiblemente implementados mediante óptica integrada. Estos conmutadores ópticos 31 pueden realizarse usando dispositivos de interferencia multimodo (MMI), o una cascada de acopladores direccionales actuables. En la figura se muestran dos elementos conmutadores capaces conjuntamente de dirigir la luz de una guía de entrada hacia una guía intermedia entre varias, caracterizadas por retrasos de grupo fijos y distintos, y a su vez de dicha guía intermedia a una guía de salida de forma simétrica. Los segmentos de guía de onda con distintos retrasos de grupo distintos se pueden obtener, por ejemplo, mediante

5 guías de onda de distinta longitud.

La figura 6 muestra el proceso de localización de la zona escaneada en la imagen de vídeo. Este proceso proporciona un vínculo entre la imagen tomográfica de alta resolución y la imagen de vídeo macroscópica. Para establecer este vínculo la píldora debe contar con medios identificadores 15 de la posición del haz de luz usada

10 para OCT en coordenadas de la imagen de vídeo. De este modo se puede indicar sobre la imagen de vídeo la posición del haz en todo momento. Como se ha mencionado antes, los medios identificadores 15 pueden consistir en una calibración de los elementos electromecánicos que mueven el haz en los medios de desplazamiento óptico 7 y del sistema óptico 8, en sensores de posición de los

15 elementos ópticos responsables del barrido del haz de luz, o en la detección directa de la posición del haz sobre el sensor de imagen.

Una vez descrita de forma clara la invención, se hace constar que las realizaciones particulares anteriormente descritas son susceptibles de modificaciones 20 de detalle siempre que no alteren el principio fundamental y la esencia de la invención.

Claims

REIVINDICACIONES

1.

Píldora electrónica gastrointestinal caracterizada por estar protegida por una cápsula externa biocompatible resistente al entorno del sistema digestivo y por que comprende en su interior:

al menos una fuente de luz (4); unos medios divisores (5) configurados para dividir el haz de luz procedente de la fuente de luz (4) Y dirigirlo al brazo de referencia (6) y al brazo de muestreo (9); un elemento de retraso de grupo adaptable (24) según la distancia del tejido a analizar, situado en al menos uno de los brazos (6, 9); unos medios de desplazamiento óptico (7) configurados para desplazar la intersección del haz de luz (30) del brazo de muestreo (9) sobre el tejido a analizar; un sistema óptico (8) configurado para enfocar el haz de luz (30) del brazo de muestreo (9) sobre la superficie de tejido a analizar; unos medios interferentes (10) configurados para producir interferencia entre la luz reflejada procedente de los brazos de referencia (6) y muestreo (9); al menos un detector (11) que recibe dicha interferencia entre la luz procedente de los brazos de referencia (6) y muestreo (9); unos medios de procesamiento (2) configurados para procesar la información adquirida por el detector (11); unos medios de alimentación (3) configurados para alimentar eléctricamente la píldora sin conexión física al exterior.
2.

Píldora electrónica gastrointestinal, según la reivindicación 1, caracterizada por que el elemento de retraso de grupo adaptable (24) comprende al menos un conmutador óptico (31) que elige uno entre una pluralidad, de caminos ópticos donde dichos caminos ópticos introducen retrasos de grupo distintos y previamente fijados.
3.

Píldora electrónica gastrointestinal, según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizada por que el elemento de retraso de grupo adaptable (24) interacciona con el sistema óptico (8) para ajustar conjuntamente el retraso de grupo y la distancia de enfoque.
4.

Píldora electrónica gastrointestinal, según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizada por que comprende un elemento activo de compensación de la dispersión cromática en al menos uno de los brazos (6, 9), seleccionado entre:

cristales fotónicos; redes de difracción de Bragg con espaciado variable; segmentos de guía de onda cuyas características provoquen una dispersión cromática anómala.
5.

Píldora electrónica gastrointestinal, según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizada por que los brazos de muestreo (9) y referencia (6) comparten al menos en parte un mismo camino físico.
6.

Píldora electrónica gastrointestinal, según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizada por que los medios de procesamiento (2) comprenden una unidad de almacenamiento (12) configurada para almacenar la información procesada por los medios de procesamiento (2).
7.

Píldora electrónica gastrointestinal, según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizada por que los medios de procesamiento (2) comprenden una unidad de comunicaciones (13) configurada para enviar la información procesada por los medios de procesamiento (2) a un dispositivo de comunicaciones exterior y para recibir instrucciones de dicho dispositivo de comunicaciones exterior.
8.

Píldora electrónica gastrointestinal, según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizada por que los medios de desplazamiento óptico (7) comprenden medios electromecánicos configurados para desplazar el punto de intersección del haz de luz (30) con la superficie del tejido a analizar.
9.

Píldora electrónica gastrointestinal, según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizada por que comprende un equipo de vídeo (14) configurado para capturar imágenes del tejido del entorno de la píldora.
10.

Píldora electrónica gastrointestinal, según la reivindicación 9, caracterizada por que el sistema óptico (8) comprende un sistema de separación del haz (19) en función de su longitud de onda, que dirige el rango de longitudes de onda utilizado por el

sistema de tomografía de coherencia óptica hacia el mismo y otro rango de longitudes de onda hacia el equipo de vídeo (14).
11.

Píldora electrónica gastrointestinal, según cualquiera de las reivindicaciones 9-10, caracterizada por que comprende unos medios identificadores (15) configurados para localizar la posición del haz de luz saliente del brazo de muestreo (9) del sistema de tomografía de coherencia óptica en la imagen obtenida por el equipo de vídeo (14).
12.

Píldora electrónica gastrointestinal, según la reivindicación 11, caracterizada por que los medios identificadores (15) interaccionan con los medios de desplazamiento óptico (7) y con el sistema óptico (8) para orientar la posición del haz de luz saliente del brazo de muestreo (9) a partir de las instrucciones recibidas por el dispositivo de comunicaciones exterior.
13.

Píldora electrónica gastrointestinal, según cualquiera de las reivindicaciones 9-12, caracterizada por que el equipo de vídeo (14) comprende filtros ópticos según la longitud de onda y una fuente de luz complementaria que permiten captar la fluorescencia procedente del tejido del entorno de la píldora.
14.

Píldora electrónica gastrointestinal, según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizada por que comprende un sensor de movimiento que proporciona información relativa al movimiento de la píldora.
15.

Píldora electrónica gastrointestinal, según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizada por que comprende un sensor de posición que proporciona información relativa a la posición de la píldora.