WO2021260244A1 - Dispositivo óptico para identificación de regiones tumorales - Google Patents

Dispositivo óptico para identificación de regiones tumorales Download PDF

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WO2021260244A1
WO2021260244A1 PCT/ES2021/070450 ES2021070450W WO2021260244A1 WO 2021260244 A1 WO2021260244 A1 WO 2021260244A1 ES 2021070450 W ES2021070450 W ES 2021070450W WO 2021260244 A1 WO2021260244 A1 WO 2021260244A1
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WO
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chip
light
tissue
optical fiber
tumor
Prior art date
Application number
PCT/ES2021/070450
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English (en)
French (fr)
Inventor
José Luis FERNÁNDEZ LUNA
Rubén MARTÍN LÁEZ
Carlos José Velásquez Rodríguez
Fernando Moreno Gracia
Francisco GONZÁLEZ FERNÁNDEZ
Alfredo Franco Pérez
Verónica VIDAL SÁNCHEZ
Original Assignee
Fundación Instituto De Investigación Marqués De Valdecilla
Servicio Cántabro De Salud
Universidad De Cantabria
Fotoglass, S.L.
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Publication date
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/08—Auxiliary means for directing the radiation beam to a particular spot, e.g. using light beams
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/62—Systems in which the material investigated is excited whereby it emits light or causes a change in wavelength of the incident light

Definitions

  • the present invention belongs to the medical-surgical sector, in particular to that of surgical instruments for the identification of tumor regions in different organs, such as the brain, for example.
  • GBM Glioblastoma
  • the standard treatment today is surgery followed by radiation therapy and chemotherapy with temozolomide. However, the life expectancy is about 12-15 months.
  • GBM is a highly invasive tumor, making complete resection difficult.
  • the most problematic region, from the surgical point of view, is the one that corresponds to the tumor margins.
  • Systems that delimit these margins and distinguish tumor tissue from brain parenchyma can help the neurosurgeon's decision-making.
  • intraoperative magnetic resonance imaging, fluorescent marking and pathological anatomy stand out. These techniques are explained below.
  • MRI nuclear magnetic resonance
  • Intraoperative fluorescent contrasts are also commonly used, such as 5-aminolevulinic acid (5-ALA), which is administered to the patient before surgery and incorporated into the tumor.
  • 5-ALA 5-aminolevulinic acid
  • the tumor is visualized in red.
  • this color fades away from the tumor nucleus and becomes difficult to interpret at the edges of the tumor.
  • the disadvantages of fluorescent marking its low sensitivity and resolution stand out.
  • it is invasive and requires prior preparation of the patient, therefore, it usually increases the time of surgery.
  • pathological anatomy which is based on the cellular composition of the tissue, determines the characteristics of the excised tissue, and this is the gold standard in the identification of tumor tissue.
  • pathological anatomy which is based on the cellular composition of the tissue, determines the characteristics of the excised tissue, and this is the gold standard in the identification of tumor tissue.
  • its main drawback is that it does not provide results in real time and requires specialist interpretation.
  • plasmonics is a relatively modern scientific-technological area that is based on basic principles of optics and materials physics, normally in the range of visible-near infrared radiation (wavelengths between 0.3 and 2pm ). Its object of study are plasmons or plasmonic resonances: collective excitations of quasi-free electrons present in metals formed to nanometric size, which in resonance constitute localized surface plasmons (LSPR). For applications that require small assemblies, this discipline makes it possible to take advantage of the high electromagnetic fields that are generated in the LSPR configuration when illuminating metal structures organized at the nanometric level.
  • LSPR localized surface plasmons
  • the present invention provides a new device based on plasmonic technology - plasmonic chip - for the discrimination of different tumor regions, for example GBM, in real time.
  • the device makes it possible to identify in real time at least necrotic, tumor and peritumoral tissue. That is, the acquisition and analysis of the spectral response of the chip in contact with the tissue from the moment the chip is illuminated is carried out in real time.
  • the chip's response is based on extraordinary optical transmission, a phenomenon due to the excitation of the chip's surface plasmons.
  • the term "real time” means a time comprised within a range that varies between a minimum value V m ⁇ n and a higher value of several tens of seconds, such as a range varying from a minimum value V m ⁇ n and a higher value of 120 s (seconds), or a range that varies between a minimum value V m ⁇ n and a higher value of 60 s, or a range that varies between a minimum value V m n and an upper value of 30 s, or a range that varies between a minimum value V m ⁇ n and a higher value of 15 s.
  • the minimum value V m ⁇ n may be, for example, but not limited to 10 ms (milliseconds).
  • the evolution of technology can help reduce the minimum value of the range V m ⁇ n a minimum value lower than 10 ms, such as a minimum value of 5 ms or a minimum value of 1 ms.
  • real time is understood as a period of time substantially less than the duration of the surgery, so that during the intervention the precise identification of the tumor can be carried out.
  • the device of the invention allows tumor determinations that do not require labeling or patient preparation.
  • the device also makes it possible to obtain information in real time during the surgical intervention, easily interpreted by the surgeon and other healthcare personnel.
  • the information can be provided in the form of a color code.
  • the device can also be easily incorporated into the usual work dynamics of operating room personnel, in particular the surgeon.
  • the device has a high spatial resolution of approximately 1 pm 2 (10 12 square meters), six orders of magnitude higher than that typically exhibited by nuclear magnetic resonance (NMR), which varies between 0.5 and 1.5 mm 2 (10 6 square meters).
  • NMR nuclear magnetic resonance
  • a surgical device for the identification of tumor regions during a surgical procedure.
  • the device comprises: an elongated body configured to, during use, bring the distal end of the elongated body into contact with a human or animal tissue to be analyzed; a chip located at said distal end of the elongated body, the chip comprising a nanostructured metal surface; a first optical fiber located inside the elongated body and configured to deliver a beam of incident light to illuminate the chip; a second optical fiber located inside the elongated body and configured to extract a beam of light reflected by the chip.
  • the surgical device when the chip located at said distal end of the elongated body is in contact with a human or animal tissue to be analyzed, when said beam of light falls on the metal surface nanostructured of the chip, the light beam reflected by the chip provides a spectral response that depends on the refractive index of the analyzed tissue, where said refractive index in turn depends on whether the tissue is a necrotic, tumor or peritumoral tissue.
  • the device comprises a piece arranged at the distal end of the elongated body and configured to couple the chip to the first and second optical fibers, for which the piece has a through hole to receive the ends of the optical fibers .
  • the device comprises a focusing and collecting lens located between the chip and the end of the optical fibers, configured so that the light emitted by the first optical fiber is focused by the lens and the light received by the second fiber. optics are picked up by the lens.
  • the device comprises: an optical fiber termination piece located at the distal end of the body, for coupling the input and output fibers; and a support for the focusing and collecting lens; the support being configured to engage the through hole of the part and the fiber optic termination part configured to engage the support.
  • the nanostructured metal surface of the chip is gold.
  • the chip has a minimum sensor surface of 2 pm x 2 pm. In embodiments of the invention, the chip has a maximum sensing area of 10mm x 10mm.
  • the thickness of the nanostructured metal surface of the chip is between 10 and 150 nm.
  • the nanostructured metal surface of the chip is periodically nanostructured in its two dimensions, the period of the nanostructured matrix being between 300 and 700 nm.
  • the nanostructured metal surface of the chip comprises nanostructures whose diameter is between 100 and 300 nm.
  • the device further comprises a light source configured to provide a beam of light to the first optical fiber to illuminate the chip.
  • the light source operates in the visible light spectrum and in the near infrared.
  • the device further comprises a spectrograph connected to the end of the second optical fiber to receive the beam of light reflected by the chip and transported by the second optical fiber, the spectrograph being configured to extract the spectral response of the light. reflected by the chip.
  • the device further comprises an interface connected to the spectrograph, configured to, based on the spectral result obtained, provide a suggestion on the relevance or not of the excision of the analyzed tissue.
  • the simple configuration of the device of the invention provides a surgical instrument that is easily manipulated and that also does not require prior preparation of the patient.
  • the plasmonic chips used provide high sensitivity, fast response, high spatial resolution, real-time and easily interpretable results and can be easily incorporated into surgical instruments.
  • the device thus makes up for the absence of tools that help surgeons -such as neurosurgeons- to make tissue removal decisions at the tumor border.
  • Figure 1 schematically shows the different regions of a brain tumor that can be identified by the device of the invention.
  • Figure 2 shows a diagram of a device based on plasmonic technology for the identification of different tumor regions, according to a possible embodiment of the invention.
  • FIG. 3 shows in detail the configuration of the chip with all its elements.
  • Figure 4A shows a diagram of the design of a nanostructure, in this case nanoholes, implemented on a metal surface of a chip.
  • Figure 4A shows a nanohole distribution such that it forms a square network, but equally a distribution of nanoholes distributed in such a way that they follow a hexagonal lattice can be used.
  • Figure 4B shows a photograph made with a scanning electron microscope of a possible nanostructure like the one in Figure 4A.
  • Figure 5 shows experimental results obtained with a device according to the invention.
  • Several images of different tissues associated with a GBM are observed, obtained by means of nuclear magnetic resonance (NMR) and, for each one of them, the measures of the refractive index of each tissue.
  • NMR nuclear magnetic resonance
  • Figure 1 shows a sectional view of a diagram of a brain (1) in which a tumor (2) has been identified.
  • the brain can be human or animal.
  • the core of the tumor is formed by a zone of necrosis (3).
  • a peritumoral region (tissue adjacent to the tumor) (4) is observed, made up of healthy tissue, often infiltrated with tumor cells.
  • the rest of the image corresponds to the brain parenchyma.
  • the device described below is capable of identifying in real time, during a surgical procedure -typically the procedure intended to remove the tumor- the different regions of the tumor, such as the tumor tissue (2) itself and the region or tissue peritumoral (4).
  • Figure 2 schematically shows a possible device (10) for tumor determination (determination of different tumor regions) in real time.
  • the device (10) is based on plasmonic technology and comprises a nanostructured metallic chip (11), also called metallic film, located at the distal end of an elongated body (12).
  • the principle of operation corresponds substantially to the scheme of figure 3.
  • the plasmonic phenomenon on which the device (10) is based is Extraordinary Optical Transmission (in English Extraordinary Optical Transmissior ⁇ ).
  • the nanostructured metal chip acts as a biosensor, as explained later. When a beam of light is incident on a nanostructured metal surface, inhomogeneous electromagnetic waves called surface plasmons propagate attached to the nanostructured surface. Is surface has a high sensitivity to changes in the optical properties of the surrounding medium.
  • the chip (11) of figure 2 is illustrated in detail in the upper part of figure 3.
  • the chip (11) is formed by a metallic film (111) arranged on a substrate (113).
  • the metallic film (111) can be adhered to the substrate (113) by means of an adhesive film (112), for example made of titanium.
  • the substrate (113) can be a plastic substrate or a glass substrate, such as pyrex, transparent at the working wavelength, that is, it allows light to pass completely or almost completely.
  • the metal of the metallic film (111) any metal with high conductivity can be used, such as gold, silver, aluminum, copper or any other plasmonically efficient metal.
  • the selected metal is gold (for its biocompatibility) at 99.999% purity.
  • the thickness of the metallic film (11) is of the order of nm (nanometers, 10 9 meters), such as tens of nanometers, preferably between 10 and 200 nm, such as between 10 and 150 nm, or between 20 and 120 nm, or between 30 and 100 nm.
  • the metallic layer (111) of the chip (11) is periodically nanostructured in its two dimensions (width and length). That is to say, in the metallic film (111) a set or network of nanostructures (114) (preferably holes, for example of circular section) periodically distributed with a period of hundreds of nanometers have been made. The size of the holes is on the order of nanometers.
  • the diameter of each hole is preferably between 100 and 300 nm, such as between 120 and 280 nm, or between 150 and 250 nm. Its diameter is preferably less than the driving wavelength.
  • nanoholes 200 nm in diameter can be drawn.
  • Other hole sections are possible, such as square, rectangular, oval, octagonal, hexagonal, or others. Nanoholes can either go completely through the metal film of the chip or partially pierce it (to a certain depth).
  • the period of the nanostructured matrix spacing between consecutive nanostructures
  • a period within the aforementioned range is chosen so that when the chip is subjected to a beam of light of the appropriate wavelength, the nanostructured area of the chip is highly sensitive, while maintaining the spectral position of the EOT (Transmission Extraordinary Optics) within the visible and near infrared spectrum region.
  • EOT Transmission Extraordinary Optics
  • the metal film (111) of the chip (11) is substantially flat because its thickness (tens of nanometers) is several orders of magnitude less than its length and width (typically of the order of tens or hundreds of microns).
  • the sensor surface or area of the chip (11) is defined by identical dimensions (length and width).
  • the minimum dimension of the length and / or width of the metallic film (111) is about 2 pm (10 6 meters), such as 5 pm, or 10 pm, or 20 pm, or 50 pm, or 100 pm.
  • the maximum dimension (length and / or width) can be up to 10mm, such as 5mm, 2mm, 1mm, or 0.5mm.
  • a smaller analyzed area implies a higher spatial resolution.
  • a larger analyzed area implies a lower spatial resolution.
  • a chip (11) of dimensions (width by length) of 1 cm x 1 cm with a sensor surface (114) of 500 pm x 500 pm has been used.
  • the detection limit of the device (10) is defined by the optical sensitivity of the chip
  • the optical sensitivity of the chip (11) can be defined as the ratio between the spectral shift (in wavelength) and the change in the refractive index detected in the tissue under analysis.
  • the maximum sensitivity of the chip is around 500 nm / RIU (RIU: refractive index units).
  • Figure 4A shows a possible diagram of the nanostructured zone of the metallic part
  • FIG. 1 shows a SEM image (Scanning Electronic Microscopy) of the nanoholes in figure 4A.
  • the chip exemplified in the photograph is formed by a thin layer of gold 50 nm thick in which, by means of nanofabrication techniques, circular openings (nanoholes) with a diameter of 200 nm and of periodic square symmetry of 500 nm of period were made.
  • the chip (11) is not limited to the symmetry, material and dimensions of the example in the photograph. In this case, the sensitivity is between 400 and 500 nm / RIU.
  • the spectral shift of a transmission peak will be between 400 and 500 nm per unit change in the refractive index of the medium in contact with the chip.
  • This sensitivity can be increased by modifying the nanostructuring of the surface during chip manufacturing (for example, geometry (dimensions and / or shape) of the nanostructure and periods in both directions).
  • the device (10) can adopt various configurations, compatible with current surgical practice.
  • the device (10) is independent of any other surgical device.
  • the nanostructured chip (11) is located at the distal end of a body, support or housing (12), so that, during surgery, the chip (11) (its metal film 111) comes into direct contact with the tissue to be inspected, prior to tumor removal.
  • the chip (11) is inserted or attached to the body, support or casing (12), which protects it and facilitates its use and handling.
  • the body or support (12) can be made, for example, of a plastic material, a metallic material or combinations of both.
  • the body or support (12) is a mechanical part of the device, which allows the user - for example, the surgeon during an intervention - to handle the device without exposing its sensitive parts (optical fibers, etc.).
  • the body or support (12) has an elongated shape, for example, in the shape of a cylinder, easily manipulated with one hand as if it were a pencil. Its dimensions are preferably suitable for one-handed operation.
  • the body or support (12) can adopt an ergonomic shape externally, to further facilitate its handling. For example, it may be in the shape of a pencil or surgical pointer or a surgical gun.
  • the body (12) is at least partially hollow, to allow the insertion of, for example, optical fibers, as explained below.
  • the body or support (12) is substantially cylinder-shaped and the chip (11) has been coupled to its distal end, so that the chip (11) is substantially perpendicular to the longitudinal axis of the support (12).
  • the body or support (12) can take other forms, preferably designed for easy handling and holding with one hand.
  • the device (10) also includes an illumination source (13) that provides a beam of light to illuminate the chip (11).
  • Illumination source (13) preferably provides visible and near infrared light.
  • the emitted wavelength is in the spectral range of 500-900 nm.
  • the source (13) emits broadband white light, such as a halogen lamp, for example a Tungsten halogen lamp.
  • a light emitting diode (LED) can be used that provides light with a smaller spectral width.
  • the light from the source (13) is made to impinge on the chip (11) attached to the distal end of the support (12), so that the illumination spot covers at least the nanostructured area (114) of the chip (11) substantially homogeneously.
  • an optical fiber (14) is used to transport the light from the source (13) and illuminate the chip (11) with the light from the source (13).
  • the Optical fiber can be single mode or multimode. Multimode optical fiber is preferably used to take better advantage of the energy of the light source (13).
  • the optical fiber keeps the chip (11) illuminated, regardless of whether the surgeon manipulates the support (12), frequently changing its position.
  • Figure 3 shows schematically how the optical fiber (14) runs along the inside of the support (12) (which is shown transparent so that its interior can be seen).
  • one end of the optical fiber (14) starts from the light source (13) and is inserted through the proximal end of the support (12), so that the other end of the optical fiber (14) ends in the distal end of the support (12), and therefore in the vicinity of the chip (11).
  • the diagram in figure 3 shows the chip (11) separated from the support (12) to clearly show the exploded view of part of the elements that make up the device (10).
  • the device (10) also includes a spectrograph (15) to receive the light reflected by the chip (11). Any conventional spectrograph having a high enough dynamic range to discriminate low contrast signals can be used.
  • An optical fiber (16) is preferably used as a means of transmitting the reflected light towards the spectrograph (15).
  • the fiber (16) can be single mode or multimode. Multimode optical fiber is preferably used.
  • the optical fiber (16) runs in a similar way to the fiber (14), but the light travels in the opposite direction: one end of the optical fiber (16) is located at the distal end of the support (12) (end in which chip 11) is located, the fiber (16) runs along the inside of the support (12), exits the proximal end of the support (12) and advances to the spectrograph (15).
  • the light reflected by the chip (11) travels through the fiber (16), is detected in a spectrograph (15) and is analyzed with a suitable software (for example in the control means 17), before excising the tumor, to determine the type of tissue in question (tumor, peritumoral, etc.).
  • the optical fibers (14, 16) are several meters long, for example between 2 and 4 meters. This implies that only a part of them (the part closest to the chip 11) is located inside the support (12), the rest of the fiber portion (14, 16) traveling to the light source and spectrograph, respectively.
  • that portion of fibers not protected by the support (12) can be protected with some type of covering, for example a flexible tube.
  • the light source (13) and the spectrograph (15) form part of a control module that may also comprise control means (17).
  • the control means (17) can include one or more processors, information storage means (such as memory) and one or more input / output interfaces, such as displays, keyboards, etc.
  • Figure 3 shows schematically an exploded view of the body or support (12) and the elements found inside or attached to it. At the distal end of the body (12), that is, the end destined to come into contact with the human or animal tissue to be analyzed, the input and output fibers (14, 16) are inserted or coupled in one piece (127) .
  • This piece (127) is a termination for optical fibers, for example an SMA905 termination.
  • the end of the fibers (14, 16) is made to coincide with a focusing and collecting lens (125), so that the light emitted by the fiber (14) is focused by the lens (125) and the light received by the fiber (16) is picked up (collected) by the lens (125).
  • the lens (125) is coupled or clamped in a bracket (126) configured to couple to the part (127). That is, the bracket 126 has for example SMA905 mating terminations when the part 127 is a SMA905 termination.
  • a substantially flat piece (121) is preferably used, with dimensions (width and length) similar to those of the chip (11).
  • the piece (121) can be, for example, made of plastic or metal.
  • the surface of the chip (11) formed by the substrate (113) is attached, for example by adhesive (for example PSA) to the surface of the part (121).
  • adhesive for example PSA
  • the piece (121) has a through hole (135) to receive the ends of the optical fibers (14, 16) and that they can respectively illuminate the chip (11) and collect the light reflected by the chip.
  • the through hole (135) has the same dimensions as the support (126) for the perfect coupling of the support (126) to the piece (121), and therefore for the perfect coupling between the piece (121) and the piece (127) that carries the fibers (14, 16) which in turn is coupled to the support (126).
  • the operation of the device (10) is described below.
  • the surgeon carries the body or support (12) in his hand, so that the chip (11) attached to the distal end of the body (12) , is put in contact with the brain tissue to be analyzed (usually tumor or peritumoral tissue), which will be exposed through a hole previously opened by the surgeon.
  • the brain tissue to be analyzed usually tumor or peritumoral tissue
  • the optical fiber (14) On the face of the chip (11) opposite the face that is in contact with the tissue, that is, on the substrate (113), a beam of light from the source (13) is impinged by the optical fiber (14). ), whose on / off is controlled by the surgical staff.
  • the light emitted by the fiber (14) is focused by the lens (125) and the focused light illuminates the chip (11).
  • the spectral behavior of the light reflected by the nanostructured chip (11), collected by the lens (125) and transmitted by the optical fiber (16) towards the spectrograph (15), after the illumination of the chip (11) through the optical fiber (14) depends on the optical properties of the medium in which the chip (11) is located.
  • the composition of the biological medium determines its refractive index.
  • the chip (11), for its part, is highly sensitive to changes in the refractive index of the medium that is up to a few hundred nanometers on its surface (typically up to about 300 nm). Therefore, the spectral response of the chip is sensitive to changes in the composition of the biological material with which it is in contact.
  • the operation of the chip (11) is based on plasmonic technology. That is, the specific spectral response of the chip (11) depends on the electromagnetic field associated with its surface plasmons, which are collective oscillations of the electrical charges of the metallic film (111), whose only allowed oscillation frequencies are determined by the periodicity of the nanostructures (114) and the refractive index of the medium with which it is in contact.
  • the oscillation frequencies of the plasmons coincide with the frequencies (or their equivalent in wavelengths) of the light transmitted or reflected by the chip (11).
  • the set of frequencies (or their equivalent in wavelengths) that are transmitted or reflected by the chip is known as the spectral response of the chip.
  • the relevant optical property of the medium is its refractive index.
  • the medium in which the chip (11) is located is brain tissue, made up of cells and the extracellular medium, which can be necrotic, tumor, peritumoral, or healthy tissue.
  • the spectral behavior of the light reflected by the chip (11) once it has been illuminated depends on the refractive index of the tissue that is in contact with the first 300 nm from the surface of the chip (11).
  • the spectral response - which can be extracted in the spectrograph (15) - is different for media that have a different refractive index.
  • the refractive index depends on the cellular and extracellular composition of the tissue; and therefore, depending on the cellular and extracellular composition of the tissue, one or another spectral response is obtained.
  • Cell composition refers to the proportion of the different cell types that make up the tumor, peritumoral tissue, or healthy tissue.
  • tumor tissue there are cells that do not exist in the rest of the tissues, such as tumor cells, and also cells that are present in other tissues, but which are in a higher proportion in the tumor, such as macrophages , lymphocytes, among others.
  • macrophages e.g., macrophages, lymphocytes, among others.
  • Each of these cell types differs from each other by its internal and external composition that includes intracellular organelles (eg, mitochondria, ribosomes, endoplasmic reticulum, nucleus, etc.) and macromolecules (proteins, glycoproteins, polymeric carbohydrates, lipids, etc.).
  • organelles eg, mitochondria, ribosomes, endoplasmic reticulum, nucleus, etc.
  • macromolecules proteins, glycoproteins, polymeric carbohydrates, lipids, etc.
  • the extracellular composition is everything that surrounds the cells, such as the extracellular matrix (made up of hyaluronic acid, collagen, fibronectin, etc.) and different biomolecules or microvesicles secreted by cells and used to communicate, promote tumor growth, etc.
  • the composition of the extracellular matrix and the compounds secreted by cells is different in tumor tissue compared to peritumoral tissue or healthy tissue.
  • each of these areas provides a different spectral response.
  • the different areas must be exposed or accessible, to be able to come into direct contact with the chip, so that the surface plasmons can be excited.
  • the spectrum of light or spectral behavior of the light reflected by the chip (11) and captured by the spectrograph (15) is stored and analyzed in a computer or, in general, in a processor with data storage capacity (for example, in the control means (17)), in which specific software is embedded, which is outside the scope of the present invention.
  • a processor with data storage capacity for example, in the control means (17)
  • specific software is embedded, which is outside the scope of the present invention.
  • the differences between different spectra, corresponding to different tissues that have come into contact with the chip (11) are numerically analyzed.
  • the type of tissue for example, necrosis (3), tumor (2), peritumoral region (4)
  • the acquisition and analysis of the spectrum from when the chip (11) is illuminated is carried out in real time. As an example, it may take between 5 and 30 seconds. Curves are obtained that represent the spectral response in transmission in the excitation wavelength range for different tissue cell compositions. An example of this spectral response is shown in Figure 5, which is explained in detail later.
  • the device (10) can also include an interface, for example a screen, so that once the spectral result (position and width of the resonance peak) has been obtained, the surgeon obtains the information by means of a color code or a numerical value, of the nature of the fabric, thus being able to make the decision of whether to preserve it or eliminate it.
  • an interface for example a screen
  • the dimensions of the chip (11) used depend on the dimensions and shape of the body, casing or support (12). They may also depend on the needs that may arise from the surgical intervention and the type of surgery to be performed.
  • the tests have been carried out ex vivo, as follows: Small surgical samples, from different regions of the tumor, have been deposited for a few seconds on the chip before being analyzed by pathological anatomy following conventional procedures. The fingerprint left by the tissue on the chip is analyzed with the device to detect differences in the refractive index.
  • FIG 5 shows preliminary data that show -below each of the three images illustrated on the left- the differences observed in the measures of the refractive index between the different tissues associated with the tumor.
  • the three images on the left represent different tissues associated with GBM and have been obtained from a neuronavigator using nuclear magnetic resonance (NMR).
  • NMR nuclear magnetic resonance
  • the neuronavigator is used to identify the location, shape, and volume of the tumor. It reconstructs the nuclear magnetic resonance images (MRI) of the patient with his real posture in the operating room, to have a three-dimensional image of the tumor to be intervened. That is, these images mark the exact extraction position of each tissue sample.
  • MRI nuclear magnetic resonance images
  • a spectral shift has been detected due to the refractive index of 6.5 nm; associated with the image in the center left, which corresponds to a tumor area, a spectral shift was detected due to the refractive index of 4.8 nm; and associated with the image of the lower left part, which corresponds to a peritumoral region, a spectral shift has been detected due to the refractive index of less than 1.
  • the spectral response (peak of resonance) is maximum at a wavelength of about 736.5 nm, observing a wavelength shift of 6.5 nm with respect to the reference value of 730 nm obtained with the PBS buffer.
  • the PBS buffer is a solution that only contains water and salts, does not contain any cellular component and, therefore, is useful for marking the reference value, being able to obtain at the time of tissue measurement, a response due only to the biological fraction (cells and extracellular medium) by eliminating the interference of the aqueous component and the instrument itself.
  • the spectral response is maximum at a wavelength of about 734.8 nm, obtaining a wavelength shift of 4.8 nm with respect to the reference value.
  • the spectral response is greatest at a wavelength of about 730.8 nm, with a shift of only 0.8 nm from the reference value.
  • the term “approximately” and terms of its family should be interpreted as indicating values very close to those that accompany said term. That is, a deviation within reasonable limits from an exact value should be accepted, because a person skilled in the art will understand that such a deviation from the indicated values may be unavoidable due to measurement inaccuracies, etc. The same applies to the terms “ones”, “About” and “substantially.”

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Abstract

La presente invención se refiere a un dispositivo óptico para identificación de regiones tumorales en distintos órganos, como por ejemplo el cerebro.

Description

DESCRIPCIÓN
DISPOSITIVO ÓPTICO PARA IDENTIFICACIÓN DE REGIONES TUMORALES CAMPO DE LA INVENCIÓN
La presente invención pertenece al sector médico quirúrgico, en particular al del instrumental quirúrgico para la identificación de regiones tumorales en distintos órganos, como por ejemplo el cerebro. ANTECEDENTES DE LA INVENCIÓN
El glioblastoma (GBM) es el tumor cerebral primario más frecuente en adultos y uno de los tumores más agresivos y letales. El tratamiento estándar hoy día es cirugía seguida de radioterapia y quimioterapia con temozolomida. Sin embargo, la esperanza de vida es de unos 12-15 meses. El GBM es un tumor muy invasivo, lo que dificulta una resección completa. La región más problemática, desde el punto de vista quirúrgico, es la que corresponde a los márgenes del tumor. Sistemas que delimiten estos márgenes y distingan el tejido tumoral del parénquima cerebral, pueden ayudar en la toma de decisiones del neurocirujano. Entre las técnicas que se aplican actualmente en la práctica clínica para tratar de delimitar estos márgenes, destacan la resonancia magnética intraoperatoria, el mareaje fluorescente y la anatomía patológica. Estas técnicas se explican a continuación.
Por una parte, de forma previa a la cirugía se obtienen imágenes del tumor del paciente por resonancia magnética nuclear (RMN), que al neurocirujano le sirven de guía para planificar la intervención quirúrgica. Esta técnica se fundamenta en la composición tisular del órgano en cuestión. Además, existe la RMN intraoperatoria, pero entre sus inconvenientes, destaca que es poco compatible con el instrumental quirúrgico y puede requerir preparación previa del paciente, por lo que habitualmente incrementa el tiempo de cirugía. Además, tiene baja resolución espacial.
También se suelen utilizar contrastes fluorescentes intraoperatorios, como el ácido 5- aminolevulínico (5-ALA), que se administra al paciente antes de la cirugía y se incorpora al tumor. Durante la cirugía, al iluminar con luz ultravioleta el área quirúrgica y, utilizando un filtro adecuado en un microscopio, el tumor se visualiza en rojo. Sin embargo, este color se va difuminando al alejarse del núcleo tumoral y se hace de difícil interpretación en los bordes del tumor. Es decir, entre los inconvenientes del mareaje fluorescente destaca su baja sensibilidad y resolución. Además, es invasivo y requiere preparación previa del paciente, por lo que habitualmente incrementa el tiempo de cirugía.
Actualmente, la anatomía patológica, que se fundamenta en la composición celular del tejido, determina las características del tejido extirpado, y este es el gold standard en la identificación de tejido tumoral. Sin embargo, además de su baja resolución espacial, su principal inconveniente es que no proporciona resultados en tiempo real y necesita interpretación de un especialista.
A pesar de la existencia de estas técnicas, como se ha descrito, en muchos casos no es posible identificar de forma rápida y fiable la región peritumoral -es decir, el tejido adyacente al tumor- relevante para intentar la extirpación completa del tumor, respetando el tejido sano. Este problema es muy relevante en el caso de los tumores cerebrales, tales como el GBM, en los que es especialmente necesario identificar con precisión el tejido cerebral adyacente al tumor, respetando al máximo el tejido sano, para que la extirpación completa del tumor afecte lo menos posible al correcto funcionamiento del cerebro.
Por otra parte, la plasmónica es un área científico-tecnológica relativamente moderna que se asienta en principios básicos de la óptica y la física de materiales, normalmente en el rango de la radiación visible-infrarrojo cercano (longitudes de onda entre 0,3 y 2pm). Su objeto de estudio son los plasmones o resonancias plasmónicas: excitaciones colectivas de los electrones cuasi-libres presentes en los metales conformados a tamaño nanométrico, que en resonancia constituyen los plasmones superficiales localizados (LSPR). Para aplicaciones que requieran montajes de reducido tamaño, esta disciplina permite aprovechar los altos campos electromagnéticos que se generan en la configuración LSPR al iluminar estructuras metálicas organizadas a nivel nanométrico.
A día de hoy existe la necesidad de desarrollar técnicas intraoperatorias, que identifiquen con precisión los límites tumorales en tiempo real y que sean más fiables que los sistemas intraoperatorios actuales.
DESCRIPCIÓN DE LA INVENCIÓN
La presente invención proporciona un nuevo dispositivo basado en tecnología plasmónica - chip plasmónico- para la discriminación de las diferentes regiones tumorales, por ejemplo del GBM, en tiempo real. Concretamente, el dispositivo permite identificar en tiempo real al menos el tejido necrótico, tumoral y tejido peritumoral. Es decir, la adquisición y análisis de la respuesta espectral del chip en contacto con el tejido desde que se ilumina el chip se realiza en tiempo real. La respuesta del chip está basada en la transmisión óptica extraordinaria, fenómeno debido a la excitación de los plasmones superficiales del chip. En el contexto de la presente invención, el término “tiempo real” se refiere a un tiempo comprendido dentro de un rango que varía entre un valor mínimo Vm¡n y un valor superior de varias decenas de segundos, tal como un rango que varía entre un valor mínimo Vm¡n y un valor superior de 120 s (segundos), o un rango que varía entre un valor mínimo Vm¡n y un valor superior de 60 s, o un rango que varía entre un valor mínimo Vm¡n y un valor superior de 30 s, o un rango que varía entre un valor mínimo Vm¡n y un valor superior de 15 s. Teniendo en cuenta la tecnología actual, el valor mínimo Vm¡n puede ser, por ejemplo, pero sin carácter limitativo, 10 ms (milisegundos). Sin embargo, un experto en la materia entenderá que la evolución de la tecnología puede permitir reducir el valor mínimo Vm¡n del rango a un valor mínimo menor que 10 ms, tal como un valor mínimo de 5 ms o un valor mínimo de 1 ms. En cualquier caso, en el contexto de la presente invención el término “tiempo real” se entiende como un periodo de tiempo sustancialmente inferior a la duración de la cirugía, de forma que durante la intervención pueda realizarse la identificación precisa del tumor.
El dispositivo de la invención permite realizar determinaciones tumorales que no necesitan mareajes ni preparación del paciente. El dispositivo permite también obtener información en tiempo real durante la intervención quirúrgica, de fácil interpretación para el cirujano y resto de personal sanitario. Por ejemplo, la información se puede proporcionar en forma de código de colores. El dispositivo puede además incorporarse con facilidad a la dinámica habitual de trabajo del personal de quirófano, en particular del cirujano.
El dispositivo tiene una alta resolución espacial, de aproximadamente 1 pm2 (1012 metros cuadrados), superior en seis órdenes de magnitud a la que típicamente presenta la resonancia magnética nuclear (RMN), que varía entre 0,5 y 1,5 mm2 (106 metros cuadrados).
En un primer aspecto de la presente invención, se proporciona un dispositivo dispositivo quirúrgico para la identificación de regiones tumorales durante una intervención quirúrgica. El dispositivo comprende: un cuerpo alargado y configurado para, durante su uso, poner en contacto el extremo distal del cuerpo alargado en contacto con un tejido humano o animal a analizar; un chip situado en dicho extremo distal del cuerpo alargado, comprendiendo el chip una superficie metálica nanoestructurada; una primera fibra óptica situada en el interior de cuerpo alargado y configurada para hacer llegar un haz de luz incidente para iluminar el chip; una segunda fibra óptica situada en el interior de cuerpo alargado y configurada para extraer un haz de luz reflejado por el chip. En uso del dispositivo quirúrgico, cuando el chip situado en dicho extremo distal del cuerpo alargado está en contacto con un tejido humano o animal a analizar, al hacer incidir dicho haz de luz sobre la superficie metálica nanoestructurada del chip, el haz de luz reflejado por el chip proporciona una respuesta espectral que depende del índice de refracción del tejido analizado, donde dicho índice de refracción a su vez depende de si el tejido es un tejido necrosado, tumoral o peritumoral.
En realizaciones de la invención, el dispositivo comprende una pieza dispuesta en el extremo distal del cuerpo alargado y configurada para acoplar el chip a la primera y segunda fibras ópticas, para lo cual la pieza tiene un agujero pasante para recibir los extremos de las fibras ópticas.
En realizaciones de la invención, el dispositivo comprende una lente focalizadora y colectora situada entre el chip y el extremo de las fibras ópticas, configurada para que la luz emitida por la primera fibra óptica sea focalizada por la lente y la luz recibida por la segunda fibra óptica sea recogida por la lente.
En realizaciones de la invención, el dispositivo comprende: una pieza de terminación de fibras ópticas situada en el extremo distal del cuerpo, para acoplar las fibras de entrada y salida; y un soporte para la lente focalizadora y colectora; estando el soporte configurado para acoplarse al agujero pasante de la pieza y la pieza de terminación de fibras ópticas configurada para acoplarse al soporte.
En realizaciones de la invención, la superficie metálica nanoestructurada del chip es de oro.
En realizaciones de la invención, el chip tiene una superficie sensora mínima de 2 pm x 2 pm. En realizaciones de la invención, el chip tiene una superficie sensora máxima de 10 mm x 10 mm.
En realizaciones de la invención, el espesor de la superficie metálica nanoestructurada del chip es de entre 10 y 150 nm.
En realizaciones de la invención, la superficie metálica nanoestructurada del chip está nanoestructurada periódicamente en sus dos dimensiones, siendo el periodo de la matriz nanoestructurada de entre 300 y 700 nm.
En realizaciones de la invención, la superficie metálica nanoestructurada del chip comprende nanoestructuras cuyo diámetro es de entre 100 y 300 nm.
En realizaciones de la invención, el dispositivo comprende además una fuente de luz configurada para proporcionar un haz de luz a la primera fibra óptica para iluminar el chip.
En realizaciones de la invención, la fuente de luz opera en el espectro de luz visible y en el infrarrojo cercano.
En realizaciones de la invención, el dispositivo comprende además un espectrógrafo conectado al extremo de la segunda fibra óptica para recibir el haz de luz reflejado por el chip y transportado por la segunda fibra óptica, estando el espectrógrafo configurado para extraer la respuesta espectral de la luz reflejada por el chip.
En realizaciones de la invención, el dispositivo comprende además una interfaz conectada al espectrógrafo, configurada para, a partir del resultado espectral obtenido, proporcionar una sugerencia sobre la pertinencia o no de la extirpación del tejido analizado.
La sencilla configuración del dispositivo de la invención proporciona un instrumento quirúrgico fácilmente manipulable y que además no requiere preparación previa del paciente. Los chips plasmónicos utilizados proporcionan alta sensibilidad, respuesta rápida, alta resolución espacial, resultados en tiempo real y fácilmente interpretables y pueden ser fácilmente incorporados al instrumental quirúrgico. El dispositivo suple así la ausencia de herramientas que ayuden a los cirujanos -tales como neurocirujanos- a la toma de decisiones de eliminación de tejido en la frontera del tumor.
Ventajas y características adicionales de la invención serán evidentes a partir de la descripción en detalle que sigue y se señalarán en particular en las reivindicaciones adjuntas.
BREVE DESCRIPCIÓN DE LAS FIGURAS Para complementar la descripción y con objeto de ayudar a una mejor comprensión de las características de la invención, de acuerdo con un ejemplo de realización práctica de la misma, se acompaña como parte integrante de la descripción, un juego de figuras en el que, con carácter ilustrativo y no limitativo, se ha representado lo siguiente:
La figura 1 muestra esquemáticamente las diferentes regiones de un tumor cerebral que pueden ser identificadas por el dispositivo de la invención.
La figura 2 muestra un esquema de un dispositivo basado en la tecnología plasmónica para la identificación de diferentes regiones tumorales, de acuerdo con una posible realización de la invención.
La figura 3 muestra en detalle la configuración del chip con todos sus elementos.
La figura 4A muestra un esquema del diseño de una nanoestructura, en este caso nanoagujeros, implementada sobre una superficie metálica de un chip. En la figura 4A se muestra una distribución de nanoagujeros tal que forma una red cuadrada, pero igualmente se puede utilizar una distribución de nanoagujeros distribuidos de tal forma que sigan una red hexagonal. La figura 4B muestra una fotografía realizada con un microscopio electrónico de barrido de una posible nanoestructura como la de la figura 4A.
La figura 5 muestra resultados experimentales obtenidos con un dispositivo de acuerdo con la invención. Se observan varias imágenes de diferentes tejidos asociados a un GBM, obtenidas mediante resonancia magnética nuclear (RMN) y, para cada una de ellas, las medidas del índice de refracción de cada tejido.
DESCRIPCIÓN DE UNA FORMA DE LLEVAR A CABO LA INVENCIÓN
La figura 1 muestra una vista en sección de un esquema de un cerebro (1) en el que se ha identificado un tumor (2). El cerebro puede ser humano o animal. El núcleo del tumor está formado por una zona de necrosis (3). Alrededor del tumor (2) se observa una región peritumoral (tejido adyacente al tumor) (4), formada por tejido sano, con frecuencia infiltrado con células tumorales. El resto de la imagen corresponde al parénquima cerebral. El dispositivo que se describe a continuación es capaz de identificar en tiempo real, durante una intervención quirúrgica -típicamente la intervención destinada a extirpar el tumor- las diferentes regiones del tumor, tales como el tejido tumoral (2) propiamente dicho y la región o tejido peritumoral (4).
La figura 2 muestra esquemáticamente un posible dispositivo (10) para la determinación tumoral (determinación de diferentes regiones tumorales) en tiempo real. El dispositivo (10) está basado en tecnología plasmónica y comprende un chip metálico (11) nanoestructurado, también llamado película metálica, situado en el extremo distal de un cuerpo alargado (12). El principio de funcionamiento se corresponde sustancialmente con el esquema de la figura 3.
El fenómeno plasmónico en que se basa el dispositivo (10) es la Transmisión Óptica Extraordinaria (en inglés Extraordinary Optical Transmissiorí). Los plasmones de superficie se producen muy próximos a la superficie nanoestructurada, concretamente a una distancia máxima de aproximadamente 300 nm (1nm = 1 nanómetro = 10-9 metros) desde dicha superficie, en dirección perpendicular a la misma. Por ello, para que el dispositivo (10) sea sensible a los cambios en la composición del secretoma y tejido, estos cambios tienen que tener lugar dentro de este rango de distancia. El chip metálico nanoestructurado actúa como biosensor, como se explica más adelante. Cuando se hace incidir un haz de luz sobre una superficie metálica nanoestructurada, ondas electromagnéticas no homogéneas llamadas plasmones superficiales se propagan adheridas a la superficie nanoestructurada. Esta superficie tiene una alta sensibilidad a cambios de las propiedades ópticas del medio circundante.
El chip (11) de la figura 2 se ilustra en detalle en la parte superior de la figura 3. El chip (11) está formado por una película metálica (111) dispuesta sobre un sustrato (113). La película metálica (111) puede adherirse al sustrato (113) mediante una película adhesiva (112), por ejemplo de titanio. El sustrato (113) puede ser un sustrato plástico o un sustrato de vidrio, tal como pyrex, transparente a la longitud de onda de trabajo, es decir, deja pasar la luz completamente o casi completamente. Como metal de la película metálica (111) puede usarse cualquier metal de alta conductividad, tal como oro, plata, aluminio, cobre o cualquier otro metal plasmónicamente eficiente. En una posible realización, el metal seleccionado es oro (por su biocompatibilidad) al 99.999% de pureza. El espesor de la película metálica (11) es del orden de los nm (nanómetros, 109 metros), tal como de decenas de nanómetros, preferentemente de entre 10 y 200 nm, tal como de entre 10 y 150 nm, o de entre 20 y 120 nm, o de entre 30 y 100 nm. La capa metálica (111) del chip (11) está nanoestructurada periódicamente en sus dos dimensiones (anchura y longitud). Es decir, en la película metálica (111) se han practicado un conjunto o red de nanoestructuras (114) (preferentemente agujeros, por ejemplo de sección circular) distribuidas periódicamente con un periodo de centenas de nanómetros. El tamaño de los agujeros es del orden de los nanómetros. El diámetro de cada agujero es preferentemente de entre 100 y 300 nm, tal como de entre 120 y 280 nm, o de entre 150 y 250 nm. Su diámetro es preferentemente menor que la longitud de onda excitadora. Por ejemplo, se pueden trazar nanoagujeros de 200 nm de diámetro. Otras secciones del agujero son posibles, tales como cuadrados, rectangulares, ovalados, octogonales, hexagonales, u otras. Los nanoagujeros pueden atravesar completamente la película metálica del chip o perforarla parcialmente (hasta una cierta profundidad). El periodo de la matriz nanoestructurada (separación entre nanoestructuras consecutivas) es preferentemente de entre 300 y 700 nm, tal como de entre 350 y 650 nm, o de entre 400 y 600 nm. Se elige un periodo que preferentemente sea menor que la longitud de onda excitadora. Se elige un periodo dentro del citado rango para que cuando el chip es sometido a un haz de luz de la longitud de onda adecuada, la zona nanoestructurada del chip sea altamente sensible, a la vez que mantenga la posición espectral de la resonancia EOT (Transmisión Óptica Extraordinaria) dentro de la región de espectro visible y de infrarrojo cercano.
La película metálica (111) del chip (11) es sustancialmente plana porque su espesor (decenas de nanómetros) es varios órdenes de magnitud inferior a su longitud y anchura (típicamente del orden de las decenas o centenas de mieras). En una posible realización, el área o superficie sensora del chip (11) está definida por dimensiones (longitud y anchura) idénticas. La dimensión mínima de la longitud y/o anchura de la película metálica (111) es de unas 2 pm (106 metros), tal como 5 pm, o 10 pm, o 20 pm, o 50 pm, o 100 pm. La dimensión máxima (longitud y/o anchura) puede ser de hasta 10 mm, tal como 5 mm, 2 mm, 1 mm o 0,5 mm. Estas dimensiones permiten su inserción y/o acoplamiento a una herramienta quirúrgica adecuada para la intervención a través de una abertura practicada en una parte del cuerpo humano o animal. Una posible realización de tal herramienta se muestra en la figura 2 (herramienta o soporte 12). Así, por ejemplo, un posible chip (11) puede tener una superficie sensora (114) mínima de 2 pm x 2 pm = 4 pm2. Nótese que una menor área analizada implica una mayor resolución espacial. Y un posible chip (11) puede tener una superficie sensora (114) máxima de 10 mm x 10 mm = 100 mm2. Nótese que una mayor área analizada implica una menor resolución espacial. A modo de ejemplo, se ha utilizado un chip (11) de dimensiones (anchura por longitud) de 1 cm x 1 cm con una superficie sensora (114) de 500 pm x 500 pm.
El límite de detección del dispositivo (10) está definido por la sensibilidad óptica del chip
(II), es decir, de cómo se haya nanoestructurado en su fabricación. La sensibilidad óptica del chip (11) puede definirse como la razón entre el desplazamiento espectral (en longitud de onda) y el cambio en el índice de refracción detectado en el tejido bajo análisis. Típicamente la sensibilidad máxima del chip es de unos 500 nm/RIU (RIU: unidades de índice de refracción).
La figura 4A muestra un posible esquema de la zona nanoestructurada de la parte metálica
(II I) del chip (11) y la figura 4B muestra una imagen SEM (del inglés Scanning Electronic Microscopy, Microscopía Electrónica de Barrido) de los nanoagujeros de la figura 4A. El chip ejemplificado en la fotografía está formado por una capa delgada de oro de 50 nm de espesor en la que, mediante técnicas de nanofabricación, se practicaron aperturas circulares (nanoagujeros) de diámetro 200 nm y de simetría periódica cuadrada de 500 nm de periodo. No obstante, el chip (11) no está limitado a la simetría, material y dimensiones del ejemplo de la fotografía. En este caso, la sensibilidad está entre los 400 y los 500 nm/RIU. Es decir, el desplazamiento espectral de un pico de transmisión será de entre 400 y 500 nm por unidad de cambio en el índice de refracción del medio en contacto con el chip. Esta sensibilidad se puede aumentar modificando la nanoestructuración de la superficie durante la fabricación del chip (por ejemplo, geometría (dimensiones y/o forma) de la nanoestructura y periodos en ambas direcciones).
El dispositivo (10) puede adoptar diversas configuraciones, compatibles con la práctica quirúrgica actual. En una posible configuración, ilustrada en la figura 2, el dispositivo (10) es independiente de cualquier otro dispositivo quirúrgico. En este caso, el chip nanoestructurado (11) se ubica en el extremo distal de un cuerpo, soporte o carcasa (12), de forma que, durante la cirugía, el chip (11) (su película metálica 111) entre en contacto directo con el tejido a inspeccionar, con carácter previo a la extirpación tumoral. El chip (11) se inserta o acopla en el cuerpo, soporte o carcasa (12), que lo protege y facilita su uso y manipulación. El cuerpo o soporte (12) puede fabricarse, por ejemplo, de un material plástico, de un material metálico o de combinaciones de ambos. El cuerpo o soporte (12) es una parte mecánica del dispositivo, que permite que el usuario -por ejemplo, el cirujano durante una intervención- pueda manejar el dispositivo sin exponer sus partes sensibles (fibras ópticas, etc.). Preferentemente el cuerpo o soporte (12) tiene forma alargada, por ejemplo, en forma de cilindro, fácilmente manejable con una mano como si fuera un lápiz. Sus dimensiones son preferentemente adecuadas para su manejo con una sola mano. El cuerpo o soporte (12) puede adoptar en su parte externa una forma ergonómica, para facilitar aún más su manejo. Por ejemplo, puede tener forma de lápiz o puntero quirúrgico o de pistola quirúrgica. El cuerpo (12) es al menos parcialmente hueco, para permitir la inserción de, por ejemplo, fibras ópticas, como se explica más adelante. En la figura 2, el cuerpo o soporte (12) tiene sustancialmente forma de cilindro y el chip (11) se ha acoplado a su extremo distal, de forma que el chip (11) queda sustancialmente perpendicular al eje longitudinal del soporte (12). El cuerpo o soporte (12) puede adoptar otras formas, preferentemente diseñadas para su fácil manejo y sujeción con una mano.
El dispositivo (10) incluye también una fuente de iluminación (13) que proporciona un haz de luz para iluminar al chip (11). La fuente de iluminación (13) proporciona preferentemente luz visible y en el infrarrojo cercano. Preferentemente, la longitud de onda emitida está en el rango espectral de 500-900 nm. En una posible implementación, la fuente (13) emite luz blanca de banda ancha, tal como una lámpara halógena, por ejemplo una lámpara halógena de Tungsteno. En otra posible implementación, puede usarse un diodo emisor de luz (LED) que proporciona luz con una anchura espectral menor. La luz procedente de la fuente (13) se hace incidir sobre el chip (11) acoplado en el extremo distal del soporte (12), de forma que el spot de iluminación cubra al menos la zona nanoestructurada (114) del chip (11) de forma sustancialmente homogénea. Preferentemente se utiliza una fibra óptica (14) para transportar la luz desde la fuente (13) e iluminar el chip (11) con la luz de la fuente (13). La fibra óptica puede ser monomodo o multimodo. Se utiliza preferentemente fibra óptica multimodo para aprovechar más la energía de la fuente de luz (13). La fibra óptica mantiene al chip (11) iluminado, independientemente de que el cirujano manipule el soporte (12), cambiándolo frecuentemente de posición. En la figura 3 se muestra esquemáticamente cómo la fibra óptica (14) discurre a lo largo del interior del soporte (12) (que se muestra transparente para que se vea su interior). Es decir, un extremo de la fibra óptica (14) parte de la fuente de luz (13) y se introduce por el extremo proximal del soporte (12), de forma que el otro extremo de la fibra óptica (14) termina en el extremo distal del soporte (12), y por tanto en las proximidades del chip (11). En el esquema de la figura 3 se muestra el chip (11) separado del soporte (12) para mostrar con claridad el despiece de parte de los elementos que forman el dispositivo (10).
El dispositivo (10) incluye también un espectrógrafo (15) para recibir la luz reflejada por el chip (11). Puede usarse cualquier espectrógrafo convencional que tenga un rango dinámico suficientemente elevado como para discriminar señales de bajo contraste. Preferentemente se utiliza una fibra óptica (16) como medio de transmisión de la luz reflejada hacia el espectrógrafo (15). La fibra (16) puede ser monomodo o multimodo. Se utiliza preferentemente fibra óptica multimodo. La fibra óptica (16) discurre de forma similar a la fibra (14), pero la luz viaja en sentido opuesto: un extremo de la fibra óptica (16) se sitúa en el extremo distal del soporte (12) (extremo en el que está situado el chip 11), la fibra (16) discurre a lo largo del interior del soporte (12), sale por el extremo proximal del soporte (12) y avanza hasta el espectrógrafo (15). De esta forma, la luz reflejada por el chip (11) viaja por la fibra (16), es detectada en un espectrógrafo (15) y se analiza con un software adecuado (por ejemplo en los medios de control 17), antes de extirpar el tumor, para determinar el tipo de tejido de que se trate (tumoral, peritumoral, etc.). Por comodidad y seguridad, las fibras ópticas (14, 16) tienen varios metros de longitud, por ejemplo entre 2 y 4 metros. Esto implica que solo una parte de ellas (la parte más próxima al chip 11) se sitúa en el interior del soporte (12), viajando el resto de porción de fibras (14, 16) hasta la fuente de luz y espectrógrafo, respectivamente. Opcionalmente esa porción de fibras no protegida por el soporte (12) puede protegerse con algún tipo de cobertura, por ejemplo un tubo flexible. En la realización mostrada en la figura 2, la fuente de luz (13) y el espectrógrafo (15) forman parte de un módulo de control que puede comprender también medios de control (17). Los medios de control (17) pueden incluir uno o más procesadores, medios de almacenamiento de información (tales como memoria) y una o varias interfaces de entrada/salida, tales como pantallas, teclados, etc. La Figura 3 muestra esquemáticamente un despiece del cuerpo o soporte (12) y de los elementos que se encuentran en su interior o acoplados al mismo. En el extremo distal del cuerpo (12), es decir, el extremo destinado a entrar en contacto con el tejido humano o animal a analizar, las fibras de entrada y salida (14, 16) se insertan o acoplan en una pieza (127). Esta pieza (127) es una terminación para fibras ópticas, por ejemplo una terminación SMA905. El final de las fibras (14, 16) se hace coincidir con una lente focalizadora y colectora (125), de forma que la luz emitida por la fibra (14) es focalizada por la lente (125) y la luz recibida por la fibra (16) es recogida (colectada) por la lente (125). Preferentemente la lente (125) se acopla o sujeta en un soporte (126) configurado para acoplarse a la pieza (127). Es decir, el soporte (126) tiene por ejemplo terminaciones de acoplamiento SMA905 cuando la pieza (127) es una terminación SMA905. Para acoplar el chip (11) con las fibras ópticas (14, 16), se usa preferentemente una pieza (121) sustancialmente plana, de unas dimensiones (anchura y longitud) similares a las del chip (11). La pieza (121) puede ser, por ejemplo, de plástico o de metal. La superficie del chip (11) formada por el sustrato (113) se une, por ejemplo mediante adhesivo (por ejemplo PSA) a la superficie de la pieza (121). A la altura de la red de nanoagujeros (114), la pieza (121) tiene un agujero pasante (135) para recibir los extremos de las fibras ópticas (14, 16) y que éstas puedan respectivamente iluminar al chip (11) y recoger la luz reflejada por el chip. En una posible realización, el agujero pasante (135) tiene las mismas dimensiones que el soporte (126) para el perfecto acoplamiento del soporte (126) a la pieza (121), y por tanto para el perfecto acoplamiento entre la pieza (121) y la pieza (127) que lleva a las fibras (14, 16) que a su vez está acoplada al soporte (126).
El funcionamiento del dispositivo (10) se describe a continuación. Durante la cirugía, por ejemplo, neurocirugía, para extirpar por ejemplo un glioblastoma (GBM), el cirujano porta en su mano el cuerpo o soporte (12), de forma que el chip (11) acoplado al extremo distal del cuerpo (12), se pone en contacto con el tejido cerebral a analizar (normalmente tejido tumoral o peritumoral), que estará expuesto a través de un orificio que previamente haya abierto el cirujano. Sobre la cara del chip (11) opuesta a la cara que está en contacto con el tejido, es decir, sobre el sustrato (113), se hace incidir mediante la fibra óptica (14) un haz de luz procedente de la fuente (13), cuyo encendido/apagado se controla por el personal quirúrgico. La luz emitida por la fibra (14) es focalizada por la lente (125) y la luz focalizada ilumina el chip (11). El comportamiento espectral de la luz reflejada por el chip nanoestructurado (11), recogida por la lente (125) y transmitida por la fibra óptica (16) hacia el espectrógrafo (15), tras la iluminación del chip (11) mediante la fibra óptica (14) depende de las propiedades ópticas del medio en el que se encuentra el chip (11). La composición del medio biológico determina su índice de refracción. El chip (11), por su parte, es altamente sensible a los cambios del índice de refracción del medio que se encuentra hasta unos cuantos cientos de nanómetros sobre su superficie (típicamente hasta unos 300 nm). Por lo tanto, la respuesta espectral del chip es sensible a los cambios en la composición del material biológico con el que está en contacto.
Como se ha explicado, la operación del chip (11) está basada en tecnología plasmónica. Es decir, la respuesta espectral específica del chip (11) depende del campo electromagnético asociado a sus plasmones superficiales, que son oscilaciones colectivas de las cargas eléctricas de la película metálica (111), cuyas únicas frecuencias de oscilación permitidas están determinadas por la periodicidad de las nanoestructuras (114) y el índice de refracción del medio con el que está en contacto. Las frecuencias de oscilación de los plasmones coinciden con las frecuencias (o su equivalente en longitudes de onda) de la luz transmitida o reflejada por el chip (11). Al conjunto de frecuencias (o su equivalente en longitudes de onda) que se transmiten o reflejan por el chip se le conoce como la respuesta espectral del chip. La propiedad óptica relevante del medio es su índice de refracción. En este caso, el medio en el que se encuentra el chip (11) es el tejido cerebral, compuesto por células y el medio extracelular, que puede ser tejido necrosado, tumoral, peritumoral, o tejido sano. Pues bien, el comportamiento espectral de la luz reflejada por el chip (11) una vez ha sido iluminado depende del índice de refracción del tejido que se encuentra en contacto con los primeros 300 nm desde la superficie del chip (11). Por ello, la respuesta espectral -que podrá extraerse en el espectrógrafo (15) - es diferente para medios que tengan un índice de refracción diferente. En el caso de los tejidos, por ejemplo, cerebrales, el índice de refracción depende de la composición celular y extracelular del tejido; y por tanto, en función de la composición celular y extracelular del tejido, se obtiene una u otra respuesta espectral. La composición celular se refiere a la proporción de los diferentes tipos celulares que componen el tumor, tejido peritumoral o tejido sano. Por ejemplo, en el tejido tumoral existen células que no existen en el resto de los tejidos, como son las células tumorales, y además células que sí están presentes en otros tejidos, pero que en el tumor están en mayor proporción, como son los macrófagos, linfocitos, entre otros. Cada uno de estos tipos celulares se diferencia entre sí por su composición interna y externa que incluye orgánulos intracelulares (p.ej., mitocondrias, ribosomas, retículo endoplásmico, núcleo, etc.) y macromoléculas (proteínas, glicoproteínas, carbohidratos poliméricos, lípidos, etc.). A su vez, la composición extracelular es todo aquello que rodea a las células, como es la matriz extracelular (formada por ácido hialurónico, colágeno, fibronectina, etc.) y diferentes biomoléculas o microvesículas que secretan las células y le sirven para comunicarse, favorecer el crecimiento del tumor, etc. La composición de la matriz extracelular y de los compuestos que secretan las células es diferente en el tejido tumoral en comparación con el tejido peritumoral o tejido sano. En la práctica, esto significa que el índice de refracción de la zona de necrosis (3) es diferente al índice de refracción del tumor (2), y también del índice de refracción de la región peritumoral (4), así como del índice de refracción del tejido sano fronterizo a la región peritumoral. Y, por tanto, cada una de estas zonas proporciona una respuesta espectral diferente. Para su detección, las distintas zonas deben estar expuestas o accesibles, para poder entrar en contacto directo con el chip, para que los plasmones de superficie puedan excitarse.
Nótese que la literatura científica ya describe que diferentes tipos celulares presentan un comportamiento óptico distinto en su respuesta a la luz (véase por ejemplo Liu et ai. Cell refractive índex for cell biology and disease diagnosis: past, present and future. Lab Chip 2016; 16:634-44). En el caso concreto del GBM, la composición celular del tejido peritumoral y tumoral es distinta. Incluso las células tumorales que pueden infiltrar el tejido peritumoral tienen un comportamiento biológico distinto al de las células de la zona central del tumor, según se ha descrito en la literatura científica (véase por ejemplo Ruiz-Ontañon et al. Cellular plasticity confers migratory and invasive advantages to a population of glioblastoma- initiating cells that infíltrate peritumoral tissue. StemCells 2013; 31 :1075-85). Basándose en estas diferencias, junto con la alta sensibilidad que alcanzan las técnicas de análisis basadas en plasmónica, se han obtenido espectros diferentes dependiendo de la composición celular del tejido.
El espectro de luz o comportamiento espectral de la luz reflejada por el chip (11) y captada por el espectrógrafo (15) (comportamiento que depende del índice de refracción del medio, que a su vez varía en función del tipo de tejido -tumoral-peritumoral) se almacena y analiza en un ordenador o, en general, en un procesador con capacidad de almacenamiento de datos (por ejemplo, en los medios de control (17)), en el que hay embebido un software específico, que queda fuera del alcance de la presente invención. En este procesador se analizan numéricamente las diferencias entre distintos espectros, correspondientes a distintos tejidos que han entrado en contacto con el chip (11). Finalmente, se determina el tipo de tejido (por ejemplo, necrosis (3), tumor (2), región peritumoral (4)) en función de la información proporcionada por dichos espectros. La adquisición y análisis del espectro desde que se ilumina el chip (11) se realiza en tiempo real. A modo de ejemplo, puede llevar entre 5 y 30 segundos. Se obtienen unas curvas que representan la respuesta espectral en transmisión en el rango de longitudes de onda de excitación para diferentes composiciones celulares del tejido. Un ejemplo de esta respuesta espectral se muestra en la figura 5, que se explica en detalle más adelante.
El dispositivo (10) puede incluir además una interfaz, por ejemplo una pantalla, de forma que una vez obtenido el resultado espectral (posición y anchura del pico de resonancia), el cirujano obtenga la información mediante un código de colores o un valor numérico, de la naturaleza del tejido, pudiendo tomar así la decisión de si preservarlo o eliminarlo.
Las dimensiones del chip (11) utilizado dependen de las dimensiones y forma del cuerpo, carcasa o soporte (12). También pueden depender de las necesidades que puedan derivarse de la intervención quirúrgica y del tipo de cirugía a practicar.
Se han realizado pruebas de concepto con chips con superficie sensora de 500 pm x 500 pm y los materiales biológicos correspondientes (zona tumoral, peritumoral y necrosis), usando la fuente de luz de un microscopio, una fibra óptica para recoger la señal, un espectrógrafo y un ordenador con el software para el análisis de los espectros. Los chips se han colocado en un portaobjetos adecuado para el microscopio y se ha analizado la huella (material biológico que deja el tejido al entrar en contacto con el chip, y que comprende matriz extracelular y células) que ha quedado adherida tras depositar el tejido tumoral, peritumoral o de necrosis. Las pruebas se han realizado ex vivo, de la forma que sigue: Pequeñas muestras quirúrgicas, de diferentes regiones del tumor, se han depositado durante unos segundos sobre el chip antes de ser analizadas por anatomía patológica siguiendo los procedimientos convencionales. La huella que deja el tejido en el chip es analizada con el dispositivo para detectar diferencias en el índice de refracción.
Algunos resultados experimentales obtenidos tras analizar la luz que llega al espectrógrafo a través de la fibra óptica de retorno, se ilustran en la figura 5. La figura 5 muestra datos preliminares que muestran -bajo cada una de las tres imágenes ilustradas a la izquierda- las diferencias observadas en las medidas del índice de refracción entre los diferentes tejidos asociados al tumor. Las tres imágenes de la izquierda representan diferentes tejidos asociados a un GBM y han sido obtenidas de un neuronavegador mediante resonancia magnética nuclear (RMN). El neuronavegador se utiliza para identificar la ubicación, forma y volumen del tumor. Reconstruye las imágenes de la resonancia magnética nuclear (RMN) del paciente con su postura real en el quirófano, para tener una imagen tridimensional del tumor a intervenir. Es decir, estas imágenes marcan la posición exacta de extracción de cada muestra de tejido. Para cada imagen, a su derecha, se muestran las medidas del índice de refracción de cada tejido obtenidas mediante el chip (11) durante las pruebas de concepto realizadas en el laboratorio.
Por ejemplo, asociado a la imagen de la parte superior izquierda, que corresponde a una zona de necrosis, se ha detectado un desplazamiento espectral debido al índice de refracción de 6,5 nm; asociado a la imagen del centro izquierda, que corresponde a una zona de tumor, se ha detectado un desplazamiento espectral debido al índice de refracción de 4,8 nm; y asociado a la imagen de la parte inferior izquierda, que corresponde a una región peritumoral, se ha detectado un desplazamiento espectral debido al índice de refracción menor de 1. En el caso del tejido de necrosis, se observa que la respuesta espectral (pico de resonancia) es máxima a una longitud de onda de unos 736,5 nm, observándose un desplazamiento de la longitud de onda de 6,5 nm con respecto al valor de referencia de 730 nm obtenido con el buffer PBS. El buffer PBS es una solución que tan solo contiene agua y sales, no contiene ningún componente celular y, por tanto, es útil para marcar el valor de referencia, pudiendo obtener en el momento de la medida del tejido, una respuesta debida únicamente a la fracción biológica (células y medio extracelular) al eliminar la interferencia del componente acuoso y del propio instrumento. En el caso del tejido tumoral, la respuesta espectral es máxima a una longitud de onda de unos 734,8 nm, obteniendo un desplazamiento de la longitud de onda de 4,8 nm respecto al valor de referencia. En el caso del tejido peritumoral, la respuesta espectral es máxima a una longitud de onda de unos 730,8 nm, con un desplazamiento de tan solo 0,8 nm respecto al valor de referencia.
Para facilitar la interpretación de resultados por parte del neurocirujano en tiempo real, es posible establecer una horquilla de valores para las regiones de interés (por ejemplo, de necrosis, de tumor y de región peritumoral) e identificar los componentes del tejido que dan lugar a estas diferencias en el índice de refracción. En este texto, el término “comprende” y sus derivaciones (tal como “comprendiendo”, etc.) no deben entenderse en un sentido excluyente, es decir, estos términos no deben ser interpretados como que excluyen la posibilidad de que lo que se describe y se define pueda incluir elementos, etapas adicionales, etc.
En el contexto de la presente invención, el término “aproximadamente” y términos de su familia (como “aproximado”, etc.) deben interpretarse como indicando valores muy cercanos a aquellos que acompañan a dicho término. Es decir, una desviación dentro de límites razonables con respecto a un valor exacto deberían aceptarse, porque un experto en la materia entenderá que tal desviación con respecto a los valores indicados puede ser inevitable debido a imprecisiones de medida, etc. Lo mismo aplica a los términos “unos”, “alrededor de” y “sustancialmente”.
La invención no se limita obviamente a la(s) realización(es) específica(s) descrita(s), sino que abarca también cualquier variación que pueda ser considerada por cualquier experto en la materia (por ejemplo, con relación a la elección de materiales, dimensiones, componentes, configuración, etc.), dentro del alcance general de la invención como se define en las reivindicaciones.

Claims

REIVINDICACIONES
1.- Un dispositivo quirúrgico para la identificación de regiones tumorales durante una intervención quirúrgica, caracterizado por que comprende: un cuerpo (12) alargado y configurado para, durante su uso, poner en contacto el extremo distal del cuerpo (12) alargado en contacto con un tejido humano o animal a analizar, un chip (11) situado en dicho extremo distal del cuerpo (12) alargado, comprendiendo el chip (11) una superficie metálica nanoestructurada (111), una primera fibra óptica (14) situada en el interior de cuerpo (12) alargado y configurada para hacer llegar un haz de luz incidente para iluminar el chip (11), una segunda fibra óptica (16) situada en el interior de cuerpo (12) alargado y configurada para extraer un haz de luz reflejado por el chip (11), en el que, en uso del dispositivo quirúrgico, cuando el chip (11) situado en dicho extremo distal del cuerpo (12) alargado está en contacto con un tejido humano o animal a analizar, al hacer incidir dicho haz de luz sobre la superficie metálica nanoestructurada (111) del chip (11), el haz de luz reflejado por el chip (11) proporciona una respuesta espectral que depende del índice de refracción del tejido analizado, donde dicho índice de refracción a su vez depende de si el tejido es un tejido necrosado, tumoral o peritumoral.
2.- El dispositivo de la reivindicación 1, que comprende una pieza (121) dispuesta en el extremo distal del cuerpo (12) alargado y configurada para acoplar el chip (11) a la primera y segunda fibras ópticas (14, 16), para lo cual la pieza (121) tiene un agujero pasante (135) para recibir los extremos de las fibras ópticas (14, 16).
3.- El dispositivo de cualquiera de las reivindicaciones 1-2, que comprende una lente focalizadora y colectora (125) situada entre el chip (11) y el extremo de las fibras ópticas (14, 16), configurada para que la luz emitida por la primera fibra óptica (14) sea focalizada por la lente (125) y la luz recibida por la segunda fibra óptica (16) sea recogida por la lente (125).
4 El dispositivo de la reivindicación 3, que comprende: una pieza (127) de terminación de fibras ópticas situada en el extremo distal del cuerpo (12), para acoplar las fibras de entrada y salida (14, 16); y un soporte (126) para la lente focalizadora y colectora (125); estando el soporte (126) configurado para acoplarse al agujero pasante (135) de la pieza (121) y la pieza (127) de terminación de fibras ópticas configurada para acoplarse al soporte (126).
5.- El dispositivo de cualquiera de las reivindicaciones 1-4, en el que la superficie metálica nanoestructurada (111) del chip (11) es de oro.
6.- El dispositivo de cualquiera de las reivindicaciones 1-5, en el que el chip (11) tiene una superficie sensora mínima de 2 pm x 2 pm.
7.- El dispositivo de cualquiera de las reivindicaciones 1-6, en el que el chip (11) tiene una superficie sensora máxima de 10 mm x 10 mm.
8.- El dispositivo de cualquiera de las reivindicaciones 1-7, en el que el espesor de la superficie metálica nanoestructurada (111) del chip (11) es de entre 10 y 150 nm.
9.- El dispositivo de cualquiera de las reivindicaciones 1-8, en el que la superficie metálica nanoestructurada (111) del chip (11) está nanoestructurada periódicamente en sus dos dimensiones, siendo el periodo de la matriz nanoestructurada de entre 300 y 700 nm.
10.- El dispositivo de cualquiera de las reivindicaciones 1-9, en el que la superficie metálica nanoestructurada (111) del chip (11) comprende nanoestructuras cuyo diámetro es de entre
100 y 300 nm.
11.- El dispositivo de cualquiera de las reivindicaciones 1-10, que comprende además una fuente de luz (13) configurada para proporcionar un haz de luz a la primera fibra óptica (14) para iluminar el chip (11).
12.- El dispositivo de la reivindicación 11, en el que la fuente de luz (13) opera en el espectro de luz visible y en el infrarrojo cercano.
13.- El dispositivo de cualquiera de las reivindicaciones 1-12, que comprende además un espectrógrafo (15) conectado al extremo de la segunda fibra óptica (16) para recibir el haz de luz reflejado por el chip (11) y transportado por la segunda fibra óptica (16), estando el espectrógrafo (15) configurado para extraer la respuesta espectral de la luz reflejada por el chip (11).
14.- El dispositivo de la reivindicación 13, que comprende además medios de control (17) que comprenden un procesador y una interfaz conectada al espectrógrafo (15), configurados para, a partir del resultado espectral obtenido, proporcionar una sugerencia sobre la pertinencia o no de la extirpación del tejido analizado.
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