WO2021260245A1 - Dispositivo óptico para identificación de regiones tumorales - Google Patents

Dispositivo óptico para identificación de regiones tumorales Download PDF

Info

Publication number
WO2021260245A1
WO2021260245A1 PCT/ES2021/070451 ES2021070451W WO2021260245A1 WO 2021260245 A1 WO2021260245 A1 WO 2021260245A1 ES 2021070451 W ES2021070451 W ES 2021070451W WO 2021260245 A1 WO2021260245 A1 WO 2021260245A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
chip
tissue
light
tumor
chips
Prior art date
Application number
PCT/ES2021/070451
Other languages
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.
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Fundación Instituto De Investigación Marqués De Valdecilla, Servicio Cántabro De Salud, Universidad De Cantabria, Fotoglass, S.L. filed Critical Fundación Instituto De Investigación Marqués De Valdecilla
Publication of WO2021260245A1 publication Critical patent/WO2021260245A1/es

Links

Classifications

    • 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.
  • 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” refers to a time comprised within a range that varies between a minimum value V min and a higher value of several tens of seconds, such as a range that varies between 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 a higher 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: a plurality of chips, where each chip has a nanostructured metal surface; means for receiving a sample of human or animal tissue to be analyzed and for depositing said sample on a chip of said plurality of chips when said chip is located in an illumination zone; a light source configured to provide a beam of light to illuminate the chip located in the illumination zone and on which the sample has been deposited; and a spectrograph to receive a beam of light reflected by said chip, the spectrograph being configured to extract the spectral response of the light reflected by the chip, where said spectral response depends on the refractive index of the analyzed tissue sample, which in turn time depends on whether the tissue is necrotic, tumor or peritumoral tissue.
  • the chip comprises a first optical fiber connected to the light source and configured to deliver the light beam to the chip, and a second fiber Optics configured to collect the beam of light reflected by the chip and make it reach the spectrograph.
  • 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 for coupling the input and output fibers; and a support for the focusing and collecting lens; the support being configured to engage the optical fiber termination piece.
  • the device comprises a tube to protect and support at least a portion of the input and output fibers.
  • the device comprises a conveyor for advancing a chip of said plurality of chips towards the illumination zone, where the conveyor comprises a fixed part and a moving part configured to slide along the fixed part, where said moving part comprises a plurality of slits configured to couple on each one of them a chip of the plurality of chips.
  • the piece comprises a through hole at the level of the illumination area
  • each groove of the plurality of grooves of the movable piece comprises a through hole so that, when the chip coupled to a groove is positioned In the illumination area, the through hole of the fixed part and the through hole of the slit are aligned, allowing the chip to be illuminated through the through hole and the light reflected by the chip to be extracted through the through hole to be led to the spectrograph.
  • the nanostructured metal surface of each chip is gold.
  • each chip has a minimum sensing area of 2 pm x 2 pm.
  • each chip has a maximum sensing area of 10mm x 10mm.
  • the thickness of the nanostructured metal surface of each chip is between 10 and 150 nm. In embodiments of the invention, the nanostructured metal surface of each 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 each chip comprises nanostructures whose diameter is between 100 and 300 nm.
  • the light source operates in the visible light spectrum and in the near infrared.
  • 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 device further comprises a used chip collection bin.
  • the means for receiving a human or animal tissue sample to be analyzed is a suction tube insertable into the device.
  • the device further comprises a surgical aspirator configured to aspirate said tissue sample to be analyzed and direct it toward the aspiration tube.
  • 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. Additional advantages and features of the invention will be apparent from the detailed description that follows and will be pointed out in particular from the appended claims.
  • 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.
  • a distribution of nanoholes such that it forms a square network is shown, but a distribution of nanoholes distributed in such a way that they follow a hexagonal network can also 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).
  • FIG. 2 schematically shows a possible device (100) for tumor determination (determination / identification of different tumor regions) in real time, during a surgical intervention.
  • the device of Figure 2 is coupled to means for delivering a tissue sample to be analyzed.
  • these means are a suction tube (19) insertable in / attachable to the device (100).
  • the tissue to be analyzed can be extracted with a surgical aspirator (200) configured to aspirate samples of tissue to be analyzed and direct them towards the aspiration tube (19).
  • the device (100) It is based on plasmonic technology and comprises a plurality of nanostructured metallic chips (11_i), also called metallic films.
  • the device is made up of a housing, box, or envelope, also called an analysis module.
  • the chips (11_i) can be arranged along a conveyor piece (18) configured to advance the chips so that the first of them (the most advanced chip (11) on the conveyor piece (18)) is located in a lighting area, which also coincides with the arrival area of the sample provided.
  • the nanostructured surface (111) of the chip (11) is then illuminated by a light source (13), preferably by an optical fiber (14) that carries light from the light source (13).
  • the light beam reflected by said nanostructured surface (111) of the chip (11) is transported, preferably by another optical fiber (16), towards a spectrograph, in which the spectral response of the received light is detected.
  • the spectral response depends on the refractive index of the analyzed tissue sample, which in turn depends on whether the tissue is necrotic, tumor, peritumoral, or healthy tissue.
  • the principle of operation corresponds substantially to the scheme of figure 3.
  • the plasmonic phenomenon on which the device (100) is based is Extraordinary Optical Transmission (in English Extraordinary Optical Transmissior ⁇ ).
  • a nanostructured metal chip acts as a biosensor, as explained later.
  • each chip (11) (any of the chips (11_i) of Figure 2) 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.
  • 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 (111) is on 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. For example, 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 is preferably between 300 and 700 nm, such as between 350 and 650 nm, or between 400 and 600 nm.
  • a period is chosen which is preferably less than the driving wavelength.
  • 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.
  • chips (11_i) of dimensions (width by length) of 1 cm x 1 cm with a sensor surface (114) of 500 pm x 500 pm have been used.
  • the detection limit of the device (100) 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. 4B shows a SEM image (Scanning Electronic Microscopy) of the nanoholes of 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.
  • the sensitivity is between 400 and 500 nm / RIU. That is, 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 (eg, geometry (dimensions and / or shape) of the nanostructure and periods in both directions).
  • the device (100) for tumor determination is explained in detail in reference to Figure 2 (diagram of the complete device) and Figure 3 (detail of how the chip (11) located in the illumination area of the device (100) can be illuminated ), how the reflected light can be collected and how a new chip can be advanced towards the illumination zone).
  • an aspirator such as an ultrasonic aspirator (200)
  • the aspiration mechanism eg, ultrasonic
  • this material falls into a waste container.
  • the aspirator (200) has been modified so that the excised tumor tissue does not it is discarded, but rather it is deposited by means of a suction tube (19) on a chip (11) to be illuminated.
  • the chip (11) to be illuminated is part of a plurality of chips (11_i) comprised in the device (100) for the discrimination of tumor or peritumoral tissue, based on plasmonic technology.
  • the sample can be illuminated and analyzed, as described below.
  • the device (100) receives a portion of tissue -for example brain-, normally aspirated by an ultrasonic aspirator (200) and that portion of tissue, or a part of it, is made to reach the surface of the chip ( 11) by means of for example a suction tube (19).
  • the aspirator (200) can be coupled to the device (100), for example through a hole made therein.
  • the aspiration tube (19), for example made of plastic, can be attached at its other end to the handpiece of the surgical aspirator (200). In this case, the aspiration tube (19) transports a tissue sample to be analyzed to the device or module (100), in which a sample measurement and analysis system is integrated.
  • the module (100) there are a series of chips (11), (11_i), such as those described in the upper left part of Figure 3 and exemplified in Figures 4A and 4B, arranged on a conveyor (18).
  • the carrier (18) is loaded with several chips (11_i), so that during surgery, as tissue is removed and aspirated, the surgeon can decide on the fly which portions of aspirated tissue he wishes to analyze. That is, you can repeat this analysis process as many times as there are chips (11_i) along the conveyor part (18), which is also rechargeable. Therefore, a new chip of the plurality of chips (11_i) is used, for each of the measurements that the neurosurgeon wants to perform.
  • the dimensions of the chip (11) used may depend on the dimensions and shape of the module (100). They may also depend on the needs that may arise from the surgical intervention and the type of surgery to be performed.
  • the conveyor (18) has a fixed part (181) and a moving part (182) designed to slide on the fixed part (181). Both the fixed part (181) and the moving part (182) can be made of different materials, such as plastics, metals, combinations thereof, or others.
  • the movable part (182) which slides along the fixed part (181), has a plurality of slits (121), preferably separated by a regular distance, arranged along the part (182).
  • the grooves (121) are intended to receive a chip, which is coupled or fitted to the groove (121). For this, preferably the dimensions of the grooves substantially coincide with the dimensions of the chips (11_i). Between each pair of consecutive slits (121), the piece Mobile (182) has a spacer piece (185).
  • each spacer piece (185) is arranged perpendicular to the surface of the movable piece (182) and, therefore, perpendicular to the slits (121) and the chips (11_i) fitted thereon. That is, the pieces (185) act as small partitions between chips.
  • Each slot (121) has, at the height of the network of nanoholes (114) traced on each chip (11_i), that is, on the surface of the slot (121) that coincides with the nanostructured surface of the chip (sensor zone of the same) when the chip has been fitted over its slot (121), a through hole (135) to receive / provide the light, that is, preferably to receive the ends of the optical fibers (14), (16) and that these can respectively illuminate the chip (11) and collect the light reflected by the chip.
  • the fixed part (181) also has a through hole (145) aligned with the through hole (135) of the corresponding slot of the moving part (182) (aligned when the slot of the moving part is located in the lighting zone).
  • a tissue sample for example aspirated by the aspirator (200) and delivered to the device (100) through the aspiration tube (19), is deposited by the aspiration tube (19) on the chip (11) that corresponds to the illumination area according to the advancement of the moving part (181).
  • the most advanced chip (11) reaches the illumination zone and receives the sample on its nanostructured zone (sensor zone). The light falls on the nanostructured surface of the chip (11) through the through holes (145), (135) of the fixed (181) and mobile (182) pieces, respectively, as explained later.
  • each through hole 145, 135 is proportional to the size of the sensing surface 114 of the chip 11.
  • the area of this hole can vary between in a range of between 0.5 and 120 mm 2 .
  • the chip (11) located in the illumination area is illuminated by a beam of light, preferably through an optical fiber (14) connected to an illumination source (13), which may be contained within the housing or module.
  • 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 that emitted by 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) through the through holes (145), (135), so that the illumination spot covers at least the nanostructured area (114) of the chip (11) in a substantially homogeneous way.
  • 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).
  • Optical fiber can be single or multimode. Multimode optical fiber is preferably used to take better advantage of the energy of the light source (13).
  • the optical fiber (14) keeps the chip (11) illuminated.
  • the fiber (14) has the adequate length to connect to the light source (13).
  • a tube (12) for example made of plastic or metal, is used to support, cover and protect the end of the fiber (14) that provides illumination to the chip (11) .
  • the tube (12) is shown transparent so that its interior can be seen. That is, one end of the optical fiber (14) starts from the light source (13) and the other end is covered or protected by the tube (12) in the vicinity of the chip (11).
  • the fiber portion (14) not protected by the support (12) can be protected with some type of covering, for example a flexible tube.
  • the signal reflected by the illuminated chip (11) is transmitted by another optical fiber (16) to a spectrograph (15).
  • the spectrograph (15) is connected to (or incorporates) a software in charge of the analysis of the spectra. This software can be embedded in a processor.
  • the fiber (16) receives 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.
  • one end of the optical fiber (16) is located inside the tube (12) that supports, covers and protects said end of the fiber (16) (end where the chip (11) is located) and the rest of the fiber (16) 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 control means (17)) to determine the type of tissue in question (tumor, peritumoral, etc.).
  • the light source (13) and the spectrograph (15) are part of the module (100), which may also comprise control means (17).
  • the control means (17) may include one or more processors, storage means of information (such as memory) and one or more input / output interfaces, such as displays, keyboards, etc.
  • the control means (17) may alternatively be separate from the device (100), and connected thereto via wired or wireless connection means.
  • the end of the input and output fibers (14, 16) that is adjacent to the illumination area of the chip is 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).
  • the bracket 126 has for example SMA905 mating terminations when the part 127 is a SMA905 termination.
  • the termination piece (127) (with the fibers coupled) and the support (126) (with the lens (125)) are coupled to each other, and in turn the assembly is coupled to the through holes (135, 145) (which are aligned) of the parts (182, 181) of the conveyor (18).
  • the assembly formed by termination (127) and support (126), with the corresponding fibers and lens, is therefore at the height of the network of nanoholes (114) of the chip (11), which can thus be illuminated and can be recovered the light reflected by the chip.
  • 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, 11_i) is based on plasmonic technology. That is, the specific spectral response of the chip depends on the electromagnetic field associated with its surface plasmons, which are oscillations.
  • Collective 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 a spectrograph - 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.
  • the conveyor piece (18) moves the already used chip towards the used chip collection compartment (138), and a new chip replaces the previous one, by advancing the movable chip (182), for the next measurement .
  • 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 that cells secrete and serve 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 zones 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 transmission spectral response 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 (100) 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 will obtain 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.
  • Concept tests have been carried out with chips with a sensor surface of 500 pm x 500 pm and the corresponding biological materials (tumor, peritumoral and necrosis area), using the light source of a microscope, an optical fiber to collect the signal, a spectrograph and a computer. with the software for the analysis of the spectra.
  • the chips have been placed on a suitable slide for the microscope and the fingerprint (biological material left by the tissue when it comes into contact with the chip, and which comprises extracellular matrix and cells) that has remained adhered after depositing the tumor tissue has been analyzed.
  • the fingerprint biological material left by the tissue when it comes into contact with the chip, and which comprises extracellular matrix and cells
  • 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 It contains water and salts, it does not contain any cellular component and, therefore, it is useful to mark the reference value, being able to obtain at the moment of tissue measurement, a response due only to the biological fraction (cells and extracellular medium) to the Eliminate interference from the aqueous component and from 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 invention is obviously not limited to the specific embodiment (s) described, but also encompasses any variation that may be considered by any person skilled in the art (for example, in relation to the choice of materials, dimensions, components, configuration, etc.), within the general scope of the invention as defined in the claims.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)

Abstract

La presente invención se refiere a un dispositivo óptico para identificación de regiones tumorales en distintos órganos, como por ejemplo el cerebro. El dispositivo (100) comprende una pluralidad de chips (11 _i), cada chip con una superficie metálica nanoestructurada, medios para recibir una muestra de tejido a analizar y para depositarla sobre uno de los chips (11) cuando esté situado en una zona de iluminación, una fuente de luz (13) configurada para proporcionar un haz de luz para iluminar el chip (11) sobre el que se ha depositado la muestra, un espectrógrafo (15) para recibir un haz de luz reflejado por dicho chip (11) configurado para extraer la respuesta espectral de la luz reflejada por el mismo. La respuesta espectral depende del índice de refracción de la muestra de tejido analizado, que a su vez depende de si el tejido es un tejido necrosado, tumoral o peritumoral.

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 quirúrgico para la identificación de regiones tumorales durante una intervención quirúrgica. El dispositivo comprende: una pluralidad de chips, donde cada chip tiene una superficie metálica nanoestructurada; medios para recibir una muestra de tejido humano o animal a analizar y para depositar dicha muestra sobre un chip de dicha pluralidad de chips cuando dicho chip está situado en una zona de iluminación; una fuente de luz configurada para proporcionar un haz de luz para iluminar el chip situado en la zona de iluminación y sobre el que se ha depositado la muestra; y un espectrógrafo para recibir un haz de luz reflejado por dicho chip, estando el espectrógrafo configurado para extraer la respuesta espectral de la luz reflejada por el chip, donde dicha respuesta espectral depende del índice de refracción de la muestra de tejido analizado, que a su vez depende de si el tejido es un tejido necrosado, tumoral o peritumoral.
En realizaciones de la invención, el chip comprende una primera fibra óptica conectada a la fuente de luz y configurada para hacer llegar el haz de luz hasta el chip, y una segunda fibra óptica configurada para recoger el haz de luz reflejado por el chip y hacerlo llegar al espectrógrafo.
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 para acoplar las fibras de entrada y salida; y un soporte para la lente focalizadora y colectora; estando el soporte configurado para acoplarse a la pieza de terminación de fibras ópticas.
En realizaciones de la invención, el dispositivo comprende un tubo para proteger y soportar al menos una porción de las fibras de entrada y salida.
En realizaciones de la invención, el dispositivo comprende un transportador para hacer avanzar un chip de dicha pluralidad de chips hacia la zona de iluminación, donde el transportador comprende una pieza fija y una pieza móvil configurada para deslizarse a lo largo de la pieza fija, donde dicha pieza móvil comprende una pluralidad de hendiduras configuradas para acoplar sobre cada una de ellas un chip de la pluralidad de chips.
En realizaciones de la invención, la pieza comprende un agujero pasante a la altura de la zona de iluminación, y cada hendidura de la pluralidad de hendiduras de la pieza móvil comprende un agujero pasante de forma que, cuando el chip acoplado a una hendidura queda situado en la zona de iluminación, el agujero pasante de la pieza fija y el agujero pasante de la hendidura quedan alineados, permitiendo que el chip sea iluminado a través del agujero pasante y que la luz reflejada por el chip se extraiga por el agujero pasante para ser conducida al espectrógrafo. En realizaciones de la invención, la superficie metálica nanoestructurada de cada chip es de oro.
En realizaciones de la invención, cada chip tiene una superficie sensora mínima de 2 pm x 2 pm.
En realizaciones de la invención, cada chip tiene una superficie sensora máxima de 10 mm x 10 mm.
En realizaciones de la invención, el espesor de la superficie metálica nanoestructurada de cada chip es de entre 10 y 150 nm. En realizaciones de la invención, la superficie metálica nanoestructurada de cada 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 de cada chip comprende nanoestructuras cuyo diámetro es de entre 100 y 300 nm.
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 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.
En realizaciones de la invención, el dispositivo comprende además un depósito de recogida de chips usados.
En realizaciones de la invención, los medios para recibir una muestra de tejido humano o animal a analizar son un tubo de aspiración insertable en el dispositivo. En realizaciones de la invención, el dispositivo comprende además un aspirador quirúrgico configurado para aspirar dicha muestra de tejido a analizar y dirigirla hacia el tubo de aspiración.
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 (100) para la determinación tumoral (determinación/identificación de diferentes regiones tumorales) en tiempo real, durante una intervención quirúrgica. El dispositivo de la figura 2 está acoplado a unos medios para hacer llegar una muestra de tejido a analizar. En la implementación ilustrada estos medios son un tubo de aspiración (19) insertable en /acoplable al dispositivo (100). El tejido a analizar puede extraerse con un aspirador quirúrgico (200) configurado para aspirar muestras de tejido a analizar y dirigirlas hacia el tubo de aspiración (19). El dispositivo (100) está basado en tecnología plasmónica y comprende una pluralidad de chips metálicos (11_i) nanoestructurados, también llamados películas metálicas. El dispositivo está formado por una carcasa, caja o envolvente, también llamada módulo de análisis. A través de un orificio practicado en la carcasa, se recibe, por ejemplo mediante el tubo de aspiración (19), en su interior una muestra de tejido humano o animal a analizar. Los chips (11_i) pueden disponerse a lo largo de una pieza transportadora (18) configurada para hacer avanzar los chips de forma que el primero de ellos (el chip (11) más adelantado en la pieza transportadora (18)) quede situado en una zona de iluminación, que coincide además con la zona de llegada de la muestra proporcionada. La superficie nanoestructurada (111) del chip (11) es entonces iluminada mediante una fuente de luz (13), preferentemente mediante una fibra óptica (14) que lleva luz procedente de la fuente de luz (13). El haz de luz reflejado por dicha superficie nanoestructurada (111) del chip (11) es transportado, preferentemente por otra fibra óptica (16), hacia un espectrógrafo, en el que se detecta la respuesta espectral de la luz recibida. La respuesta espectral depende del índice de refracción de la muestra de tejido analizado, que a su vez depende de si el tejido es un tejido necrosado, tumoral, peritumoral o sano. El principio de funcionamiento se corresponde sustancialmente con el esquema de la figura 3.
El fenómeno plasmónico en que se basa el dispositivo (100) 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 = 109 metros) desde dicha superficie, en dirección perpendicular a la misma. Por ello, para que el dispositivo (100) sea sensible a los cambios en la composición del secretoma y tejido, estos cambios tienen que tener lugar dentro de este rango de distancia. Un 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.
Como se ilustra en la parte superior izquierda de la figura 3, cada chip (11) (cualquiera de los chips (11_i) de la figura 2) 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 (111) 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 (10_6 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. 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 han utilizado chips (11_i) 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 (100) 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) de los chips (11_i) 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 (100) para la determinación tumoral se explica en detalle en referencia con la figura 2 (esquema del dispositivo completo) y figura 3 (detalle de cómo se puede iluminar el chip (11) situado en la zona de iluminación del dispositivo (100), cómo se puede recoger la luz reflejada por el mismo y cómo se puede hace avanzar un nuevo chip hacia la zona de iluminación).
Durante la cirugía para la eventual extirpación del tumor, por ejemplo GBM, el cirujano suele utilizar un aspirador, tal como un aspirador ultrasónico (200), para retirar el tejido tumoral. El mecanismo de aspiración (por ejemplo, ultrasónica) es convencional y queda fuera del alcance de la presente invención. De manera rutinaria, este material (tejido tumoral extirpado) cae a un recipiente de desechos. Sin embargo, en la implementación mostrada en la figura 2, el aspirador (200) ha sido modificado de forma que el tejido tumoral extirpado no se desecha, sino que se deposita mediante un tubo de aspiración (19) sobre un chip (11) que va a ser iluminado. El chip (11) que va a ser iluminado forma parte de una pluralidad de chips (11_i) comprendidos en el dispositivo (100) para la discriminación de tejido tumoral o peritumoral, basado en la tecnología plasmónica. Así, si el cirujano toma la decisión de analizar la naturaleza -tumoral o peritumoral- del tejido extirpado, la muestra puede ser iluminada y analizada, como se describe a continuación.
Es decir, el dispositivo (100) recibe una porción de tejido -por ejemplo cerebral-, normalmente aspirado por un aspirador ultrasónico (200) y esa porción de tejido, o una parte de la misma, se hace llegar hasta la superficie del chip (11) mediante por ejemplo un tubo de aspiración (19). El aspirador (200) puede acoplarse al dispositivo (100), por ejemplo a través de un orificio practicado en éste. El tubo de aspiración (19), por ejemplo de plástico, puede acoplarse por su otro extremo a la pieza de mano del aspirador quirúrgico (200). En este caso, el tubo de aspiración (19) transporta una muestra de tejido a analizar hacia el dispositivo o módulo (100), en el que se integra un sistema de medida y análisis de las muestras.
En el módulo (100) se encuentran una serie de chips (11), (11_i), como los descritos en la parte superior izquierda de la figura 3 y ejemplificados en las figuras 4A y 4B, dispuestos sobre un transportador (18). En uso del dispositivo, el transportador (18) lleva cargados varios chips (11_i), de forma que durante la cirugía, a medida que se extirpa y aspira tejido, el cirujano puede decidir sobre la marcha qué porciones de tejido aspirado desea analizar. Es decir, puede repetir este proceso de análisis tantas ocasiones como chips (11_i) hay a lo largo de la pieza transportadora (18), que además es recargable. Se usa, por tanto, un chip nuevo de la pluralidad de chips (11_i), por cada una de las medidas que el neurocirujano quiera realizar. Las dimensiones del chip (11) utilizado pueden depender de las dimensiones y forma del módulo (100). También pueden depender de las necesidades que puedan derivarse de la intervención quirúrgica y del tipo de cirugía a practicar.
Como se muestra en el detalle de la figura 3, el transportador (18) tiene una pieza fija (181) y una pieza móvil (182) diseñada para deslizarse sobre la pieza fija (181). Tanto la pieza fija (181) como la móvil (182) pueden fabricarse de distintos materiales, como plásticos, metales, combinaciones de los mismos, u otros. La pieza móvil (182), que se desliza a lo largo de la pieza fija (181), tiene una pluralidad de hendiduras (121), preferentemente separadas por una distancia regular, dispuestas a lo largo de la pieza (182). Las hendiduras (121) están destinadas a recibir un chip, que se acopla o ajusta a la hendidura (121). Para ello, preferentemente las dimensiones de las hendiduras coinciden sustancialmente con las dimensiones de los chips (11_i). Entre cada par de hendiduras (121) consecutivas, la pieza móvil (182) tiene una pieza separadora (185). Preferentente, cada pieza separadora (185) se dispone perpendicular a la superficie de la pieza móvil (182) y, por tanto, perpendicular a las hendiduras (121) y a los chips (11_i) ajustados sobre las mismas. Es decir, las piezas (185) actúan como pequeños tabiques separadores entre chips.
Cada hendidura (121) tiene, a la altura de la red de nanoagujeros (114) trazada en cada chip (11_i), es decir, en la superficie de la hendidura (121) que coincide con la superficie nanoestructurada del chip (zona sensora del mismo) cuando el chip se ha ajustado sobre su hendidura (121), un agujero pasante (135) para recibir/proporcionar la luz, es decir, preferentemente 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. A su vez, la pieza fija (181) tiene también un agujero pasante (145) alineado con el agujero pasante (135) de la hendidura correspondiente de la parte móvil (182) (alineado cuando la hendidura de la parte móvil se sitúa en la zona de iluminación).
Durante el uso del dispositivo (100), una muestra de tejido, por ejemplo aspirada por el aspirador (200) y proporcionada al dispositivo (100) mediante el tubo de aspiración (19), es depositada por el tubo de aspiración (19) sobre el chip (11) que corresponda a la zona de iluminación de acuerdo con el avance de la pieza móvil (181). Al avanzar sobre la pieza móvil (182), en cuyas hendiduras (121) se han dispuesto los chips a usar, el chip (11) más adelantado llega a la zona de iluminación y recibe la muestra sobre su zona nanoestructurada (zona sensora). La luz incide sobre la superficie nanoestructurada del chip (11) a través de los agujeros pasantes (145), (135) de las piezas fija (181) y móvil (182), respectivamente, como se explica más adelante. En una posible realización, el tamaño de cada agujero pasante (145), (135) es proporcional al tamaño de la superficie sensora (114) del chip (11). A modo de ejemplo, y de forma no limitativa, el área de este agujero puede variar entre en un rango de entre 0,5 y 120 mm2.
El chip (11) situado en la zona de iluminación es iluminado por un haz de luz, preferentemente a través de una fibra óptica (14) conectada a una fuente de iluminación (13), que puede estar comprendida en el interior de la carcasa o módulo. 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 la emitida por 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. Como se esquematiza en la figura 3, la luz procedente de la fuente (13) se hace incidir sobre el chip (11) a través de los agujeros pasantes (145), (135), 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 (14) mantiene al chip (11) iluminado. La fibra (14) tiene la longitud adecuada para conectarse a la fuente de luz (13).
En una posible realización, esquematizada en la figura 3, un tubo (12), por ejemplo de plástico o metal, se utiliza para dar soporte, recubrir y proteger al extremo de la fibra (14) que proporciona la iluminación al chip (11). En la figura 3 el tubo (12) 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 el otro extremo se recubre o protege mediante el tubo (12) en las proximidades del chip (11). Opcionalmente, la porción de fibra (14) no protegida por el soporte (12) puede protegerse con algún tipo de cobertura, por ejemplo un tubo flexible.
A su vez, la señal reflejada por el chip (11) iluminado es transmitida por otra fibra óptica (16) hacia un espectrógrafo (15). El espectrógrafo (15) está conectado con (o incorpora) un software encargado del análisis de los espectros. Este software puede estar embebido en un procesador. Una vez realizada la medida (es decir, una vez llevada la luz reflejada al espectrógrafo a través de la fibra 16), el chip (11) con la muestra de tejido cae o se desplaza a un compartimento o depósito (138) donde se recogen los chips usados. El espectrógrafo
(15) recibe 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 interior del tubo (12) que da soporte, recubre y protege a dicho extremo de la fibra (16) (extremo en el que está situado el chip (11)) y el resto de fibra (16) 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 medios de control (17)) para determinar el tipo de tejido de que se trate (tumoral, peritumoral, etc.).
En la realización mostrada en la figura 2, la fuente de luz (13) y el espectrógrafo (15) forman parte del módulo (100), 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. Los medios de control (17) pueden estar alternativamente separados del dispositivo (100), y conectados al mismo a través de medios de conexión cableados o inalámbricos.
En la parte inferior de la figura 3 se muestra esquemáticamente un despiece del tubo (12) y de los elementos que se encuentran en su interior o acoplados o anexos al mismo. Preferentemente, el extremo de las fibras de entrada y salida (14, 16) que se encuentra junto a la zona de iluminación del chip se inserta o acopla 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. La pieza de terminación (127) (con las fibras acopladas) y el soporte (126) (con la lente (125)) se acoplan entre sí, y a su vez el conjunto se acopla a los agujeros pasantes (135, 145) (que están alineados) de las piezas (182, 181) del transportador (18). El conjunto formado por terminación (127) y soporte (126), con las fibras y lente correspondientes, queda por tanto a la altura de la red de nanoagujeros (114) del chip (11), que puede así ser iluminado y se puede recober la luz reflejada por el chip.
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 espectraldel 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, 11_i) está basada en tecnología plasmónica. Es decir, la respuesta espectral específica del chip 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 un espectrógrafo - 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.
Tras este proceso, la pieza transportadora (18) desplaza el chip ya usado hacia el compartimento (138) de recogida de chips usados, y un nuevo chip reemplaza al anterior, mediante el avance de la piza móvil (182), para la siguiente medida.
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 (100) 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 obtendrá 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. Se han realizado pruebas de concepto con chips con superficie sensora de 500 pm x 500pmy los materiales biológicos correspondientes (zona tumoral, peritumoral y necrosis), usándola 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 necrosisLas 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 (100) para la identificación de regiones tumorales durante una intervención quirúrgica, caracterizado por que comprende: una pluralidad de chips (11_i), donde cada chip tiene una superficie metálica nanoestructurada (111), medios para recibir una muestra de tejido humano o animal a analizar y para depositar dicha muestra sobre un chip (11) de dicha pluralidad de chips (11_i) cuando dicho chip (11) está situado en una zona de iluminación, una fuente de luz (13) configurada para proporcionar un haz de luz para iluminar el chip (11) situado en la zona de iluminación y sobre el que se ha depositado la muestra, un espectrógrafo (15) para recibir un haz de luz reflejado por dicho chip (11), estando el espectrógrafo (15) configurado para extraer la respuesta espectral de la luz reflejada por el chip (11), donde dicha respuesta espectral depende del índice de refracción de la muestra de tejido analizado, que a su vez depende de si el tejido es un tejido necrosado, tumoral o peritumoral.
2.- El dispositivo de la reivindicación 1, en el que el chip (11) comprende una primera fibra óptica (14) conectada a la fuente de luz (13) y configurada para hacer llegar el haz de luz hasta el chip (11), y una segunda fibra óptica (16) configurada para recoger el haz de luz reflejado por el chip (11) y hacerlo llegar al espectrógrafo (15).
3.- El dispositivo de la reivindicación 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 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 a la pieza (127) de terminación de fibras ópticas.
5.- El dispositivo de cualquiera de las reivindicaciones 2-4, que comprende un tubo (12) para proteger y soportar al menos una porción de las fibras de entrada y salida (14, 16).
6.- El dispositivo de cualquiera de las reivindicaciones 1-5, que comprende un transportador (18) para hacer avanzar un chip de dicha pluralidad de chips (11_i) hacia la zona de iluminación, donde el transportador (18) comprende una pieza fija (181) y una pieza móvil (182) configurada para deslizarse a lo largo de la pieza fija (181), donde dicha pieza móvil (182) comprende una pluralidad de hendiduras (121) configuradas para acoplar sobre cada una de ellas un chip de la pluralidad de chips (11_i).
7.- El dispositivo de la reivindicación 6, en el que la pieza fija (181) comprende un agujero pasante (145) a la altura de la zona de iluminación, y cada hendidura de la pluralidad de hendiduras (121) de la pieza móvil (182) comprende un agujero pasante (135) de forma que, cuando el chip (11) acoplado a una hendidura (121) queda situado en la zona de iluminación, el agujero pasante (145) de la pieza fija (181) y el agujero pasante de la hendidura (121) quedan alineados, permitiendo que el chip (11) sea iluminado a través del agujero pasante y que la luz reflejada por el chip se extraiga por el agujero pasante para ser conducida al espectrógrafo (15).
8.- El dispositivo de cualquiera de las reivindicaciones 1-7, en el que la superficie metálica nanoestructurada (111) de cada chip (11) es de oro.
9.- El dispositivo de cualquiera de las reivindicaciones 1-8, en el que cada chip (11_i) tiene una superficie sensora mínima de 2 pm x 2 pm.
10.- El dispositivo de cualquiera de las reivindicaciones 1-9, en el que cada chip (11_i) tiene una superficie sensora máxima de 10 mm x 10 mm. 11.- El dispositivo de cualquiera de las reivindicaciones 1-10, en el que el espesor de la superficie metálica nanoestructurada (111) de cada chip (11_i) es de entre 10 y 150 nm.
12.- El dispositivo de cualquiera de las reivindicaciones 1-11, en el que la superficie metálica nanoestructurada (111) de cada chip (11_i) está nanoestructurada periódicamente en sus dos dimensiones, siendo el periodo de la matriz nanoestructurada de entre 300 y 700 nm. 13.- El dispositivo de cualquiera de las reivindicaciones 1-12, en el que la superficie metálica nanoestructurada (111) de cada chip (11_i) comprende nanoestructuras cuyo diámetro es de entre 100 y 300 nm.
14.- El dispositivo de cualquiera de las reivindicaciones 1-13, en el que la fuente de luz (13) opera en el espectro de luz visible y en el infrarrojo cercano.
15.- El dispositivo de cualquiera de las reivindicaciones 1-14, 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. 16.- El dispositivo de cualquiera de las reivindicaciones 1-15, que comprende un depósito
(138) de recogida de chips usados.
17.- El dispositivo de cualquiera de las reivindicaciones 1-16, donde los medios para recibir una muestra de tejido humano o animal a analizar son un tubo de aspiración (19) insertable en el dispositivo (100). 18.- El dispositivo de la reivindicación 17, que comprende además un aspirador quirúrgico
(200) configurado para aspirar dicha muestra de tejido a analizar y dirigirla hacia el tubo de aspiración (19).
PCT/ES2021/070451 2020-06-26 2021-06-18 Dispositivo óptico para identificación de regiones tumorales WO2021260245A1 (es)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
ES202031384U ES1259241Y (es) 2020-06-26 2020-06-26 Dispositivo optico para identificacion de regiones tumorales
ESU202031384 2020-06-26

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2021260245A1 true WO2021260245A1 (es) 2021-12-30

Family

ID=74180386

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/ES2021/070451 WO2021260245A1 (es) 2020-06-26 2021-06-18 Dispositivo óptico para identificación de regiones tumorales

Country Status (2)

Country Link
ES (1) ES1259241Y (es)
WO (1) WO2021260245A1 (es)

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2010080611A2 (en) * 2008-12-19 2010-07-15 The Trustees Of Darthmouth College Apparatus and method for surgical instrument with integral automated tissue classifier
WO2011106057A2 (en) * 2009-12-04 2011-09-01 Trustees Of Boston University Nanostructure biosensors and systems and methods of use thereof
WO2016187588A1 (en) * 2015-05-21 2016-11-24 Lamdagen Corporation Plasmonic nanoparticles and lspr-based assays
EP3121587A1 (en) * 2014-03-21 2017-01-25 Universidad De Cantabria Device and method for detecting biomarkers
WO2019025437A1 (en) * 2017-07-31 2019-02-07 Universidad De Cantabria CARTRIDGE, DEVICE AND METHOD FOR DETECTING, CAPTURING, IDENTIFYING AND COUNTING CIRCULATING TUMOR CELLS

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2010080611A2 (en) * 2008-12-19 2010-07-15 The Trustees Of Darthmouth College Apparatus and method for surgical instrument with integral automated tissue classifier
WO2011106057A2 (en) * 2009-12-04 2011-09-01 Trustees Of Boston University Nanostructure biosensors and systems and methods of use thereof
EP3121587A1 (en) * 2014-03-21 2017-01-25 Universidad De Cantabria Device and method for detecting biomarkers
WO2016187588A1 (en) * 2015-05-21 2016-11-24 Lamdagen Corporation Plasmonic nanoparticles and lspr-based assays
WO2019025437A1 (en) * 2017-07-31 2019-02-07 Universidad De Cantabria CARTRIDGE, DEVICE AND METHOD FOR DETECTING, CAPTURING, IDENTIFYING AND COUNTING CIRCULATING TUMOR CELLS

Also Published As

Publication number Publication date
ES1259241Y (es) 2021-04-09
ES1259241U (es) 2021-01-20

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US20230363646A1 (en) System and method for large field of view, single cell analysis
ES2464718T3 (es) Método y sistema para caracterización y cartografía de lesiones tisulares
ES2432560T3 (es) Sensor óptico
CN101909509B (zh) 多路径、多放大率、非共焦荧光发射内窥镜装置和方法
JP7084592B2 (ja) コヒーレントラマンイメージング用生検装置
US20070173718A1 (en) Needle Biopsy Imaging System
JP2022044596A (ja) 皮膚の疾患の非侵襲的な検出
ES2209073T3 (es) Metodo y recipiente para generar imagenes de particulas fluorescentes.
Cho et al. Multiphoton microscopy: an introduction to gastroenterologists
ES2617229T3 (es) Método para proporcionar información de oncogénesis y dispositivo para proporcionar información de oncogénesis
CN106793948B (zh) 侧视肺部活检装置
CA2973128C (en) Optical probes for corridor surgery
ES2457755T3 (es) Un dispositivo de obtención de imágenes de diagnóstico para análisis de células raras circulantes
JP2022523642A (ja) 腫瘍の視覚化および除去のためのデバイス、システムおよび方法
WO2011130645A1 (en) Tumor margin detection method based on nuclear morphometry and tissue topology
Yin et al. Label-free in vivo pathology of human epithelia with a high-speed handheld dual-axis confocal microscope
Kakaletri et al. Development, implementation and application of confocal laser endomicroscopy in brain, head and neck surgery—a review
WO2021260245A1 (es) Dispositivo óptico para identificación de regiones tumorales
Nakao et al. Optical biopsy of early gastroesophageal cancer by catheter-based reflectance-type laser-scanning confocal microscopy
WO2021260244A1 (es) Dispositivo óptico para identificación de regiones tumorales
US20190261897A1 (en) Apparatus and method for assessment of cancer margin
US10371642B2 (en) Raman topography system and methods of imaging
CN110755738A (zh) 一种光学影像手术粒籽源植入的导航方法与系统
RU2584922C1 (ru) Многоканальный оптоволоконный нейроинтерфейс для мультимодальной микроскопии мозга животных
US11335454B2 (en) Biopsy device for digital pathology and artificial intelligent analytics

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 21828762

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 21828762

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1