ES2635539T3 - Sistema para evaluar ópticamente la proximidad con el nervio alveolar inferior in situ - Google Patents

Abstract

Un sistema de sonda de absorción espectral (300) que usa las propiedades de absorción espectral de la sangre arterial y la dinámica del flujo sanguíneo dependiente del tiempo, que es el cambio en el volumen sanguíneo en una arteria debido al pulso de un paciente, para evaluar la proximidad a la arteria (302), que comprende: una fuente luminosa (304) para generar luz de excitación (306) que tiene una longitud de onda adaptada para su absorción por cromóforos de la sangre; una fibra óptica de excitación (308) para llevar dicha luz de excitación cerca de la arteria; una fibra óptica de recogida (310) separada de la fibra óptica de excitación (308) para capturar la luz retrodispersada de dicha arteria; un detector de luz (312) conectado operativamente con dicha fibra óptica de recogida para generar una señal oscilante que varía con el tiempo de una forma periódica para representar el cambio del volumen sanguíneo en la arteria debido al ciclo cardiaco; y un procesador de señal (314) conectado operativamente con dicho detector de luz para determinar una distancia (320) a dicha arteria basándose en dicha luz retrodispersada y en la ley de Beer-Lambert de absorción de luz que usa una amplitud de dicha señal oscilante y un valor para coeficiente de atenuación del tejido circundante (μef).

Description

DESCRIPCION

Sistema para evaluar opticamente la proximidad con el nervio alveolar inferior in situ 5 REFERENCIAS A UNA SOLICITUD RELACIONADA

La presente solicitud reivindica la prioridad de la solicitud de patente provisional de EE.UU. n° serie 61/477.787 depositada el 21 de abril de 2011 y titulada "PROCEDIMIENTO Y SISTEMA PARA EVALUAR OPTICAMENTE LA PROXIMIDAD CON EL NERVIO ALVEOLAR INFERIOR IN SITU" y de la solicitud de patente de EE.UU. n° serie 10 13/329.557 depositada el 19 de diciembre de 2011 y titulada "PROCEDIMIENTO Y SISTEMA PARA EVALUAR OPTICAMENTE LA PROXIMIDAD CON EL NERVIO ALVEOLAR INFERIOR IN SITU", cuyas memorias descriptivas se incorporan como referencia en el presente documento.

CAMPO TECNICO

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La presente invencion se refiere a procedimientos y sistemas para evaluar la proximidad a una diana, mas especfficamente, para evaluar la proximidad a un nervio.

ANTECEDENTES DE LA TECNICA

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Los implantes dentales son un tratamiento ampliamente aceptado para el paciente parcial o totalmente edentulo. Los implantes dentales constituyen el procedimiento en mas rapido crecimiento hoy en dfa en odontologfa. En los EE.UU. forma una industria de 1.000 millones de dolares. Los implantes dentales ofrecen una alternativa adecuada a las dentaduras postizas adheridas a la mucosa y permiten una opcion mas natural para el paciente. Los implantes 25 tienen un alto fndice de exito cuando reciben cuidados apropiados y se siguen las instrucciones posquirurgicas. Los implantes dentales pueden estar en forma de sustitucion de un unico diente o pueden sustituir a un conjunto completo de dientes. El procedimiento basico del implante implica taladrar un conducto en el maxilar inferior donde se introduce quirurgicamente una rafz artificial. A continuacion se coloca una protesis dental en el armazon de la rafz artificial. En unos meses de recuperacion, el paciente debe tener una protesis funcional y totalmente integrada.

30

Los procedimientos de implante no estan exentos de complicaciones. El objeto de un procedimiento de implante es alcanzar un nivel acertado de osteointegracion. La osteointegracion se define como el anclaje directo de un implante mediante la formacion de tejido oseo alrededor del implante sin el crecimiento de tejido fibroso en la interfaz hueso- implante. Los implantes rodeados por tejido fibroso muestran movilidad cuando se aplica una carga. El implante 35 osteointegrado con exito no muestra movilidad cuando recibe carga. Otros factores importantes para el implante con exito dependen principalmente del tipo de maxilar inferior tratado, de la densidad del hueso y de la longitud del implante. La longitud del implante es la profundidad creada por el cirujano al taladrar un conducto en el maxilar inferior. Los implantes cortos tienen una longitud de menos de 10 mm y se observa que tienen indices de fallo mas elevados. De ahi que la necesidad de crear una longitud suficiente para una osteointegracion con exito de implantes 40 en el maxilar inferior es una prioridad.

Sin embargo, el taladrado de un conducto de implante grande en el maxilar inferior comporta el riesgo de romper un canal intraoseo que encierra el nervio alveolar inferior (IAN). La perturbacion del IAN puede conducir a una perdida de sensacion en el area del maxilar inferior anterior, como parestesia o entumecimiento en el labio inferior, debido a 45 la perturbacion del nervio mentoniano, que es la rama terminal del IAN y es el haz nervioso que inerva esta zona. La perdida de sensacion para el paciente es sin duda no deseable.

La incidencia comunicada en la bibliografia de lesiones en el nervio por la colocacion de un implante es enormemente variable y varia dependiendo del estudio desde el 0% hasta el 44% (Misch and Resnik Implant 50 Dentistry 2010; 19:378-386). Una encuesta del Misch International Institute indico que el 73% de los odontologos habian encontrado en el ejercicio de su profesion casos de deterioro neurosensitivo. Para ayudar a prevenir lesiones en el nervio, los pacientes pueden someterse a estudios de TC que son caros y ademas implican recibir radiaciones. El error estandar para un estudio de TC se situa todavia en el intervalo de 1,7 mm. Este error de medida puede provocar un dano en el nervio.

55

Asi pues, existe la necesidad de desarrollar un taladro quirurgico que sea capaz de detectar la proximidad y/o la posicion del IAN en el maxilar inferior, preferentemente durante los procedimientos de implante. El dispositivo sensor deberia permitir que el taladro se acercara mucho, pero no deteriorara ni danara el IAN dentro de un limite de error aceptable del canal intraoseo. Por ello, lo mas deseable seria un sistema que terminara automaticamente la accion 60 del taladro cuando estuviera en el intervalo cercado del IAN.

El documento US-2006/0.285.635-A1 se refiere una tomograffa de coherencia optica espectroscopica mejorada con contraste.

5 El documento US-6.419.484-B1 se refiere a un taladro dental guiado por tomograffa de coherencia optica.

RESUMEN

De acuerdo con la presente invencion, se proporciona un sistema de sonda de absorcion espectral de acuerdo con 10 la reivindicacion 1. En las reivindicaciones dependientes se detallan realizaciones preferidas.

BREVE DESCRIPCION DE LOS DIBUJOS

Una vez descrita en terminos generales la naturaleza de la invencion, a continuacion se hara referencia a los dibujos 15 adjuntos, que muestran a modo de ilustracion una realizacion preferida de la misma y en los que:

la FIG. 1 es una seccion sagital de un maxilar inferior que muestra el nervio alveolar inferior (IAN) colocado directamente debajo de los molares;

20 la FIG. 2 es una seccion sagital del nervio alveolar inferior (IAN) colocada en la parte inferior del maxilar inferior;

la FIG. 3 (tecnica anterior) es un diagrama de una configuracion de tomograffa de coherencia optica de dominio temporal estandar de la tecnica anterior;

25 la FIG. 4A (tecnica anterior) es un diagrama de un sistema OCT de dominio de Fourier con codificacion espacial (SEFD-OCT);

la FIG. 4B (tecnica anterior) es un diagrama de un sistema OCT basado en fuente de barrido de frecuencia, o sistema OCT de dominio de Fourier con codificacion temporal (TEFD-OCT);

30

la FIG. 5 es un esquema de un sistema de sonda de interferometrfa de coherencia baja para evaluar la proximidad a una capa de tejido, de acuerdo con una realizacion.

la FIG. 6 es un esquema conceptual de un sensor de IAN integrado en el taladro basado en la tecnica de absorcion 35 espectral en el infrarrojo cercano, de acuerdo con una realizacion;

la FIG. 7 es un esquema de un sistema de sonda de absorcion espectral para evaluar la proximidad a una arteria, de acuerdo con una realizacion.

40 la FIG. 8 es un grafico que ilustra el impacto de propagacion en un medio turbido tal como tejido biologico en un haz de luz con modulacion de intensidad;

la FIG. 9 es un esquema de una configuracion de deteccion heterodina para un sensor de IAN, de acuerdo con una realizacion;

45

la FIG. 10A es un esquema de una realizacion de una pieza de mano autonoma con sensor de proximidad de IAN, de acuerdo con una configuracion de absorcion espectral;

la FIG. 10B es un esquema de otra realizacion de una pieza de mano autonoma con sensor de proximidad de IAN, 50 de acuerdo con una configuracion monofibra basada en OCT;

la FIG. 11 es un esquema que muestra una configuracion de sensor de IAN de absorcion espectral disjunta, de acuerdo con una realizacion;

55 la FIG. 12 es un diagrama de un diseno de pieza de mano de sensor de IAN basado en fibra optica con doble revestimiento, de acuerdo con una realizacion;

la FIG. 13 es un diagrama de un aparato de sensor de IAN basado en absorcion espectral donde se usa un pulsioxfmetro, de acuerdo con una realizacion;

la FIG. 14 es un esquema de otro sensor de IAN que usa un principio de exploracion conica, de acuerdo con otra realizacion;

la FIG. 15A es un diagrama de un sensor de IAN integrado en el taladro que usa una junta rotatoria de fibra optica, 5 de acuerdo con una realizacion;

la FIG. 15B es un diagrama de un sensor de IAN integrado en el taladro que usa un acoplamiento optico sin contacto, de acuerdo con otra realizacion;

10 la FIG. 16 es un diagrama de un modelo unidimensional de un hueso trabecular, de acuerdo con una realizacion.

la FIG. 17 es un diagrama de flujo de un procedimiento de sonda para evaluar la proximidad a una capa de tejido, de acuerdo con una realizacion.

15 la FIG. 18 es un diagrama de flujo de un procedimiento de sonda para evaluar la proximidad a una arteria, de acuerdo con una realizacion.

Se observara que en todos los dibujos adjuntos, las caracterfsticas iguales se identifican por los mismos numeros de referencia.

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DESCRIPCION DETALLADA Antecedentes de anatomfa

25 En referencia a las FIG. 1 y 2 que muestran secciones sagitales de un maxilar inferior 10, el nervio alveolar inferior 12 (IAN) es una rama del nervio mandibular, que parte del sistema del nervio trigemino. El IAN 12 entra en un canal intraoseo a traves del orificio mandibular en la parte posterior del maxilar inferior. El nervio prosigue su trayectoria en el maxilar inferior 10 y despues sale a traves del orificio mentoniano. Durante toda la longitud del canal oseo, el IAN 12 se asocia estrechamente con la arteria alveolar inferior y las dos estructuras estan cubiertas con una vaina 30 resistente de tejido conjuntivo. El diametro del conjunto del haz varfa segun los pacientes pero en promedio es de 2,53 ± 0,29 mm [CD. Morris y col., J. Oral Maxillo. Surg., 68:2833-2836, 2010],

El canal intraoseo es un conducto hueco y en la mayorfa de los casos tiene bordes con paredes definidas que pueden ser consistentes en toda la longitud del canal. Se sabe que el diametro de este canal es de 2,0 a 2,6 mm. 35 Las paredes del canal pueden estar compuestas por hueso cortical, o con menor frecuencia, pueden ser continuas y uniformes con el hueso trabecular circundante. Muchos pacientes tienen canales que se convierten bruscamente en uniformes y continuos con hueso esponjoso circundante en proximidad al orificio mentoniano. Aunque el canal intraoseo esta presente en muchos pacientes, no es un rasgo universal de los maxilares inferiores de todas las personas. Los estudios de diseccion muestran que las paredes corticales y los distintos canales oseos en los 40 maxilares inferiores no siempre estan presentes. Algunas muestras de IAN revelaron desplazamientos de los espacios medulares trabeculares sin ningun canal definido presente.

La posicion del IAN 12 en el maxilar inferior 10 es enormemente variable. En un estudio de diseccion, la posicion del IAN variaba de lugar desde la porcion subdental por debajo de las rafces de los molares (vease FIG. 1), a una 45 posicion inferior cerca de la cresta inferior del maxilar inferior 10 (vease FIG. 2). Una caracterfstica que no era frecuente, pero que se observo, fue la division del haz del IAN en ramas difusas sin un canal intraoseo definido.

Procedimientos actuales de localizacion del IAN

50 Los procedimientos de imagen generales usados actualmente por los cirujanos para valorar la posicion del IAN son radiograffa panoramica, tomograffa computarizada (TC) y microrradiograffa (MR). Como en algunos pacientes puede no existir un canal oseo y un haz del IAN conjuntamente, los estudios de imagen preoperatorios son imperativos. Normalmente las radiograffas se toman de forma panoramica, comprendiendo todo el maxilar inferior. Se obtiene asf una vista global del maxilar inferior e imagenes de los posibles lugares de colocacion del implante. Las limitaciones 55 de esta tecnica residen en que no aporta informacion sobre el espesor del maxilar inferior y adolece de un factor de distorsion del 25%, aproximadamente. Un enfoque mas moderno en la obtencion de imagenes del maxilar inferior es el estudio de TC. Este procedimiento puede generar imagenes superpuestas a traves de programas de software informatico. Sin embargo, con fines de cirugfa dental, solo se obtienen imagenes de TC del hueso y de las estructuras calcificadas; no del IAN ni los tejidos no oseos asociados. Asf el estudio de TC es limitado para pacientes 60 sin paredes definidas de los canales; localizar el IAN en una unica seccion transversal es diffcil. Deben tomarse y

usarse imageries reformateadas de imageries paralelas y perpendiculares adyacentes para evaluar la posicion relativa exacta del IAN en el maxilar inferior. Las imagenes radiograficas detalladas, o de microrradiograffa (MR), pueden proporcionar un contraste notable entre los tejidos oseos y no oseos. Cuando se usa MR, el canal es visible en reformaciones en seccion transversal exclusivas del tejido oseo circundante. El inconveniente del uso de 5 imagenes de MR es que las distorsiones espaciales en las imagenes MR pueden no aportar una resolucion adecuada para distancias pequenas. Esto sucede tambien en TC y en exploraciones panoramicas, aunque la resolucion para estas dos tecnicas ha demostrado ser similar. Las actuales tecnologfas basadas en TC son posibilidades de estudios de imagen en expansion que integran nuevos programas de software y procedimientos de imagen en 3-D.

10

El inconveniente de todos estos procedimientos de imagen, con la excepcion de los nuevos procedimientos de exploracion en TC 3-D, es que no estan en tiempo real y deben realizarse de forma preoperatoria antes de la intervencion quirurgica. Estos procedimientos tienen tambien una resolucion limitada (normalmente ±1,3 mm) y pueden no ser capaces de obtener imagenes adecuadas de disposiciones difusas del IAN para pacientes sin un haz 15 del IAN localizado. Este hecho anade mucha incertidumbre y deja en manos del cirujano la estimacion de las posiciones exactas del IAN durante la cirugfa. Asf, aun debe desarrollarse una tecnologfa que combine los procedimientos de taladrado y localizacion del IAN en un proceso simultaneo.

Mecanizado de hueso y tecnologfa actual de sensores de taladro

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En el proceso de los implantes dentales, el taladrado se usa para crear conductos en el maxilar inferior para la colocacion de rafces artificiales.

La operacion de taladrado realizada en el maxilar inferior debe atravesar una capa de hueso cortical y una masa de 25 hueso esponjoso. Con el avance del taladro, se genera calor en el extremo de la broca del taladro. Parte de este calor es absorbida por el hueso circundante, lo que eleva su temperatura. Una consecuencia del aumento de temperatura y generacion calor por el mecanizado del hueso es la osteonecrosis termica. Se produce una osteonecrosis termica irreversible cuando la temperatura del hueso alcanza y supera 47°C. Con una osteonecrosis irreversible, podrfa inhibirse la osteointegracion adecuada, reduciendo asf las posibilidades de un implante con exito. 30 Cuando se taladra un hueso sin irrigacion externa, las temperaturas del tejido pueden oscilar entre 31 y 56°C. En la mayorfa de los taladros quirurgicos se incluye un sistema de irrigacion para este fin. Se inyecta agua a traves de un orificio desde la punta de la broca del taladro en el lugar de taladrado inmediato. Asf se enfrfa el lugar de taladrado, y actua para prevenir la osteonecrosis termica. Para la contribucion de generacion de calor del taladro en sf, los parametros mas importantes son la velocidad del taladro, la velocidad de alimentacion y el diametro del taladro. De 35 este modo, la irrigacion, el ajuste y el control de estos parametros pueden ayudar a reducir la generacion de calor cuando se taladra el hueso.

En la actualidad, la tecnologfa de sensor de taladro no pretende diferenciar los medios situados en la interfaz taladro-hueso. La tecnologfa se centra mas en detectar y obtener imagenes del desgaste en las rebabas del taladro 40 y en la maquinaria. Existen sistemas de deteccion de taladro dirigidos a aplicaciones de mecanizacion del hueso. Un sistema mecatronico desarrollado por Bouazza-Marouf y Ong [Ong, F.R., Bouazza-Marouf, K.; 1999; The detection of drill bit break-through for the enhancement of safety in mechatronic assisted orthopaedic drilling; MECHATRONICS 9: 565-588] es capaz de discernir la irrupcion del taladro de las fluctuaciones inherentes en la estructura del hueso cuando se taladran huesos largos. Este sistema es capaz de detectar diferencias en la fuerza a 45 traves de un algoritmo logico electronico. El inconveniente en este caso es que se aplica una cierta fuerza constante y la velocidad de alimentacion de la broca del taladro en el medio oseo es constante. En la practica, el taladrado con fuerza y velocidad de alimentacion constantes no se usarfa debido a la variabilidad en los tejidos oseos del cuerpo y entre distintos pacientes. El sistema mecatronico tampoco era capaz de diferenciar el tejido no oseo latente. La aplicacion de este sistema con el fin de una colocacion de un implante largo en el maxilar inferior no serfa 50 conveniente, dado que la irrupcion en el hueso es el factor de detencion para este sistema.

Sensor de IAN de proximidad in situ de base optica

La practica quirurgica actual permite que un cirujano dental experimentado taladre el maxilar inferior hasta una 55 distancia de 2 mm desde el IAN, sin demasiado riesgo de danar el haz nervioso. De este modo, el intervalo operativo del sensor de proximidad deberfa estar en este lfmite de 2 mm, aunque serfa util una distancia mayor de operacion. Al mismo tiempo, la resolucion axial del sensor deberfa ser lo mas alta posible.

El primer enfoque se basa en Interferometrfa de coherencia baja (LCI). Puede construirse una sonda de LCI para 60 que funcione en modo A (es decir, solo exploracion puntual, no imagen). La LCI presenta resultados similares a la

ecolocalizacion por ultrasonidos y proporciona una medida de alta resolucion de la estructura de capas de tejido basada en la intensidad de la luz retrodispersada de esas capas. Al ser las medidas de naturaleza optica, la resolucion axial de esta tecnica es al menos diez veces mejor que con ultrasonidos, con el coste de una penetracion en profundidad muy inferior (normalmente resoluciones en -10 pm a profundidades maximas de ~1,5 mm, 5 dependiendo de las propiedades de absorcion y difusion opticas de los tejidos). La extension de imagen en particular de esta tecnica, es decir, la exploracion en modo B, se conoce en la tecnica como tomograffa de coherencia optica (OCT).

La FIG. 3 muestra una realizacion de un sistema de LCI u OCT de dominio temporal estandar 30 que usa una fuente 10 luminosa de baja coherencia 32 (normalmente un LED superluminiscente o laser pulsado) y una configuracion de interferometro 34 para realizar una exploracion longitudinal 36 y una exploracion lateral 38. Como se ilustra, se usa una configuracion optica 40 para implementar la exploracion lateral 38 mientras que se usa una configuracion optica 42 que comprende un espejo movil 44 para implementar la exploracion longitudinal 36. Puede usarse un procesador de senal 46 en conjuncion con un ordenador 48 con fines de procesamiento de la senal. Los disenos nuevos, como 15 los sistemas 50 y 52 mostrados en las FIG. 4A y 4B respectivamente, implican la deteccion en el dominio de Fourier o usando fuentes luminosas de barrido de frecuencia para la dispersion con el requisito de tiempo pulsatil tradicional de la emision de luz incidente. El sistema 50 comprende una fuente de coherencia baja (LCS) 54, un subconjunto de interferometro 56 provisto de un divisor de haz (BS) 58 y un espejo de referencia (REF) 60. El sistema 50 comprende tambien una red de difraccion (DG) 62 y una camara (CAM) 64 para detectar luz retrodispersada por la muestra 20 (SMP) 66. Un procesador de senal digital (DSP) 68 esta conectado operativamente con la camara 64 para proporcionar una imagen de OCT basada en la luz retrodispersada. El sistema 52 de la FIG. 4B usa una fuente de barrido (SS) 72 en lugar de la fuente de coherencia baja 54 de la FIG. 4A y un fotodetector (PD) 70.

Puede disenarse una sonda de LCI de fibra en modo A en una forma compacta y suficientemente pequena para que 25 encaje en la broca de un taladro dental, de acuerdo con una realizacion. Las interfaces de los tejidos apareceran como un aumento en la intensidad de la senal retrodispersada. Analogamente, en una realizacion alternativa, puede generarse una imagen 2D en modo B construyendo una sonda de LCI / OCT con un escaner de barrido frontal integrado proximal o distal, como resultara evidente para el experto en la materia. En el caso del IAN, se generara una senal de interfaz en la pared del canal o en el haz nervioso en si y sera visible en tiempo real para el cirujano 30 dental siempre que la interfaz este en el intervalo de profundidad de penetracion del instrumento.

La FIG. 5 ilustra un sistema de sonda de interferometrfa de coherencia baja 100 para evaluar la proximidad a una capa de tejido 102, de acuerdo con la tecnica detallada anterior y de acuerdo con una realizacion. El sistema de sonda 100 comprende una fuente luminosa de baja coherencia 104 para generar luz de excitacion de coherencia 35 baja 106, una fibra optica de excitacion 108 para llevar la luz de excitacion de coherencia baja 106 cerca de la capa de tejido 102 y una fibra optica de recogida 110 para capturar la luz retrodispersada desde la capa de tejido 102. El sistema de sonda 100 comprende tambien un subsistema de interferometrfa de coherencia baja 112 conectado operativamente con la fibra optica de excitacion 108 y la fibra optica de recogida 110 y que tiene un divisor de haz 114 y un espejo de referencia 116. Se usa un procesador de senal digital 118 conectado operativamente con el 40 subsistema de interferometrfa de coherencia baja 112 para evaluar la distancia 120 a la capa de tejido 102 basandose en la luz retrodispersada recibida por la fibra optica de recogida 110.

La FIG. 17 ilustra un procedimiento de sonda de interferometrfa de coherencia baja para evaluar la proximidad a una capa de tejido, de acuerdo con una realizacion. De acuerdo con la etapa de procesamiento 1710, se genera una luz 45 de excitacion de coherencia baja. De acuerdo con la etapa de procesamiento 1720, la luz de excitacion de coherencia baja se lleva cerca de la capa de tejido. De acuerdo con la etapa 1730, se captura la luz retrodispersada de la capa de tejido. De acuerdo con la etapa de procesamiento 1740, se realiza interferometrfa entre la luz de excitacion de coherencia baja y la luz retrodispersada para proporcionar una senal de interferencia. De acuerdo con la etapa de procesamiento 1750, la senal de interferencia es procesada para evaluar la distancia a la capa de tejido. 50

Se realizaron experimentos con un sistema de sonda 100 en un corte de hueso maxilar extrafdo post-mortem de manera que la superficie del punto de entrada de LCI forma una cuna con la posicion aproximada del canal, proporcionando asf una mayor profundidad de la interfaz del IAN con la posicion del punto de entrada. Este enfoque permite evaluar la penetracion en profundidad de la tecnica. Los resultados indican un intervalo de sondaje de 55 aproximadamente 1 mm en las condiciones de prueba (muestra ex vivo, longitud de onda de 1,32 pm). Un aumento en la longitud de onda deberfa mejorar el intervalo de deteccion ya que la dispersion del tejido disminuye de forma monotona con la longitud de onda. Sin embargo, debe realizarse tambien un ajuste fino de la longitud de onda de manera que se ajuste entre las lfneas de absorcion del tejido que son numerosas en estos intervalos debido al contenido de agua del tejido. Los disenos apropiados para realizar sistemas de LCI / OCT parecen favorecer el uso 60 de fuentes laser de barrido de frecuencia para los dispositivos del estado de la tecnica. La disponibilidad de dichas

fuentes luminosas a 1,55 pm es cada vez mayor y esta en curso el desarrollo para 1,8 pm. El experto en la materia apreciara no obstante que pueden considerarse otras configuraciones.

Un segundo enfoque optico consiste en usar las propiedades de absorcion espectral de la sangre arterial y la 5 dinamica del flujo sangufneo (cambio en el volumen sangufneo debido al pulso del paciente) para medir la distancia a esta arteria basandose en la ley de Beer-Lambert de absorcion de luz:

imagen1

10 donde I e Io son las intensidades de la luz detectada e incidente, respectivamente, d es la distancia de propagacion total de la luz en los tejidos (el sensor medira la distancia s = d/2) y fieff es el coeficiente de atenuacion del medio en el que tiene lugar la propagacion de la luz. En el caso de los tejidos, la atenuacion es una combinacion de absorcion y dispersion de los fotones en la longitud de onda de iluminacion y depende del tipo de tejido.

15 Un primer modelo de aproximacion puede proporcionar una evaluacion del orden de magnitud de la senal de retorno. El dispositivo de sondaje actuarfa desde el hueso trabecular para identificar la arteria desde el haz neurovascular del IAN. El hueso trabecular es una estructura compleja compuesta por hueso cortical y medula osea dispuestos en "celulas", similares a una colmena. Opticamente, esta estructura puede representarse en un modelo unidimensional 200 donde se apilan tres capas 202, 204, 206 verticalmente, cada una de las cuales representa hueso cortical, 20 medula osea y sangre arterial, como se ilustra en la FIG. 16. En este modelo, el grosor de la capa de sangre varfa con el tiempo de forma periodica para representar el cambio en el volumen sangufneo en las arterias debido al ciclo cardiaco. El grosor de las capas de hueso y medula depende de la porosidad de la estructura trabecular.

25

Usando esta representacion, las ecuaciones que rigen la propagacion optica, basado en la ley de Beer-Lambert, son:

J — J p IMmedula ^ medula +Mcorticalconical +PIIbO2 0 )chlb02 )]

1 — Jq C

(2).

donde px y dx (x = medula, cortical, HbO2) son el coeficiente de atenuacion y el grosor de la capa de cada uno de los tres tipos de tejido afectado. Los grosores de la medula y la capa cortical estan relacionados con la porosidad de 30 la estructura trabecular 0 < p < 1 de manera que:

dmedula = p X dtotal

dcortical = (1-p) X dtotal (3)

35

donde dtotal = dmedula + dcortical es el grosor total del hueso trabecular entre la entrada de luz y la capa arterial. Debido al flujo sangufneo y sus propiedades, los terminos de HbO2 dependen del tiempo. De hecho, el parametro de distancia dHbO2 cambiara debido a la variacion del volumen que tiene lugar con flujo sangufneo pulsatil. En el modelo propuesto 200, se representa por una variacion armonica del grosor de la capa arterial:

40

^HWmCO = ^HbOl-base (4)

donde dHbO2-base es el grosor medio de la capa, 0 < Ad < 1 es el cambio de grosor fraccionario maximo debido al flujo sangufneo pulsatil, t es el tiempo y f es la frecuencia de pulso de la sangre en Hz.

45

El coeficiente de atenuacion HbO2 deberfa considerarse tambien como un valor dependiente del tiempo que esta relacionado con los niveles de oxigenacion en sangre en el paciente, dependiendo asf de las proporciones de oxihemoglobina y desoxihemoglobina en la sangre arterial. Sin embargo, en la practica la variacion de la oxigenacion de la sangre tendra lugar generalmente en una escala de tiempo mucho mas larga que las variaciones debidas al 50 pulso del paciente. Las variaciones intensas y repentinas de la oxigenacion de la sangre son raras e indicativas de un serio trastorno de salud que resulta improbable encontrar en el funcionamiento normal del sensor de IAN. No obstante, la monitorizacion de la oxigenacion de la sangre con un pulsioxfmetro se considera una buena practica en el uso de dicho sensor, aunque solo como un punto de verificacion para el calibrado del sensor, como se detalla mas adelante. Para el modelo propuesto, se supuso sin embargo que el coeficiente de atenuacion era constante.

Combinando las Ec. (2)-(4), el modelo se construyo de forma que proporcionara un orden de magnitud para la intensidad de la senal optica con el tiempo esperado de acuerdo con dicho enfoque. La potencia optica de salida resultante se describe con:

5 I{t) = I0 exp [-{p (mm,dula

mcortical ) + ''cortical } dtotal 'HbO 2 dHbO 2 -base (l + Ad cos (2pft))] (]

El objeto del sensor basado en espectroscopia en el infrarrojo cercano (NIRS) es medir el grosor dtotal del tejido de hueso trabecular entre la punta de la sonda (o taladro) y el haz neurovascular que contiene el IAN. En una realizacion, puede usarse un amplificador sincronico para establecer la magnitud de la senal oscilante y sortear la 10 senal c.c. que esta afectada por el tejido trabecular estatico, como se detalla mas adelante. En una realizacion, un procedimiento tfpico consiste en utilizar el valor cuadratico medio de la senal c.a.:

IRMS = \j (I (t)) (6)

15 donde:

(I2(t)) = £'’t [ I (t )f dt (7)

Resolviendo la Ec. (6) de (5) y (7) y usando el desarrollo de Taylor para la funcion exponencial hasta el segundo 20 grado en la integral se obtiene que:

V2Io -^{1

2f

+ B2 A2

- Kdfofal + B .

RMS

B CHbO 2dHbO 2-base ;

K p (mmpdula ' cortical ) + ' cortical ;

(8)

y asi, 25

dtotal ~ <

(9)

Con este modelo, suponiendo una entrada de 10 mW de potencia optica en la longitud de onda apropiada, se 30 producirfa una senal de salida de aproximadamente 0,07 mW.

La FIG. 7 muestra un sistema de sonda de absorcion espectral 300 para evaluar la proximidad a una arteria 302, de acuerdo con la tecnica detallada anterior y de acuerdo con una realizacion. El sistema de sonda 300 comprende una fuente luminosa 304 para generar luz de excitacion 306 que tiene una longitud de onda adaptada para la absorcion por cromoforos de la sangre, una fibra optica de excitacion 308 para llevar la luz de excitacion 306 cerca de la arteria 302 y una fibra optica de recogida 310 para capturar la luz retrodispersada de la arteria 302. El sistema de sonda 300 comprende un detector de luz 312 conectado operativamente con la fibra optica de recogida 310 y un procesador de senal 314 conectado operativamente con el detector de luz 312 para determinar una distancia 320 a la arteria 302 basandose en la luz retrodispersada y en la ley de Beer-Lambert de absorcion de luz usando un valor para el coeficiente de atenuacion del tejido circundante (pef).

La FIG. 18 ilustra un procedimiento de sonda de absorcion espectral para evaluar la proximidad a una arteria, de acuerdo con una realizacion. De acuerdo con la etapa de procesamiento 1810, se genera una luz de excitacion que tiene una longitud de onda adaptada para la absorcion por cromoforos de la sangre. De acuerdo con la etapa de 45 procesamiento 1820, la luz de excitacion se lleva cerca de la arteria. De acuerdo con la etapa de procesamiento

35

40

'HbO 2 dl

HbO 2-base

- ln

■J2f

(I ^

1 RMS

V Io J

yj1 + ( Ad mHbO 2dHbO2-base )

P (m , 'cortical ) + 'cortical

1830, la luz retrodispersada es capturada desde la arteria. De acuerdo con la etapa de procesamiento 1840, la luz retrodispersada desde la arteria es procesada para determinar una distancia a la arteria basandose en la ley de Beer-Lambert de absorcion de luz usando un valor para el coeficiente de atenuacion del tejido circundante (pef).

5 Como anatomicamente la arteria forma parte del haz del IAN, su localizacion es casi equivalente a la localizacion del nervio. Este enfoque puede implementarse en un paquete similar como la sonda de fibra LCI / OCT que puede encajar en la broca de taladro dental. El pulso de sangre puede usarse para eliminar todas las senales de fondo mediante acoplamiento c.a. del detector o amplificacion sincronica. A continuacion puede usarse la amplitud de senal para evaluar la distancia desde la sonda al haz del IAN basandose en la ley de Beer-Lambert. Sin embargo, 10 normalmente se necesita un proceso de calibrado de uso in situ debido a la variabilidad de las propiedades opticas de los tejidos del paciente. Notablemente, el enfoque se basa en la absorcion de oxihemoglobina, que en si misma variara potencialmente de acuerdo con la saturacion del oxfgeno en sangre. De este modo, el enfoque podrfa beneficiarse del uso de la sonda en conjuncion con un pulsioxfmetro que monitorizarfa los niveles de saturacion de oxfgeno y asf, tendrfa en cuenta indirectamente las variaciones del coeficiente de atenuacion de la sangre. Una 15 variacion de este enfoque usa el mismo principio espectral que el pulsioxfmetro, usando dos longitudes de onda (normalmente, 660 nm para dirigirse a la desoxihemoglobina y 850 nm para dirigirse a la oxihemoglobina, pero en general comprendido entre 650 nm y 900 nm), tal como se muestra en la FIG. 6 que ilustra un sensor de IAN integrado en el taladro 600 basado en la tecnica de absorcion espectral en el infrarrojo cercano. Como se detalla en la presente memoria descriptiva, la distancia puede obtenerse aislando la variable distancia (d) en la Ec. 1, pero esto 20 requiere conocer el coeficiente de atenuacion (pef) de los tejidos circundantes a traves de una etapa de calibrado. Debe observarse que dicha tecnica estarfa limitada en la precision de la medida, ya que la salida de senal procede del sondaje de un gran volumen con fotones difundidos y asf se promedia intrfnsecamente sobre el volumen, lo que podrfa sesgar el valor de salida de la distancia. El uso de acoplamiento c.a. y un calibrado adecuado es fundamental en este enfoque, como se detalla mas adelante.

25

En una realizacion, el calibrado para la tecnica de absorcion espectral puede integrarse en la configuracion estandar si se usa un amplificador sincronico (no mostrado). En dicha realizacion, como se ilustra en la FIG. 8, una excitacion de luz con modulacion de intensidad de frecuencia de modulacion f (normalmente intervalo ~100 MHz) y profundidad de modulacion M1 que se propaga en los tejidos sufrira retardo de fase y reduccion de la profundidad de modulacion 30 en funcion de las propiedades de atenuacion del medio atravesado. La senal recuperada tiene la misma frecuencia que la incidente, pero debido a la absorcion y dispersion en el medio, sufre un desplazamiento de fase AO y una atenuacion de la profundidad de modulacion M2 con respecto a la senal incidente. El cambio en la fase AO y la profundidad de modulacion AM esta correlacionado con el coeficiente de atenuacion medio y puede usarse para extraer el parametro pef en la Ec. 1. Este procedimiento es conocido en la tecnica de la tomograffa de optica difusa. 35 Sin embargo, para alcanzar resultados precisos, la frecuencia de modulacion debe estar en el intervalo de aproximadamente 100 MHz a 500 MHz. Por desgracia, las limitaciones en la electronica actual de amplificadores sincronicos hacen mas asequibles los dispositivos convencionales para un funcionamiento hasta el intervalo de varios centenares de kHz.

40 Esta cuestion puede resolverse usando un circuito de procesamiento de heterodinacion antes de la entrada del amplificador sincronico, como se ilustra en la FIG. 9, que usa mezclado de senal con una frecuencia intermedia y que usa los principios de la modulacion de amplitud para extraer la senal de diferencia. En la realizacion ilustrada de un sistema de sonda 400, la fuente luminosa 402 es accionada a alta frecuencia con un controlador de fuente luminosa 404, por ejemplo a 200 MHz, para asegurar una resolucion adecuada en los valores extrafdos AO y AM. 45 Un oscilador local 406 genera una frecuencia ligeramente mas grande, mayor en 50 kHz que un ejemplo no limitativo. El oscilador 406 y el controlador 404 estan en fase sincronica mediante un circuito PLL 408. La mezcla de estas dos senales produce las senales de suma y diferencia (modulacion de amplitud) y se usa un filtro de paso bajo 410 para retener solo el componente de diferencia. El conducto de deteccion 412 opera analogamente y entonces puede usarse un amplificador sincronico 414 estandar de fase dual y baja anchura de banda.

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Ademas, en la tecnica se sabe que la colocacion de la sonda para calibrado (en contacto o no con tejidos y otras variantes) puede sesgar la medida de calibrado. El procedimiento podrfa necesitar asf una etapa adicional donde el instrumento se calibra previamente con una senal fantasma optica apropiada (no mostrada) con propiedades de atenuacion conocidas suministradas con el dispositivo, antes de la etapa de calibrado en el paciente. De esta forma, 55 se obtendrfa un valor relativo de las propiedades de la senal fantasma y deberfa ser suficiente para el funcionamiento apropiado del sensor.

Con este enfoque, el calibrado del dispositivo para los tejidos del maxilar del paciente puede ser realizado por el cirujano al principio o en una fase temprana del proceso de taladrado, antes de habilitar el sensor, lo que supone una 60 gran ventaja.

Realizaciones y posibles caracterfsticas del sensor IAN optico

Para los dos enfoques descritos anteriormente pueden contemplarse diferentes realizaciones del sistema de sonda 5 de IAN optico. A continuacion se ofrece una breve descripcion de cada una de las posibles realizaciones e implementaciones contempladas:

Sonda de fibra autonoma basada en absorcion espectral autocontenida: la FIG. 10A muestra una realizacion donde el sensor esta construido con un dispositivo de fibra optica autonomo 500 contenido en una barra metalica 10 biocompatible 502. La barra 502 contiene dos fibras opticas 504, 506 (monomodo y multimodo) a lo largo de su direccion axial. Una fibra sirve para llevar la luz de excitacion a los tejidos mientras la otra captura la luz retrodispersada. Las fibras 504, 506 discurren en paralelo entre si y estan separadas por una distancia adecuada (12 mm) para ajustarse en el orificio horadado por la broca de taladro dental (normalmente 2 mm de diametro). El experto en la materia observara que la separacion entre las dos fibras 504, 506 debe ser lo mayor posible para 15 elevar al maximo la profundidad de penetracion. De hecho, en la deteccion optica difusa retrorreflejada, la profundidad de penetracion aumenta con la separacion de los detectores de la fuente. El experto en la materia observara tambien que pueden emplearse fibras multimodo para aumentar la productividad de luz en los dos conductos. En esta realizacion, la sonda de fibra en si esta conectada al soporte del dispositivo. Como se menciono anteriormente, la fibra de excitacion esta conectada a una fuente luminosa (LED, laser u otra fuente) o a multiples 20 fuentes luminosas cada una de las cuales tiene una longitud de onda apropiada para la absorcion optimizada por cromoforos de la sangre (principalmente oxihemoglobina y desoxihemoglobina). Las longitudes de onda tfpicas son de aproximadamente 660 nm y 850 nm. La salida de la fuente luminosa podrfa modularse a una frecuencia de referencia en el intervalo de kHz. La fibra de recogida esta conectada a un detector de luz apropiado tal como un fotodiodo, un fotodiodo de avalancha (APD), un tubo multiplicador (PMT), una camara o similar. La senal de salida 25 del detector esta acoplada en c.a. o conectada a un amplificador sincronico que funciona a la misma frecuencia de referencia que la modulacion de la fuente luminosa. El objeto de la senal de modulacion o el acoplamiento c.a. es rechazar las senales de fondo que proceden de tejidos distintos que la sangre arterial en circulacion. Una variante de esta realizacion hace uso de una potencia optica de entrada variable en el tejido para establecer la posicion del haz neurovascular con respecto a la sonda basado en un enfoque de umbral de intensidad, donde las potencias de 30 entrada mayores aumentaran estadfsticamente de forma lineal el numero de fotones que alcanzan profundidades mayores, mejorando asf la posibilidad de detectar algunos de estos fotones que podrfan sondear el haz neurovascular.

Sonda de fibra autonoma basada en interferometrfa de coherencia baja autocontenida: la FIG. 10B muestra 35 otra realizacion similar a la mostrada en la FIG. 10A en forma pero que aplica el enfoque de OCT. Como se ilustra, puede usarse una sola fibra 508 para fines de iluminacion y recogida. Debido a la diferencia en los requisitos entre OCT y el concepto de absorcion espectral, la sonda de fibra debe estar hecha de una o varias fibras opticas monomodo para evitar el mezclado de modos de propagacion espacial y dispersion perjudiciales, de acuerdo con una realizacion. El soporte de la sonda usa configuraciones clasicas de OCT, tales como OCT de dominio de 40 frecuencia basada en dominio temporal o implementaciones basadas en fuentes de barrido, como se detallo anteriormente. En esta realizacion, el soporte esta totalmente cubierto de fibra y usa acopladores de fibra para conectar con la sonda en si, como es bien conocido en la tecnica. En una realizacion adicional, puede implementarse la configuracion de barrido frontal de la sonda para exploracion en modo B, integrando un sistema de exploracion proximal instalado en el soporte acoplado a un haz de fibras opticas monomodo, o a traves de un 45 mecanismo de exploracion distal integrado en la cabeza de la sonda en si que usarfa una fibra optica monomodo.

Sonda integrada con taladro: en referencia de nuevo a la FIG. 6, puede integrarse cualquiera de las realizaciones descritas en el centro de la broca del taladro 610 de un taladro de cirugfa dental. El centro de una broca de taladro dental 610 puede tener un nucleo hueco 602 para permitir la circulacion del agua de refrigeracion hasta el lugar de 50 taladrado 604. La sonda de fibra puede insertarse en este nucleo hueco 602.

Sonda combinada de OCT / absorcion espectral: dicha configuracion combinada usa las ventajas de los dos enfoques. El enfoque de absorcion espectral tiene potencialmente un mayor intervalo de deteccion, mientras que el enfoque de OCT es mas sencillo y ofrece potencialmente mejor resolucion a corto alcance. Asf, una sonda de sensor 55 combinada podrfa identificar aproximadamente la posicion del haz del IAN a una distancia con el modo de absorcion espectral y despues cambiar a un enfoque OCT cuando esta cerca del IAN (normalmente a 1,5 mm). La construccion del sensor necesitarfa dos o tres fibras opticas agrupadas en un haz. Una fibra monomodo llevarfa la luz de excitacion. Una segunda fibra monomodo se usarfa para la recogida de luz OCT, mientras que una tercera fibra multimodo se usarfa para el conducto de recogida de luz en modo de absorcion espectral. Alternativamente, la 60 fibra de excitacion monomodo podrfa duplicar la fibra de recogida para la tecnica de OCT.

Sonda de fibra de absorcion espectral con conductos de fuente y recogida disjuntos: la FIG. 11 muestra una realizacion de un sensor de IAN de absorcion espectral disjunto 700. En esta configuracion de la tecnica de absorcion espectral, se colocan una o varias fibras opticas de excitacion 702 en el lado de la enda o el hueso 5 maxilar 704, fuera de la pieza de mano de la sonda 706 en sf (o la broca del taladro), mientras la fibra optica de deteccion 708 sigue integrada en la pieza de mano de la sonda 706, en el orificio de taladrado 710 en el hueso 704. Dicha configuracion permite una mayor separacion de los conductos de fuente y de recogida, que aumentara la sensibilidad en profundidad de la tecnica. De hecho, como se menciono anteriormente, en deteccion optica difusa retrorreflejada, la profundidad de penetracion se incrementa con la separacion fuente-detector. Alternativamente, los 10 conductos de fuente y de recogida pueden invertirse, realizandose la deteccion lateralmente en la enda y estando la iluminacion integrada en la broca del taladro, o la pieza de mano de la sonda. En una realizacion adicional, el uso de multiples fibras opticas construidas en una matriz lineal puede proporcionar medidas refinadas de la posicion del haz neurovascular en el maxilar.

15 Uso de una fibra optica de doble revestimiento: la FIG. 12 ilustra una pieza de mano de sensor de IAN basada en fibra optica de doble revestimiento 800 que puede usarse alternativamente para el uso de dos fibras opticas en la sonda. El nucleo 802 de la fibra optica de doble revestimiento 804 se usa como conducto de excitacion para enviar luz a los tejidos y el primer revestimiento 806 actua como el conducto de recogida. En el enfoque de OCT y en una realizacion, el nucleo 802 se construye para propagacion monomodo. El primer revestimiento 806 tendra 20 normalmente una gran apertura numerica, que lo hace idoneo para la recogida de luz. El segundo revestimiento 808 garantiza un comportamiento de grna de onda apropiado para el primer revestimiento 806. Este enfoque beneficiana especialmente a la tecnica de OCT ya que la separacion entre el nucleo y el primer revestimiento sena probablemente demasiado baja para una implementacion eficiente de la tecnica de absorcion espectral.

25 Combinacion de la sonda de absorcion espectral con un pulsioxfmetro en la tecnica: la FIG. 13 muestra un aparato de sensor de IAN basado en absorcion espectral 900 que usa un pulsioxfmetro 902 totalmente separado conectado operativamente con un dedo 904 del paciente como monitor de las variaciones de oxigenacion de la sangre en el curso del procedimiento de taladrado, para mantener un calibrado interno de las propiedades de absorcion de la sangre arterial. En otras palabras, esta realizacion permite compensar las variaciones de las 30 propiedades opticas de la sangre a partir de la variacion de los niveles de oxigenacion (ASatO2) para proporcionar medidas de distancia mas precisas, actualizando los factores de calibrado del dispositivo en tiempo real. De hecho, las variaciones grandes en las propiedades opticas sesgaran la medida de distancia del sensor. Una vez dicho esto, las personas normales no tendran en general variaciones en la oxigenacion de la sangre de mas del ~2%, lo que podna muy bien estar en la barra de errores de la medida de distancia.

35

Desarrollo de una tecnica OCT de modo B que usa la rotacion del taladro para exploracion: la FIG. 14 muestra un sensor de IAN 1000 que usa un principio de exploracion conica que usa la rotacion del taladro y una grna de onda optica de doble revestimiento en bisel 1002 que gira con el taladro 1004 de tal forma que los conductos de fuente y de recogida observanan los tejidos delante de la punta del taladro ligeramente descentrados. Como sera evidente 40 para el experto en la materia, esta es una implementacion alternativa a la tecnica de exploracion en modo B estandar que opera a lo largo de una lmea en el plano transversal. La rotacion del taladro permitina la exploracion de un anillo del plano transversal a lo largo del eje de propagacion de la luz, sondeando esencialmente una superficie conica en el maxilar. El haz del IAN intersecana esta superficie conica en dos posiciones opuestas. El procesador de senal (no mostrado) del dispositivo 1000 podna crear entonces una imagen 1006 "desplegando" la superficie conica 45 en la pantalla de un ordenador 1008, dando al cirujano dental una imagen de alta resolucion similar a una ecograffa en tiempo real. La ventaja de este procedimiento de exploracion en modo B es que la orientacion del haz del IAN en el plano transversal con respecto al eje del taladro puede ser arbitraria. En las otras implementaciones descritas, el haz del IAN debena estar situado en el eje de taladrado, o el eje de la sonda de barrido frontal, que se detectara apropiadamente. Por lo demas la broca del taladro puede pasar junto al nervio y producir tambien dano, dado que el 50 sensor no "ve" el haz del IAN. Debe observarse que con la tecnica de absorcion espectral en el infrarrojo cercano, este inconveniente se reduce facilmente debido al efecto de promediado de volumen mencionado anteriormente.

Implementacion de OCT Doppler en la sonda y uso de cambios de tejido o movimiento como mecanismo de contraste: ademas de usar oCt estandar en el sensor, esta configuracion usa el efecto Doppler para determinar el 55 flujo sangumeo. La OCT Doppler se usa en general para medir cuantitativamente el flujo sangumeo de la microvasculatura. En el caso de este sensor, basta una medida cualitativa para localizar el haz del IAN. De este modo, la implementacion de medidas Doppler en el dispositivo OCT sena mas sencilla y economica. Se realizaron experimentos con OCT Doppler en una pieza de hueso maxilar humano ex vivo de la que se retiro el haz neurovascular y a la que se conecto un tubo que contema un fluido de dispersion en flujo, que imitaba el flujo 60 sangumeo en el canal. Los resultados han demostrado que el uso del efecto Doppler como parte de la tecnica de

absorcion espectral podrfa ser beneficioso para el dispositivo.

De acuerdo con otra realizacion, puede usarse otra variante de procesamiento de datos de OCT que usa cambios o movimiento en el tejido como OCT Doppler, en concreto OCT de varianza de manchas [Refs: A. Mariampillai y col., 5 Opt. Lett. 33(13), 1530 (2008); A. Mariampillai y col., Opt. Lett. 35(8), 1257 (2010)], para comprender el sensor. Funciona del modo siguiente: en primer lugar, se adquiere una serie de imagenes en modo B de la misma seccion de muestra con el tiempo. En segundo lugar, para cada posicion de pixel se calculan el valor medio y la varianza usando el valor de pixeles de todas las imagenes en esa misma posicion exacta. Este proceso conduce a dos imagenes 2D. La primera se forma con el valor medio de pixeles. Por tanto, los pixeles no nulos en esa imagen son 10 los asociados con una parte estatica/no en movimiento de la muestra. La segunda imagen esta hecha con los valores de varianza de pixeles. Asf, los pixeles no nulos en esa imagen estan asociados con la parte en movimiento/variable espacialmente de la muestra. De una forma similar a la OCT Doppler, esta clase de procesamiento llevara a generacion de contraste entre tejidos duros y blandos en movimiento, o contraste basado en la "viscosidad" del tejido. Los resultados han demostrado que el lfquido puede identificarse a partir de la imagen de 15 varianza, en contraste con la seccion del hueso. Este procedimiento podrfa hacer un buen uso del flujo sangufneo en el haz neurovascular.

Uso de un agente de contraste vascular no especffico para facilitar la deteccion de la arteria: puede usarse un agente de contraste vascular, tal como verde de indocianina que es un tinte fluorescente en el infrarrojo cercano 20 aprobado para uso clfnico en una serie de indicaciones, para mejorar la senal que procede de la arteria en el haz del iAn. La inyeccion de un bolo de verde de indocianina en la circulacion sistemica hara que la arteria en el haz del IAN emita fluorescencia momentaneamente a 830 nm (cuando se excita a 780 nm) con respecto a un fondo no fluorescente, lo que aumenta el contraste global de forma espectacular. Si se ajusta a la longitud de onda fluorescente, la tecnica de sensor de absorcion espectral tendra un tiempo mucho mas facil en la vision del haz del 25 IAN. La excitacion modulada se traducirfa igualmente en una senal de fluorescencia modulada. Sin embargo, surge la dificultad de que el dispositivo debe ser calibrado en dos longitudes de onda (780 y 830 nm) en lugar de en una. Esto puede resolverse anadiendo una segunda fuente luminosa y actuando de la forma descrita anteriormente para el calibrado en las dos longitudes de onda, antes de la inyeccion de verde de indocianina.

30 De forma similar, las diversas realizaciones basadas en LCI / OCT pueden beneficiarse de la aplicacion potencial de agentes de aclarado optico en el lugar del sondaje. Agentes de aclarado optico biocompatibles, tales como soluciones de fructosa, glicerol, propilenglicol, glucosa o manitol, pueden sustituir parcialmente el lfquido intersticial debido a propiedades hiperosmoticas y proporcionar un medio de correspondencia de fndice de refraccion que reduzca la dispersion debido a un numero de estructuras y organulos celulares, aumentando asf la transparencia de 35 los tejidos a las longitudes de onda opticas y mejorando la penetracion en profundidad.

Integracion del taladro dental del sensor de IAN optico

La integracion del sensor en una broca de taladro presenta diversas dificultades mecanicas, siendo las mas 40 importantes la velocidad de rotacion y como proteger el sensor optico en la punta del taladro, sin bloquear la inyeccion y deteccion de luz. Los taladros dentales pueden girar a velocidades de hasta 20.000 RPM. En el uso tfpico para la cirugfa de implante dental, la velocidad de rotacion estara en el intervalo de 2.000 a 4.000 RPM.

Para encajar en el nucleo hueco de una broca de taladro, el conjunto de fibra optica deberfa asegurarse de tal forma 45 que las fibras opticas no entraran en contacto con la pared interna rotatoria. El rozamiento para altas velocidades de rotacion casi con toda certeza romperfa las fibras opticas. Una alternativa consiste en hacer que el conjunto de fibras gire con la broca del taladro, de manera que la posicion relativa de las fibras y la pared interna sea estatica. La FIG. 15A muestra un sensor de IAN integrado en el taladro 1100 que gira con la broca del taladro 1102 y que usa una junta rotatoria de fibra optica 1104 para acoplar las fibras opticas en la cabeza del taladro.

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La FIG. 15B ilustra otro sensor de IAN integrado en el taladro 1150 alternativo donde se construye una gufa de onda optica de tipo barra 1152 como parte integral de la broca del taladro 1154 con un acoplador optico no de contacto 1156 desde las fibras opticas 1158 que proviene del soporte de la cabeza del taladro. El experto en la materia observara que para hacer girar una pieza de mano rotatoria se requiere que el diseno de la sonda tenga simetrfa 55 circular, lo que no puede conseguirse con un diseno de dos fibras como el mostrado en la FIG. 10A. En este ultimo caso, la pieza de mano deberfa permanecer estatica con la broca del taladro girando alrededor del conjunto de deteccion, como se detallo anteriormente.

En una realizacion adicional, para evitar la introduccion de tejidos organicos y residuos en el nucleo hueco que 60 podrfan obstruirlo y evitar el funcionamiento adecuado del sensor, la punta de la broca del taladro puede taponarse

con un material duro y transparente (no mostrado), de manera que pueda resistir los grandes rozamientos del proceso de taladrado a la vez que se deja pasar la luz a su traves. Los cristales de diamante o circonio serfan potencialmente los mejores materiales, debido a su excepcional dureza y transparencia en la ventana espectral de luz visible e infrarrojo cercano pero el experto en la materia observara que pueden considerarse otras disposiciones.

5

Extensiones de la tecnologfa a otras aplicaciones

La invencion descrita podrfa usarse tambien en otros campos de la cirugfa donde debe valorarse la proximidad a un haz neurovascular integrado en los tejidos duros, tales como el hueso, durante una actividad quirurgica tal como el 10 taladrado o el corte. Tambien puede usarse para identificar los vacfos dentro de las estructuras de los tejidos, tales como cavidades sinusales en la anatomfa craneal, durante los procedimientos de taladrado. Como otro ejemplo de aplicacion, puede contemplarse tambien una sonda basada en LCI / OCT como herramienta de correspondencia osea en cirugfa oral para determinar el grosor de las encfas en lugares especfficos, siempre que el intervalo de deteccion del dispositivo sea suficiente.

15

Las realizaciones descritas anteriormente pretenden ser solo ilustrativas. Por tanto, se pretende que el alcance de la invencion este limitado solamente por las reivindicaciones adjuntas.

Claims (10)

1. REIVINDICACIONES

   1. Un sistema de sonda de absorcion espectral (300) que usa las propiedades de absorcion espectral de

   la sangre arterial y la dinamica del flujo sangufneo dependiente del tiempo, que es el cambio en el volumen 5 sangufneo en una arteria debido al pulso de un paciente, para evaluar la proximidad a la arteria (302), que comprende:

   una fuente luminosa (304) para generar luz de excitacion (306) que tiene una longitud de onda adaptada para su absorcion por cromoforos de la sangre;

   10 una fibra optica de excitacion (308) para llevar dicha luz de excitacion cerca de la arteria;

   una fibra optica de recogida (310) separada de la fibra optica de excitacion (308) para capturar la luz retrodispersada de dicha arteria;

   un detector de luz (312) conectado operativamente con dicha fibra optica de recogida para generar una senal oscilante que varfa con el tiempo de una forma periodica para representar el cambio del volumen sangufneo en la 15 arteria debido al ciclo cardiaco; y

   un procesador de senal (314) conectado operativamente con dicho detector de luz para determinar una distancia (320) a dicha arteria basandose en dicha luz retrodispersada y en la ley de Beer-Lambert de absorcion de luz que usa una amplitud de dicha senal oscilante y un valor para coeficiente de atenuacion del tejido circundante (pef).

   20 2. El sistema de sonda de absorcion espectral (300) de acuerdo con la reivindicacion 1, que comprende

   ademas una barra metalica biocompatible (502) alrededor de dicha fibra optica de excitacion y dicha fibra optica de recogida.
2. 3. El sistema de sonda de absorcion espectral (300) de acuerdo con la reivindicacion 1, donde dicha fibra

   25 optica de excitacion (308) y dicha fibra optica de recogida (310) estan provistas de una unica fibra optica de doble revestimiento (804) con un nucleo de fibra (802) de dicha fibra optica de doble revestimiento que lleva dicha luz de excitacion cerca de dicha arteria y un primer revestimiento de dicha fibra optica de doble revestimiento que captura dicha luz retrodispersada de dicha arteria.

   
   30 4. El sistema de sonda de absorcion espectral (300) de acuerdo con una cualquiera de las

   reivindicaciones 1 a 3, donde dicho sistema de sonda tiene fibra y esta integrado en un nucleo hueco (602) de una broca de taladro (610).
3. 
   5. El sistema de sonda de absorcion espectral (300) de acuerdo con una cualquiera de las

   35 reivindicaciones 1 a 4, donde un intervalo de profundidad operativo del sistema de sonda esta comprendido entre 1

   mm y 5 mm.
4. 
   6. El sistema de sonda de absorcion espectral (300) de acuerdo con una cualquiera de las

   reivindicaciones 1 a 5, donde la fuente luminosa (304) se selecciona de entre un grupo que consiste en un LED, un

   40 laser y un conjunto de unidades de fuentes luminosas, donde la longitud de onda de la fuente luminosa esta comprendida entre 650 nm y 900 nm.
5. 
   7. El sistema de sonda de absorcion espectral (300) de acuerdo con una cualquiera de las

   reivindicaciones 1 a 6, que comprende ademas una fuente luminosa adicional que tiene una longitud de onda

   45 adaptada para absorcion por cromoforos de la sangre, estando las longitudes de onda de la fuente luminosa y de la fuente luminosa adicional comprendidas entre 650 nm y 900 nm.
6. 
   8. El sistema de sonda de absorcion espectral (300) de acuerdo con una cualquiera de las

   reivindicaciones 1 a 7, donde el detector de luz (312) se selecciona de entre un grupo que consiste en un fotodiodo,

   50 un fotodiodo de avalancha (APD), un tubo multiplicador (PMT) y una camara.
7. 
   9. El sistema de sonda de absorcion espectral (300) de acuerdo con una cualquiera de las

   reivindicaciones 1 a 8, que comprende ademas una unidad de calibrado que tiene un pulsioxfmetro (902) para monitorizar los niveles de saturacion de oxfgeno con el fin de mantener un calibrado en lfnea de las propiedades de

   55 absorcion de la sangre arterial.
8. 
   10. El sistema de sonda de absorcion espectral (300) de acuerdo con una cualquiera de las

   reivindicaciones 1 a 9, donde dicho coeficiente de atenuacion del tejido circundante (pef) se determina de acuerdo con la absorcion y la dispersion en el tejido circundante de una senal de excitacion de calibrado.
9. 11. El sistema de sonda de absorcion espectral (300) de acuerdo con una cualquiera de las

   reivindicaciones 1 a 10, donde el procesador de senal (314) comprende un amplificador sincronico y un circuito de procesamiento de heterodinacion conectados al mismo y/o donde el detector de luz (312) esta acoplado en c.a. al procesador de senal.

   5
10. 12. El sistema de sonda de absorcion espectral (300) de acuerdo con una cualquiera de las

    reivindicaciones anteriores, donde una sola de dicha fibra optica de excitacion (308) y dicha fibra optica de recogida (310) esta integrada en un nucleo hueco de una broca de taladro.

    10 13. El sistema de sonda de absorcion espectral (300) de acuerdo con una cualquiera de las

    reivindicaciones 1 a 12, donde dicha fuente luminosa (304) tiene coherencia baja, y que comprende ademas:

    un subsistema de interferometrfa de coherencia baja (112) conectado operativamente con la fibra optica de excitacion y la fibra optica de recogida y que tiene un divisor de haz (114) y un espejo de referencia (116); y 15

    un procesador de senal (118) conectado operativamente con dicho subsistema de interferometrfa de coherencia baja para evaluar una distancia a dicha arteria basado en dicha luz retrodispersada recibida por dicha fibra optica de recogida.

    20 14. El sistema de sonda de absorcion espectral y de sonda de interferometrfa de coherencia baja de

    acuerdo con la reivindicacion 13, donde la fibra optica de excitacion (308) comprende una fibra monomodo y donde ademas la fibra optica de recogida comprende una fibra monomodo para recogida de luz en modo OCT y una fibra multimodo para recogida de luz en modo de absorcion espectral.

    25 15. El sistema de sonda de absorcion espectral y de sonda de interferometrfa de coherencia baja de

    acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 13 y 14, donde el sistema de sonda comprende un escaner transversal de barrido frontal que permite imagenes en modo B.