Sensor no invasivo para determinar características funcionales de la córnea y dispositivo que incluye dicho sensor.
Objeto de la invención
El objeto de la presente invención se refiere a un sensor y a un dispositivo que incorpora dicho sensor para la obtención, "in vivo" y de forma no invasiva, de datos útiles para el diagnóstico del estado de la córnea de un paciente.
Más concretamente se trata de un dispositivo que permite medir la bioimpedancia de la córnea a diferentes frecuencias para establecer una correlación entre la bioimpedancia y la permeabilidad del endotelio y del epitelio y el nivel de hidratación del estroma, para de esta forma determinar las características funcionales de la córnea.
Estado de la técnica
La córnea es la estructura hemisférica transparente localizada al frente del órgano ocular, que permite el paso de la luz y que protege al iris y cristalino. Tiene forma de casquete esférico con un diámetro medio en el humano de 11, 5 mm y posee propiedades ópticas de refracción significativas, aportando aproximadamente un 70% de la capacidad total de enfoque del ojo.
La córnea consta de tres capas; la más externa es el epitelio corneal, compuesto por epitelio pluriestratificado no queratinizado con gran potencial regenerativo; la media es el estroma, la capa más ancha de las tres; y la más interna es el endotelio monoestratificado que consta de una sola capa de células. Se distinguen dos membranas que separan el estroma de las otras dos capas corneales: la membrana de Descemet, que separa el estroma del endotelio, y la membrana de Bowman, que separa el estroma del epitelio.
El epitelio representa el 10% del grosor total de la córnea (550 μm aproximadamente en el humano) y está formado por varias capas celulares que actúan de barrera protectora a agentes externos. El transporte de iones a través de las células de la capa epitelial es uno de los responsables de regular la funcionalidad corneal.
El estroma está formado en humanos por unas 200-250 láminas de fibras de colágeno dispuestas de forma paralela a la superficie corneal. El estroma es el responsable final de las propiedades biomecánicas de la córnea, así como de su curvatura y de su transparencia. Para mantener su transparencia no dispone de capilares para nutrirla, de modo que los nutrientes se suministran a través del epitelio y del endotelio. Por otro lado, el grado de hidratación del estroma está directamente relacionado con la transparencia de la córnea, permaneciendo en un continuo estado de deshidratación.
El endotelio consta de una monocapa de células cuboideas que forman un mosaico hexagonal y mantiene la transparencia del tejido controlando la hidratación del estroma. Por un lado, existe un flujo por difusión entre las células del endotelio controlado por las uniones entre éstas (tight junctions) . Por otro lado, las células del endotelio están especializadas en bombear agua del estroma al humor acuoso, creando un flujo activo mediante la bomba fluídica y asegurando la homeostasis de la córnea. Una característica del endotelio corneal, a diferencia del epitelio, es su incapacidad para la renovación celular. Esto origina una pérdida de población celular con la edad, así como una disminución de su grosor al estar obligadas las células a cubrir toda la superficie corneal posterior, produciéndose como consecuencia una pérdida de su capacidad para controlar el nivel de hidratación del estroma. Este envejecimiento puede darse de forma exagerada en distrofias y como consecuencia de patología, cirugía ocular o uso de fármacos oftalmológicos.
La Figura 1 muestra las diferentes capas que componen la córnea, así como los mecanismos principales de control del nivel de hidratación del estroma: difusión a través del epitelio, difusión y bombeo a través del endotelio. Aunque el estudio de la permeabilidad de estas capas es de gran interés clínico, hasta ahora sólo se han realizado estudios basados en medidas in-vitro, generalmente con tejidos extirpados y colocados en un dispositivo sensor específico. También existen algunos estudios que toman medidas "in vivo" en animales, pero utilizando métodos muy invasivos, lo que generalmente comporta la inutilización del tejido para estudios posteriores y imposibilidad de hacerlo en una clínica con pacientes. En la práctica clínica se suele usar la medida del grosor de la córnea (paquimetría) como medida indirecta de la disfunción corneal.
El estudio de las propiedades eléctricas pasivas de las diferentes capas de la córnea, se utiliza habitualmente en estudios in-vitro para evaluar la permeabilidad de éstas. Pero los métodos utilizados en estos estudios no son aplicables a las medidas in-vivo. Los medios celulares y acelulares presentan un comportamiento diferente frente a la corriente eléctrica. En general, los tejidos están compuestos por células embebidas en un medio extracelular. A bajas frecuencias, la corriente se distribuye por el medio extracelular (fundamentalmente una solución iónica con comportamiento resistivo) , mientras que a frecuencias más altas la corriente es capaz de atravesar las paredes celulares y el medio intracelular (el comportamiento de las membranas es capacitivo y el medio intracelular es resistivo) . La Fig. 2 representa gráficamente esta diferencia de comportamiento en función de la frecuencia. En base a este comportamiento de los tejidos biológicos se puede analizar el estado de las diferentes capas de la córnea utilizando medidas basadas en las propiedades eléctricas pasivas de esta, como es el caso de las medidas de bioimpedancia.
Descripción de la invención
La presente invención describe un dispositivo no invasivo de medida "in vivo" de la bioimpedancia de la córnea de un paciente que comprende un sensor y un equipo de medida de impedancias multifrecuencia conectado a dicho sensor, en el que el que el sensor está formado por unos microelectrodos de contacto y un sustrato en el que están dispuestos dichos electrodos, siendo el tamaño y disposición de los microelectrodos de contacto adecuados para que hagan simultáneamente contacto eléctrico con una córnea humana.
El término "microelectrodos de contacto" hace referencia a microelectrodos que únicamente requieren el contacto con la superficie de la córnea del paciente para efectuar la medida de impedancia "in vivo" Por otro lado, la expresión "tamaño y configuración adecuados para que hagan simultáneamente contacto eléctrico con una córnea humana" se refiere a que, para poder realizar correctamente la medida de la bioimpedancia, todos los microelectrodos utilizados deben hacer contacto eléctrico con la córnea de un paciente, lo cual implica limitaciones de tamaño y disposición relativa de los microelectrodos.
Para realizar una medida, se conecta el sensor de la invención al equipo de medida de impedancias. Estos equipos funcionan inyectando una corriente eléctrica en el medio cuya impedancia se desea medir a través de los electrodos, obteniéndose simultáneamente el potencial eléctrico resultante a través de otros electrodos. A partir de estos datos, se calcula la bioimpedancia del medio.
Se ha probado que aumentos de permeabilidad de las capas endotelial y epitelial, que son celulares, se deben normalmente al aumento de los espacios intercelulares o a la disminución del número de células, lo cual provoca una disminución de la bioimpedancia. Este aumento de la permeabilidad de las capas endotelial y epitelial provoca a su vez un aumento de la hidratación del estroma, lo que también tiene como consecuencia una disminución de la bioimpedancia debido a un aumento de la concentración iónica.
El equipo incorpora medios para inyectar una corriente eléctrica de frecuencia variable en la córnea y medios para la lectura simultánea del potencial resultante, obteniendo así datos de la impedancia del medio para una medida multifrecuencial en el rango de 10 Hz a 1 MHz.
Las medidas efectuadas en distintos rangos de frecuencias y con los electrodos adecuados dan lugar a unos valores de impedancias que permiten obtener conclusiones acerca del estado de las distintas capas de la córnea.
Se ha observado que en el caso de frecuencia < 1 KHz la conductividad medida depende básicamente de la conductividad de la capa epitelial. Debido a su baja conductividad a bajas frecuencias, la cantidad de corriente eléctrica que puede atravesarla es prácticamente nula, de forma que la caída de tensión registrada depende de la conductividad del epitelio corneal.
En el rango de 1 KHz < frecuencia < 10 KHz, el análisis de la medida de la impedancia resulta más complejo, ya que intervienen varios factores. La conductividad de las capas celulares (epitelio y endotelio) es dos órdenes de magnitud mayor que la del resto de capas, permitiendo el paso de una cantidad de corriente significativa a las capas acelulares (estroma y humor acuoso) . Por otro lado, la conductividad del humor acuoso es más elevada que la del estroma, por lo que la corriente eléctrica tenderá a circular por esta capa. La cantidad de corriente que puede atravesar el endotelio y circular con el humor acuoso se relaciona directamente con la conductividad del endotelio, y a su vez con su permeabilidad. En consecuencia, si aumenta la corriente que circula por el humor acuoso, la impedancia registrada baja, lo cual indica un aumento de la permeabilidad del endotelio.
En el rango de frecuencia > 10 KHz la corriente eléctrica es capaz de atravesar células, de modo que la medida de la impedancia depende de la conductividad del estroma y del humor acuoso, por ser las capas de mayor tamaño. La conductividad del humor acuoso se puede considerar constante, de modo que las variaciones en la impedancia medida se relacionan con las variaciones de la conductividad del estroma, y éstas a su vez con su grado de hidratación.
De acuerdo con una realización preferida se ha previsto que el sensor del dispositivo de la invención incorpore cuatro microelectrodos de contacto, preferentemente de un material biocompatible como el oro o el platino. Estos electrodos pueden ser modificados mediante procesos que mejoran sus prestaciones. Así por ejemplo, se pueden depositar nanotubos de carbono o electro-depositar platino negro o oro para mejorar el contacto con el tejido y se pueden depositar hidrogeles como el pHEMA para estabilizar los procesos anteriores. Según otra realización preferida de la invención, dichos electrodos de contacto tienen forma alargada y están dispuestos en paralelo según su lado más largo, estando configurados los electrodos externos para recibir una corriente eléctrica y los electrodos internos para medir el potencial resultante. Aún más preferentemente, los microelectrodos de contacto de la invención tienen una longitud de 2 mm. y un grosor de 0, 1 mm.
Por otra parte el sustrato del sensor se fabrica preferentemente a partir un material transparente biocompatible, más preferentemente de vidrio, lo cual permite a la persona que realiza la medida observar si los electrodos están haciendo contacto con la superficie de la córnea. Por otra parte se contempla que el sustrato pueda ser rígido o flexible, siendo preferentemente rígido.
Asimismo se ha probado que los valores de la impedancia medidos dependen de la geometría de los electrodos utilizados. De la misma forma la contribución de las propiedades eléctricas de cada sub-volumen de la córnea a la impedancia total medida es diferente. Se puede decir que los sub-volúmenes más cercanos a los electrodos tienen una sensibilidad mayor, de forma que una variación en sus propiedades eléctricas provocará una variación mayor en la impedancia total. De esta forma, la profundidad de la medida realizada depende de la separación de los electrodos.
A continuación se indican los valores máximos y mínimos de los parámetros que definen la geometría de los electrodos y se facilitan los valores óptimos para que el sensor detecte las alteraciones en las tres capas principales de la córnea. En este caso los electrodos son de igual longitud y anchura y se encuentran dispuestos paralelos con 2 electrodos externos (I+, I-) y 2 electrodos internos (V+, V-) , en el que:
We es la anchura de cada electrodo y está comprendida entre 0, 03 mm y 1 mm, siendo preferentemente 0, 2 mm,
Le es la longitud del electrodo, y está comprendida entre 0, 03 mm y 11 mm, siendo preferentemente 2 mm,
Ws es la anchura del sensor o distancia entre las líneas medias de los electrodos externos (I+, I-) , y está comprendida entre 0, 2 mm y 11 mm, siendo preferentemente 5 mm,
Nre es la relación de la separación entre electrodos donde Nre=Sei + 2*Se, en el que Sei es la distancia entre las líneas medias de los electrodos internos (V+, V-) y Se es la distancia entre las líneas medias de un electrodo interno y el electrodo externo más próximo, y está comprendida entre 20 y 0, 1, siendo preferentemente 3.
Por otra parte se ha comprobado que variando la anchura del sensor Ws varía la sensibilidad del sensor a una determinada capa, ya que este parámetro determina la profundidad de la medida. Al variar la anchura del sensor los rangos de frecuencia detallados con anterioridad se alteran ligeramente, desplazándose a frecuencias más altas al reducir la anchura del sensor.
Para sensores de anchura Ws > 4 mm se pueden detectar variaciones en las tres capas de la córnea.
Para sensores de anchura 2 mm < Ws < 4 mm se pueden detectar variaciones en el estroma y el epitelio, siendo el rango óptimo para detectar alteraciones en la conductividad del estroma.
Para sensores de anchura Ws < 2 mm sólo se pueden detectar variaciones en la capa epitelial.
Breve descripción de las figuras
La Figura 1 muestra esquemáticamente las diferentes capas que forman la córnea y los principales mecanismos de control del nivel de hidratación del estroma.
La Figura 2 muestra esquemáticamente el comportamiento de la corriente eléctrica a diferentes frecuencias al atravesar capas celulares.
La Figura 3 muestra el dispositivo objeto de la invención en la que se aprecian los electrodos aproximándose a una córnea.
La Figura 4 muestra el sensor formado por cuatro microelectrodos de contacto situados sobre un sustrato.
La Figura 5 muestra el sensor aplicado sobre la córnea de un paciente.
La Figura 6 muestra una gráfica de la relación entre la bioimpedancia medida a 4 kHz y el incremento de la permeabilidad del endotelio.
La Figura 7 muestra una gráfica de la relación entre la bioimpedancia corregida y el incremento de la permeabilidad del endotelio.
La figura 8 muestra una representación de los 4 electrodos donde se indican los parámetros geométricos.
Descripción de una realización preferente
Se describe a continuación una realización preferente del dispositivo objeto de la invención haciendo referencia a las figuras adjuntas.
La Figura 3 muestra el dispositivo de acuerdo con la invención que comprende un equipo de medida de impedancias (3) y un sensor (1) conectado a este equipo, que incorpora un sustrato (2) y unos microelectrodos de contacto (I+, V+, I-, V-) , tal y como se aprecia en la figura 4. Se puede observar la disposición en paralelo de los cuatro microelectrodos de contacto (I+, V+, I-, V-) , que en este ejemplo son de oro depositado sobre un sustrato (2) de vidrio.
En la Figura 5 se aprecia como se coloca el sensor (1) con los microelectrodos de contacto (I+, V+, I-, V-) sobre la córnea del paciente presionando hasta que hacen contacto con la superficie. Esta operación se facilita gracias a que el sustrato (2) es de vidrio transparente, lo que permite comprobar si todos los microelectrodos de contacto (I+, V+, I-, V-) hacen contacto eléctrico con la córnea.
A continuación de acuerdo con un posible ejemplo, el equipo (3) inyecta una corriente alterna de 10 μA y 4 kHz, entre los dos microelectrodos externos (I+, I-) y mide la caída de potencial entre los dos microelectrodos internos (V+, V-) , obteniéndose una medida de la bioimpedancia de la córnea del paciente a 4 kHz.
Como se ha mencionado anteriormente en el presente documento, la bioimpedancia de la córnea medida a frecuencias entre 1 kHz y 1 MHz proporciona información acerca de la permeabilidad del endotelio. En consecuencia, se puede obtener dicha permeabilidad empleando la gráfica de la Figura 6, que representa la correlación existente entre la bioimpedancia medida a 4 kHz y el incremento de la permeabilidad del endotelio, siendo Z la bioimpedancia en ohmios y P el incremento de la permeabilidad del endotelio en % respecto su valor normal.
Por último, es posible realizar correcciones de las medidas de bioimpedancia restando la bioimpedancia medida a 1 MHz correspondiente al estroma de la impedancia medida a una frecuencia correspondiente al endotelio o del epitelio. Esta operación permite descartar efectos debidos a cambios de conductividad del estroma. Aplicando esta corrección a este ejemplo, se realiza una segunda medida de bioimpedancia a 1 MHz y se resta el resultado a la bioimpedancia obtenida a 4 kHz. Se puede utilizar ahora la gráfica de la Figura 7 para obtener el incremento de la permeabilidad del endotelio de un modo más preciso.
