ES2627015T3 - Sistema para monitorizar de manera no invasiva las condiciones de un sujeto - Google Patents

Abstract

Un sistema (100) para su uso en la determinación de uno o más parámetros de un sujeto, comprendiendo el sistema: una unidad (110) acústica para irradiación de una zona de interés con radiación de marcado acústico, comprendiendo dicha unidad acústica un generador de señal y una disposición de transductor acústico, estando configurado y operativo dicho generador de señal para generar al menos una señal de codificación en la forma de una secuencia arbitraria para actuar dicha disposición de transductor acústico para la generación de la radiación de marcado acústico que comprende al menos un haz de marcado acústico que es una onda acústica continua codificada en la forma de una función predeterminada de al menos un parámetro de la radiación acústica que varía a lo largo del tiempo durante un intervalo de tiempo predeterminado usado para las mediciones, teniendo dicha función predeterminada una auto-correlación estrecha con respecto a un retardo predeterminado definido por una resolución de tiempo del sistema; una unidad (101C) óptica configurada y operativa para irradiar al menos una parte de la zona de interés con al menos un haz electromagnético de un intervalo de frecuencia predeterminado, detectar una respuesta de radiación electromagnética de dicha al menos parte de la zona de interés y generar datos indicativos de la misma, comprendiendo dicha respuesta radiación electromagnética marcada por la radiación acústica; y una unidad (120) de control que se configura y es operativa para recibir y procesar dichos datos generados indicativos de la respuesta de radiación electromagnética en diferentes retardos de tiempo desde el inicio de la generación de la onda acústica, comprendiendo dicho procesamiento la correlación cruzada de dicha señal codificada y dichos datos generados recibidos, y la generación de datos de salida indicativos de al menos un parámetro del sujeto en la zona correspondiente a las localizaciones en el medio en el que se ha marcado la radiación electromagnética por la radiación acústica.

Description

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DESCRIPCION

Sistema para monitorizar de manera no invasiva las condiciones de un sujeto Campo de la invencion

La presente invencion se refiere a un sistema para la monitorizacion de una condicion de un sujeto, basandose en la distribucion de luz dispersa a traves de un medio turbio. La invencion es particularmente util en aplicaciones medicas.

Antecedentes de la invencion

La monitorizacion no invasiva y la captura de imagenes usando radiacion no ionizante, permite a los profesionales sanitarios diagnosticar y monitorizar a un paciente sin cirugfas invasivas, o incluso sin extraccion de sangre. La oximetna de pulso es una de dichas tecnologfas revolucionarias, en las que la monitorizacion no invasiva de la oxigenacion de la sangre usando luz ha sustituido al analisis del gas en sangre. De ese modo, la oximetna de pulso se ha convertido en un patron oro para la monitorizacion en cada establecimiento clmico, y ha salvado millones de vidas.

Durante la monitorizacion no invasiva, se calcula la concentracion de ciertos cromoforos (tales como hemoglobina oxigenada y desoxigenada en oximetna) mediante la deteccion de la luz que sale del tejido, determinando las propiedades opticas del tejido, y deduciendo a partir de ellas las concentraciones de los cromoforos. Suponiendo que el tejido es homogeneo, simples modelos permiten el calculo de estas concentraciones. Sin embargo, cuando el tejido biologico es un complejo medio de dispersion, la medicion de las propiedades opticas locales se convierte en una exigente tarea.

Dado que la luz se dispersa altamente mientras se propaga a traves de un medio turbio tal como un tejido biologico, los fotones que salen del tejido y alcanzan un detector no proporcionan informacion acerca de la trayectoria que han seguido cuando se han propagado a traves del medio. Para adquirir informacion acerca de las propiedades opticas del tejido en las trayectorias de los fotones, se han desarrollado varios procedimientos y algoritmos. Dichos procedimientos incluyen espectroscopfa en el dominio de la frecuencia, y espectroscopfa fotoacustica [D M Hueber y col. Phys. Med. Biol. 46 (2001) 41-62].

Sumario de la invencion

La presente invencion utiliza los principios del marcado de luz por ultrasonidos. Mas espedficamente, el marcado de la luz por radiacion acustica se usa para determinar la respuesta optica de una zona de interes. La invencion puede usarse, por ejemplo, para mejorar significativamente la oximetna y oximetna de pulso basandose en mediciones.

Un sistema de esta clase es conocido a partir del documento US 2006/0122475 A1. El sistema comprende una unidad de medicion y una unidad de control. La unidad de medicion comprende una unidad optica que tiene un conjunto de iluminacion configurado para definir al menos un orificio de salida para la luz de iluminacion, y un conjunto de deteccion de luz configurado para definir al menos un orificio de entrada de luz para la recogida de la luz y para generar datos medidos indicativos de la luz recogida; y una unidad acustica configurada para generar ondas acusticas en un intervalo de frecuencia de ultrasonidos predeterminado.

La unidad de medicion se configura y es operativa para proporcionar una condicion de operacion de modo que las ondas acusticas del intervalo de frecuencia predeterminado se solapen con una zona de iluminacion dentro de la zona de interes y sustancialmente no se solapen con una zona fuera de la zona de interes, y que el conjunto de deteccion recoja luz dispersada desde la zona de interes y luz dispersada desde la zona fuera de la zona de interes. Los datos medidos son asf indicativos de la luz dispersada que tiene tanto partes de luz marcadas por ultrasonidos como partes sin marcar. Permitiendo de ese modo distinguir entre las respuestas a la luz de la zona de interes y de la zona fuera de la zona de interes. La unidad de control se puede conectar a la unidad optica y a la unidad acustica para la operacion de estas unidades, y es sensible a los datos medidos y esta preprogramada para procesar y analizar los datos medidos para extraer a partir de ellos datos indicativos de una respuesta de luz de la zona de interes y determinar el al menos un parametro deseado.

De acuerdo con la invencion, una zona de interes en un sujeto (por ejemplo, cuerpo humano) se ilumina con al menos una longitud de onda de luz, y se irradia con radiacion acustica (preferentemente ultrasonidos) de modo que la radiacion acustica se solape en la zona iluminada en al menos una parte de la zona de interes durante la duracion de la iluminacion y/o deteccion de la luz de iluminacion (este volumen de solape se denomina “volumen marcado"). Esta radiacion acustica se denomina radiacion de marcado acustico. Se detecta apropiadamente La luz dispersada desde el cuerpo del sujeto y que incluye los fotones que se han marcado por la radiacion acustica y aquellos que no.

Es un objetivo comun de cualquier tecnica de medicion optica tener la capacidad de proporcionar una medicion de alta resolucion de la distribucion local de la luz con una relacion senal a ruido (SNR) mejorada. La presente invencion acomete este problema proporcionando un novedoso procedimiento y sistema basandose en los principios del marcado acustico de la luz, en el que la radiacion acustica se modula (codifica) apropiadamente para

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proporcionar resultados de medicion de alta resolucion y con alta SNR.

La idea principal de la presente invencion se basa en la siguiente interpretacion: el efecto denominado “marcado de luz por ultrasonidos” (UTL) se basa en la interaccion de ondas acusticas con el mismo volumen de tejido que esta siendo sondeado por la luz. Esta interaccion provoca que la onda de luz se module, o marque, con las caractensticas de la onda acustica (es decir frecuencia, fase). Dado que la propagacion de las ondas acusticas en el tejido es relativamente lenta (aproximadamente 1500 m/s en tejido blando), puede determinarse la localizacion de la interaccion de la luz con la radiacion acustica. La eficiencia y potencia de la interaccion de las ondas acusticas con el medio afecta a la resolucion espacial y temporal y a la SNR de la medicion. Hay tres posibles modalidades para la generacion de ondas acusticas, una onda continua (CW), una corta rafaga de ondas (SB) y un pulso. La operacion con ondas continuas produce una SNR mas alta. Dado que una onda acustica continua (en un intervalo de frecuencias predeterminado) interactua con la luz, y se recoge la luz a todo lo largo de la propagacion completa de las ondas acusticas, hay disponible una energfa acustica mas alta para la interaccion, incrementando de ese modo la senal. Ademas, el ancho de banda espectral de la onda acustica continua puede ser muy estrecho, reduciendo de ese modo el ancho de banda de ruido. De ese modo se mejorara grandemente la SNR. Sin embargo, la resolucion espacial de una medicion producida con ondas acusticas continuas no es tan alta como una medicion producida con rafagas cortas o pulsos de ondas acusticas. Esta resolucion espacial reducida es particularmente limitativa cuando la geometna de la medicion pide la propagacion de ondas acusticas esencialmente paralela a la direccion de propagacion de la luz. Como para el uso de cortas rafagas de ondas y pulsos, esto proporciona una mejor resolucion espacial, pero la energfa acustica de la interaccion es mas baja y el ancho de banda es mas ancho en comparacion con los del modo de onda continua, dando como resultado una SNR reducida.

Existe en consecuencia una necesidad en la tecnica de una tecnica de medicion que pueda conseguir tanto alta resolucion espacial como alta SNR. La presente invencion resuelve este problema utilizando la generacion de ondas acusticas continuas (y por tanto mejorando la SNR), en las que la onda acustica continua es una senal modulada (codificada) caracterizada por una funcion de auto-correlacion estrecha, mejorando de ese modo la resolucion espacial.

La expresion “funcion de auto-correlacion estrecha" se refiere a una auto-correlacion que es despreciable para cualquier tiempo de retardo mayor que la resolucion de tiempo del sistema determinada. Esta ultima puede determinarse por ejemplo como la resolucion de tiempo de deteccion de la respuesta de radiacion electromagnetica, o como el ancho de banda temporal de la excitacion acustica del transductor ultrasonico, o como la resolucion espacial requerida dividida por la velocidad del sonido en el medio.

En algunas realizaciones de la invencion puede usarse una secuencia pseudoaleatoria, o secuencias especialmente disenadas tales como los codigos Barker, o codigos Golay (usados en tecnologfa de radar). Puede usarse de modo intercambiable una combinacion de varias de dichas senales arbitrarias (que tienen diferentes fases y/o amplitudes). De acuerdo con un ejemplo espedfico pero no limitativo, la senal modulada puede ser una funcion del tiempo no periodica con intervalos de tiempos predefinidos entre dichas incidencias periodicas.

En algunas realizaciones de la presente invencion, la codificacion comprende una serie de cortos pulsos con elevada amplitud que estan separados por periodos de baja amplitud (o incluso amplitud cero). La duracion de los pulsos de elevada amplitud depende de la resolucion de tiempo del sistema requerida. La duracion de la separacion entre dos pulsos consecutivos se determina de modo que la fase de la luz que se propaga a traves del medio durante el segundo pulso es independiente de la fase de la luz durante el pulso previo de radiacion acustica. Ademas, los pulsos consecutivos de elevada amplitud pueden diferir en frecuencia o pueden tambien modularse en frecuencia.

La presente invencion proporciona asf un mapeado 3D de la distribucion de luz en un medio turbio, obteniendo un medio no invasivo para la recogida de datos acerca de la estructura y composicion del medio turbio. El uso de una senal acustica continua utiliza la energfa acustica y de la luz mas eficientemente, y pueden usarse senales acusticas y opticas menores mientras se mantiene la SNR deseada. De ese modo, los niveles de luz y niveles acusticos introducidos en el interior del sujeto son mas seguros.

De acuerdo con un amplio espectro de la invencion, se proporciona un sistema para su uso en la determinacion de uno o mas parametros de un sujeto de acuerdo con la reivindicacion 1.

La generacion de dicha onda acustica codificada puede implementarse como sigue:

Puede producirse y almacenarse una secuencia arbitraria, activando la secuencia arbitraria un generador de forma de onda arbitraria. Este ultimo (o un interruptor arbitrario apropiado) genera asf una secuencia arbitraria de senales electronicas que corresponde a la secuencia arbitraria almacenada. Dicha senal electronica en la forma de una secuencia arbitraria presenta una senal de modulacion o modulacion para la operacion de un transductor acustico. La salida del transductor acustico asf generada es una onda acustica modulada correspondiente. La secuencia arbitraria usada para la generacion de una senal de modulacion puede incorporar modulaciones de la senal original en frecuencia y/o fase y/o amplitudes y/o cualquier otro dominio parametrico. La senal modulada debena tener una auto-correlacion estrecha que define la resolucion en el tiempo de la deteccion. Como se ha

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indicado anteriormente, esta puede ser una secuencia pseudoaleatoria, o secuencias especialmente disenadas (tales como los codigos Barker, o codigos Golay usados en tecnolog^a de radar), o una combinacion de varias de dichas senales arbitrarias que tienen diferentes fases y/o amplitudes usadas de modo intercambiable.

La deteccion de la respuesta a la luz del medio se implementa usando uno o mas fotodetectores apropiados, cada uno para la recepcion de la luz devuelta (dispersada) desde el medio y generando una salida electronica que corresponde a la intensidad de luz detectada. La luz recogida por el detector incluye tanto fotones marcados como sin marcar. La senal de salida electronica del detector se procesa mediante su correlacion con la senal modulada original (secuencia arbitraria almacenada).

De acuerdo con la presente invencion, la correlacion se realiza usando una funcion de correlacion cruzada para determinar las propiedades opticas del medio a diferentes profundidades. Con este fin, se determina la correlacion cruzada para diferentes retardos de tiempo desde el inicio de la onda acustica. En cada retardo, la correlacion cruzada representa la intensidad de la luz marcada que corresponde a una distancia desde el transductor acustico (por ejemplo profundidad del sujeto) igual al producto de la velocidad del sonido en el tejido del sujeto por el tiempo de retardo. Dado que el proceso de marcado acustico de la luz no tiene una relacion de fase constante con la senal de marcado acustico, se anade preferentemente un mecanismo de coincidencia de fase al algoritmo de correlacion cruzada. La amplitud de la correlacion cruzada en cada retardo se asume que corresponde a una funcion de la distribucion de la luz en la profundidad correspondiente y la amplitud de presion de la onda acustica a esa profundidad. Por ejemplo, esta funcion corresponde al producto de los dos parametros. La distribucion de la luz puede determinarse mediante la eliminacion de la contribucion de la distribucion de la onda acustica a la amplitud de la correlacion cruzada. Mediante el ajuste de la distribucion de la luz a una distribucion esperada (por ejemplo, una atenuacion exponencial), se determinan las propiedades opticas de la capa en donde se mide la amplitud de la correlacion cruzada.

En algunas realizaciones de la presente invencion, pueden usarse multiples fuentes de luz y/o detectores y/o fuentes acusticas. Dichas configuraciones mejoran la resolucion espacial de las mediciones y permiten el mapeado de un volumen mayor del medio. Para las finalidades de la presente invencion, cuando se usan multiples fuentes acusticas (es decir multiples ondas acusticas), todas las fuentes acusticas pueden usar o bien diferentes intervalos de frecuencia o bien el mismo intervalo de frecuencia, siempre que las secuencias de modulacion de las diferentes fuentes acusticas tengan una correlacion cruzada cero o proxima a cero. Cuando se detecta y decodifica la senal de respuesta electromagnetica, puede estimarse por separado cada efecto de marcado del haz acustico mediante la correlacion de la senal recibida respectiva con la secuencia de modulacion original para esta fuente acustica. La contribucion de otras fuentes acusticas a dicha correlacion es despreciable dada la correlacion cruzada de cero o proxima cero entre las secuencias, tal como se describira a continuacion.

Cuando se usan multiples fuentes acusticas, pueden disponerse y operarse de modo que las radiaciones acusticas producidas por estas fuentes interfieran en al menos una parte del volumen de la zona de interes. Mediante esto, puede reforzarse o anularse la potencia acustica en ese volumen de acuerdo con la aplicacion deseada. En este caso, las diferentes senales acusticas generadas por diferentes fuentes acusticas se seleccionan de modo que proporcionen una correlacion cruzada no cero de las mismas a un retardo predeterminado. De ese modo, en la zona de interes, la radiacion acustica global es una combinacion de varias senales acusticas.

La presente invencion puede usarse para varias aplicaciones, incluyendo las medicas y no medicas. Considerando las aplicaciones medicas, la presente invencion puede usarse por ejemplo para la determinacion de la saturacion del oxfgeno en sangre y/o tejidos, asf como la determinacion de la concentracion de (una) sustancia(s) en sangre y/o tejidos tales como hemoglobina, glucosa, etc. Como un ejemplo, la invencion se usa en la determinacion de la saturacion de oxfgeno de las capas de tejido, y se describe por lo tanto a continuacion con respecto a esta aplicacion espedfica, pero debena entenderse que la invencion no esta limitada a esta aplicacion espedfica.

Breve descripcion de los dibujos

Para entender la invencion y para ver como puede llevarse a cabo en la practica, se describira a continuacion una realizacion preferida, a modo solamente de ejemplo no limitativo, con referencia a los dibujos adjuntos, en los que:

la Fig. 1 es una ilustracion esquematica de un sistema de medicion de acuerdo con una realizacion de la presente invencion;

la Fig. 2A es un diagrama de bloques de un ejemplo de una unidad de control para su uso en el sistema de la presente invencion;

la Fig. 2B es un diagrama de flujo de un ejemplo de un procedimiento relacionado con la presente invencion; las Figs. 3A a 3C ejemplifican la generacion de un la senal acustica continua codificada en fase, en la que la Fig. 3A muestra un segmento de una senal ejemplar, la Fig. 3B muestra la auto-correlacion de dicha senal, y la Fig. 3C muestra la correlacion C(to) para un retardo de tiempo To=10-5 segundos;

las Figs. 4A a 4C muestran de modo similar un ejemplo de generacion de una senal acustica continua codificada en frecuencia;

la Fig. 5 muestra un ejemplo de la correlacion cruzada de un modelo de tejido sintetico usando una senal acustica continua modulada en fase para tres longitudes de onda de luz diferentes;

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las Figs. 6A-6C y 7A-7B muestran ejemplos de diferentes configuraciones de un dispositivo de sonda de

acuerdo con la invencion; y

las Figs. 8A y 8B muestran un ejemplo de conjuntos de transductores que incluye gmas de luz.

Descripcion detallada de realizaciones ejemplares

Se hace referencia a la Fig. 1 que ilustra esquematicamente un ejemplo espedfico pero no limitativo de un sistema de medicion, designado en general por 100, configurado y operativo de acuerdo con la invencion para la determinacion no invasiva de uno o mas parametros (propiedades de los componentes del tejido) del sujeto, particularmente un cuerpo humano o animal. El (los) parametro(s) a ser determinado(s) puede(n) incluir el nivel de saturacion de oxfgeno, o valores/niveles de varios otros parametros tales como la concentracion de un analito en la sangre del paciente, o la perfusion de un analito/metabolito en tejidos. Los valores de estos parametros se deducen de la distribucion de la luz en una zona 200 de interes tal como se describira a continuacion.

El sistema 100 incluye partes constructivas principales tales como una unidad 101 de medicion y una unidad 120 de control. La unidad 101 de medicion incluye una unidad (modulo) 101C optica o electromagnetica y una unidad (modulo) 110 acustica. El modulo 101C optico incluye un conjunto 101A de iluminacion y un conjunto 102A de deteccion de luz, y el modulo 110 acustico se configura como una disposicion de transductor acustico que incluye uno o mas transductores acusticos. La unidad 120 de control se configura para controlar la operacion de la unidad 101 de medicion, y para procesar, analizar datos medidos generados por la unidad 101 de medicion (su conjunto de deteccion), y visualizar los resultados del analisis.

El conjunto 101A de iluminacion incluye una o mas fuentes de iluminacion asociadas con una o mas localizaciones diferentes con respecto a la zona de interes. De modo similar, el conjunto 102A de deteccion incluye una o mas unidades detectoras asociadas con una o mas localizaciones de deteccion diferentes. Debena tomarse nota de que la fuente de iluminacion incluye uno o mas elementos de iluminacion formado cada uno, por ejemplo, por un emisor de luz y posiblemente tambien una unidad de grna de luz (por ejemplo, una fibra optica o bandeja de fibras). Por ejemplo, una parte de sonda de la unidad de medicion mediante la que se ha de llevar a la parte del cuerpo bajo medicion transporta el emisor de luz en sf, o puede transportar un extremo distal de una unidad de guiado de luz que por su extremo opuesto se conecta a un emisor de luz externa. La unidad detectora incluye uno o mas elementos de deteccion de luz formado cada uno por un sensor de luz y posiblemente tambien una unidad de guiado de luz (por ejemplo, fibra optica o bandeja de fibras); la parte de sonda mediante la que la unidad de medicion se ha de llevar a la parte del cuerpo puede transportar el sensor de luz o un extremo distal de la grna de luz que por su extremo opuesto se acopla a un sensor de luz externo.

El (los) elemento(s) de iluminacion y/o elemento(s) de deteccion pueden incorporarse dentro de la disposicion de transductor acustico tal como se describe adicionalmente a continuacion con referencia las Figs. 6A-6C y 7A-7B. El (los) elemento(s) de iluminacion y elemento(s) de deteccion pueden incorporarse en una unidad y la disposicion de transductor acustico colocarse al lado de (y no entre medias de) el (los) elemento(s) de deteccion y el (los) elemento(s) de iluminacion.

En el ejemplo de la Fig. 1, el conjunto 101A de iluminacion incluye una unica unidad de iluminacion, y el conjunto 102A de deteccion de luz incluye una unica unidad detectora. Debena entenderse que esto no significa necesariamente el uso de un unico elemento de iluminacion y/o un unico elemento de deteccion. Dicha unidad de iluminacion unica, asf como una unidad de deteccion unica, puede incluir una matriz de elementos de iluminacion y una matriz de elementos de deteccion, de modo que todos los elementos de iluminacion de la misma unidad de iluminacion esten asociados con la misma localizacion con respecto a la zona de interes, y de modo similar todos los elementos de deteccion de la misma unidad de deteccion se asocien con la misma localizacion relativa a la zona de interes. En algunas otras realizaciones de la invencion, el conjunto de iluminacion incluye mas de una unidad de iluminacion y/o mas de una unidad de deteccion, tal como se describira a continuacion.

El modulo 101C optico y el modulo 110 acustico se conectan a la unidad 120 de control, por ejemplo, mediante cables 105, 106 y 107 tal como se muestra en la Fig. 1, o usando transmision de senal inalambrica (por ejemplo, IR, RF o transmision de senales acusticas) segun corresponda.

La unidad 120 de control es tfpicamente un sistema computarizado que incluye entre otros una unidad de fuente de alimentacion (no mostrada); un panel de control con funciones de entrada/salida (no mostrado); una utilidad 120A de presentacion de datos (por ejemplo, pantalla); una utilidad 120B de memoria; y una utilidad 120C de procesamiento y analisis de datos (por ejemplo CPU). Tambien se proporciona en la unidad 120 de control una utilidad 122 generadora de senal (por ejemplo la funcion de generador y control de fase) configurada y operativa para controlar la operacion de la unidad 110 acustica (disposicion de transductor), y una utilidad 123 apropiada configurada para la operacion de la unidad 101C optica. La utilidad 120C de procesamiento y analisis de datos se preprograma para la recepcion de los datos medidos (MD) procedentes del conjunto 102A de deteccion (a traves del cable 105 en el ejemplo presente) y para procesamiento de estos datos medidos para identificar la distribucion de luz detectada correspondiente a localizaciones de mediciones en la zona de interes, permitiendo de ese modo la determinacion de uno o mas parametros deseados de la zona de interes, por ejemplo, nivel de saturacion de oxfgeno. Tambien se proporciona en la unidad de control una utilidad 125 correladora (tfpicamente una utilidad de software) asociada con

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el generador 122 de senal.

De acuerdo con este ejemplo, la unidad 101 de medicion se configura como una sonda que tiene una estructura 403 de soporte (preferentemente flexible) a ser puesta en contacto con la parte del cuerpo a ser medida. La estructura 403 de soporte transporta al menos parte del conjunto 101A de iluminacion y al menos parte del conjunto 102A de deteccion. Tal como se muestra en la figura, suponiendo que en la sonda hay: un orificio OP de salida de luz (que constituye un elemento de iluminacion) asociado con la fuente de iluminacion, un orificio IP de entrada de luz (que constituye un elemento de deteccion) asociado con la unidad detectora, y un orificio 245 acustico asociado con la unidad acustica. Debena entenderse que el orificio OP de salida de luz puede ser parte integral con el (los) elemento(s) de emision de luz o puede estar constituido por el extremo distal de una unidad de fibra optica conectada en su otro extremo a uno o mas elemento(s) emisor(es) de luz localizados fuera de la estructura de soporte (por ejemplo, en la unidad de control). De modo similar, el orificio IP de entrada de luz puede ser parte integral con el (los) elemento(s) de deteccion o puede estar constituido por el extremo distal de una unidad de fibra optica que en su otro extremo se conecta a uno o mas elementos de deteccion (sensores de luz) localizados fuera de la estructura de soporte (por ejemplo, en la unidad de control).

Generalmente, el conjunto 101A de iluminacion puede configurarse para producir luz de al menos una longitud de onda. De acuerdo con una realizacion de la presente invencion, el conjunto de iluminacion genera luz de multiples (al menos dos) longitudes de onda diferentes. El conjunto 101A de iluminacion puede preprogramarse por ejemplo para producir los diferentes componentes de longitud de onda en momentos diferentes, o para producir simultaneamente componentes de longitud de onda con diferentes modulaciones de frecuencia y/o de fase. En consecuencia, la unidad 120 de control se preprograma para identificar, en una senal generada por el conjunto 102A de deteccion, la longitud de onda correspondiente de luz, usando analisis por tiempo, y/o fase, y/o frecuencia. El conjunto de deteccion puede incluir un filtro de frecuencia apropiado

- Asf, el conjunto 101A de iluminacion puede incluir el (los) emisor(es) de luz transportados por la estructura 403 de soporte y que comunica con la unidad 120 de control (usando cables 106 o transmision de senal inalambrica). Alternativamente, el (los) emisor(es) de luz pueden localizarse fuera de la estructura 403 de soporte (por ejemplo, dentro de la unidad 120 de control) y la conexion 106 esta constituida por un conjunto de grna de luz (por ejemplo, fibras opticas) para guiado de la luz al orificio OP de salida de luz localizado sobre la estructura 403 de soporte. El conjunto 102A de deteccion incluye uno o mas detectores de luz tales como un tubo fotomultiplicador, fotodiodo o un fotodiodo de avalancha. El detector de luz puede incluir una matriz de pfxeles de imagen, por ejemplo, CCD u otra matriz de fotodiodos. El (los) detector(s) puede(n) alojarse fuera de la estructura 403 de soporte (sonda), por ejemplo, pueden localizarse dentro de la unidad 120 de control, y la luz devuelta (respuesta de luz) puede guiarse desde el orificio IP de entrada del conjunto de deteccion a traves de los medios 105 de grna de luz (por ejemplo, fibra optica). Alternativamente, el (los) detector(es) puede(n) localizarse en la estructura de soporte y la conexion 105 se configura para conectar una salida electrica del (de los) detector(es) indicativa de los datos medidos MD a la unidad 120 de control. Como se ha indicado anteriormente, el conjunto 102A de deteccion puede incluir dos detectores separados o una matriz de detectores. Debena entenderse tambien que las conexiones 105 y 106 pueden ser hilos electricos que conectan la unidad 120 de control al conjunto de iluminacion y al conjunto de deteccion localizados sobre la estructura 403 de soporte, o la conexion puede ser inalambrica.

Asf, generalmente, las expresiones “conjunto de iluminacidn" y “conjunto de deteccion" tal como se transportan por una estructura de soporte (sonda) que se lleva a una parte del cuerpo a ser medida, estan constituidos por al menos orificios de transmision y recepcion de luz. De modo similar, la disposicion 110 transductora puede localizarse sobre la estructura 403 de soporte (de modo que se ponga en contacto acustico con la piel), y conectarse a la unidad 120 de control (a su generador 122 de senal y CPU 120C) usando cables y/o fibras opticas 107 y/o usando medios inalambricos. Alternativamente, la conexion 107 puede constituir una unidad de grna acustica para la conexion del (de los) transductor(es) localizado(s) fuera de la estructura de soporte (por ejemplo, en la unidad de control) al orificio 245 de salida acustica sobre la estructura de soporte.

La disposicion 110 transductora puede ser un unico elemento acustico, configurado y operativo para emitir haces acusticos enfocados o sin enfocar o la emision de pulsos acusticos; o una matriz piezoelectrica en fase capaz de producir haces acusticos con direccion, enfoque, duracion y fase variables; o puede ser una matriz de unidades de silicio u otras unidades de generacion de presion configuradas como un unico elemento o una matriz de elementos (matriz en fase); o una sonda de captura de imagen de ultrasonidos completa que comprende unidades de transmision y recepcion. La disposicion transductora puede conectarse a un amplificador (no mostrado), por ejemplo localizado dentro de la unidad 120 de control, operativo para amplificar senales electronicas generadas por el generador 122 de senal. La unidad de control se preprograma para operar la disposicion 110 transductora (a traves del generador 122 de senal) de una forma predeterminada para producir una onda continua acustica codificada, que es una funcion predeterminada de al menos un parametro de la radiacion acustica que vana a lo largo del tiempo durante un intervalo de tiempo de medicion. Esta funcion predeterminada se selecciona para que tenga una funcion de auto-correlacion estrecha (es decir una auto-correlacion que sea despreciable para cualquier tiempo de retardo mayor que la resolucion de tiempo determinada del sistema, por ejemplo, determinada como la resolucion de tiempo de deteccion de la respuesta de radiacion electromagnetica, o como un ancho de banda temporal del transductor de ultrasonidos, o como la resolucion espacial requerida dividida por la velocidad del sonido en el medio), tal como se

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describira mas espedficamente a continuacion.

El conjunto 102A de deteccion genera senales electronicas en respuesta a la amplitud y fase de la luz recogida en el orificio IP de entrada. Estas senales electronicas pueden filtrarse mediante filtros analogicos y/o digitales, por ejemplo filtros paso banda, que se proporcionan apropiadamente conectados a la utilidad 120C de procesamiento de datos de la unidad 120 de control o como una parte de esta utilidad de procesamiento.

Se hace referencia ahora a la Fig. 2A que muestra mas espedficamente un ejemplo de los elementos funcionales y operacion de la unidad 120 de control. Tal como se muestra, el generador 122 de senal incluye una fuente 124 de senal, un modulador 126 y un generador 128 de secuencias. Tambien, en el presente ejemplo, la unidad de control incluye una utilidad 127 de cambio de fase, dado que en el presente ejemplo la fase es un parametro modulable en una onda acustica continua a ser generada por la unidad acustica. Sin embargo, la invencion no esta limitada a este ejemplo espedfico, y la unidad de control puede incluir una utilidad de cambio de frecuencia y/o amplitud, alternativa o adicionalmente al cambiador de fase. La CPU 120C controla la operacion del generador 122 de senal y correlador cruzado 125, y recibe senales del correlador cruzado 125. La CPU 120C controla tambien la fuente 124 de senal y el generador 128 de secuencia. La fuente 124 de senal genera una senal base So (por ejemplo, una onda sinusoidal de una cierta frecuencia, o una senal modulada en frecuencia, o un tren de ondas cuadradas a una frecuencia central). La senal So pasa a traves del modulador 126 que controla uno o mas de sus parametros (por ejemplo, al menos uno de los siguientes: fase, frecuencia, gradiente de frecuencia (modulacion en frecuencia), salto de fase, amplitud, ciclo de trabajo, gradiente de modulacion en frecuencia) para producir una senal S2 de modulacion (o codificacion) para operar el transductor acustico para producir una secuencia acustica (ultrasonido). Alternativamente la senal S2 de modulacion comprende una combinacion de dichas secuencias. La operacion del modulador 126 es controlada por el generador 128 de secuencia. La CPU 120C transmite una senal S1 al generador 128 de secuencias, que controla su operacion. El generador 128 de secuencias controla a su vez la operacion del modulador 126 de acuerdo con esta senal S1. La senal S2 de modulacion que sale del modulador 126 es un resultado de la combinacion de la senal So base con la modulacion inducida por el modulador 128 sobre esta senal. Esta senal S2 se transmite a la disposicion 110 transductora mediante la conexion 107. Puede usarse un amplificador de potencia adicional para amplificar la senal S2 antes de actuar sobre el transductor. La senal S2 tambien se transmite al correlador cruzado 125, que correlaciona esta senal S2 con los datos medidos MD procedentes de la unidad 102A de deteccion a traves de la conexion 105. Alternativamente, el correlador cruzado 125 puede correlacionar una senal S3 que corresponde a la senal S2 con los datos medidos. La senal S3 correspondiente es, por ejemplo, la amplitud de la senal S2 o su valor absoluto, u otra funcion que corresponde a la senal S2. El cambiador 127 de fase controla la fase de la senal S3, de modo que se genere un cambio de fase entre la senal S2 y la senal S3. La salida del correlador cruzado 125 (por ejemplo, la amplitud o fase de la correlacion cruzada a diferentes retardos) es procesada por la CPU 120C y visualizada sobre la pantalla 120A.

Se hace referencia a la Fig. 2B que ejemplifica un procedimiento de la presente invencion adecuado para ser usado para extraer la distribucion de luz en el tejido. Se genera una forma de onda arbitraria (GWF) con caractensticas predeterminadas de modo que la auto-correlacion de GWF sea despreciable para cualquier retardo t mayor que la resolucion de tiempo del sistema. Esta forma de onda GWF se guarda en la memoria. Esta forma de onda arbitraria corresponde a la senal S2 de modulacion anteriormente descrita.

La GWF se transmite para actuar un transductor ultrasonico (110 en la Fig. 1) con un ancho de banda conocido, para la produccion de ondas acusticas en la forma de una secuencia no periodica para irradiar un volumen del medio (tejido), al menos parte de una zona de interes (200 en la Fig. 1). Simultaneamente, el conjunto de iluminacion se opera para iluminar el medio con luz coherente a una cierta longitud de onda A. Esta luz se propaga a traves del mismo volumen a traves del que se propagan las ondas acusticas (volumen marcado), y se detecta la luz devuelta desde el medio (representando una respuesta de luz del medio).

Las senales electronicas generadas por el conjunto de deteccion en respuesta a la luz detectada se almacenan en la memoria, usando una tarjeta de muestreo con una frecuencia de muestreo, que es al menos el doble del ancho de banda del transductor, permitiendo de ese modo la reconstruccion exacta de una senal continua en el tiempo a partir de sus muestras. Estas senales se correlacionan de modo cruzado contra las senales electronicas GWF, o contra una funcion de la senal GWF tal como se describe a continuacion, almacenada en la memoria con diferentes retardos de tiempo segun aplicado. Para cada retardo t, la amplitud de la correlacion cruzada (CCA(t, A)) se almacena en memoria. De acuerdo con una realizacion preferida de la presente invencion, CCA(t, A) representa la distribucion de luz a la longitud de onda A multiplicada por la distribucion de potencia acustica o amplitud de presion, o una funcion de la amplitud de presion acustica (PA(t)) a una distancia z que corresponde al producto de t por la velocidad del sonido Cs en el tejido medido (es decir z= T Cs).

El perfil de presion (PA(t)) puede o no ser conocido. En el caso en el que la funcion de distribucion de la luz de salida global es un producto del perfil de presion y la funcion de distribucion de luz dentro del medio, si es conocido el perfil de presion, la distribucion de luz LD a la longitud de onda A se determina como

LD(z, A) = CCA(z, A)/PA(z) [1]

En el caso de que sea desconocido (PA(t)), las mediciones se realizan usando al menos dos longitudes de onda Ai,

5

10

15

20

25

30

35

40

45

A2 diferentes de luz proporcionando dos amplitudes de correlacion cruzada CCA(z, A1) y CCA(z, A2) correspondientes, respectivamente. Una relacion entre las dos mediciones depende de (PA(t)), proporcionando as^ la relacion entre las distribuciones de luz determinada como

LD(z,A) _ CCA(z,A, )

LD(z, A2) = CCA(z, A)

Esto se describira mas espedficamente adicionalmente a continuacion.

Un ejemplo de una secuencia acustica usada en una realizacion de la presente numeros aleatorios con un penodo suficientemente largo (infinito con relacion al una funcion de ese tipo podna ser:

S2 = A1 cos(wt + ©(/))

en la que A1 es la amplitud, / = suelo(t/T) y © es una secuencia de numeros generada mediante cualquier generador pseudoaleatorio rectangular.

En este ejemplo, la fase de la senal S2 de frecuencia angular w (producida por el modulador 126 en la Fig. 2A) se cambia aleatoriamente para cada segmento de duracion t. En este caso, t determina el ancho de la auto-correlacion de la senal alrededor de cero, y por ello la resolucion espacial de la senal procesada. El lfmite mas bajo del intervalo de valores de t puede limitarse por el ancho de banda del sistema acustico, que es proporcional a I/t.

Las Figs. 3A y 3B muestran, respectivamente, un segmento de senal S2 tfpica y su auto-correlacion. Este marcado de luz incidente se detecta como resultado de la interaccion entre ondas acusticas y fotones cuya trayectoria optica y en consecuencia fase se modula por el movimiento de las partfculas dispersas en el tejido. La fase de la senal recibida (correspondiente a los fotones marcados) con relacion a la fase de la senal S2 trasmitida vana con el tiempo y profundidad y es tambien desconocida.

Por ello, el procesamiento de los datos medidos indicativos de la respuesta de luz detectada incluye el procesamiento de la senal correlacionada para buscar el cambio de fase que da la mejor correlacion para cada retardo. Esto puede realizarse mediante la correlacion de los datos medidos con un fasor complejo representacion de la secuencia acustica y tomando el valor absoluto del fasor resultante. Considerando el ejemplo anterior para la senal S2, el fasor complejo es Sp = e^©® y la correlacion C(t) se ha de calcular como

C(t) = ^D(t)Sp(t -t) [4]

t

en la que D son los datos medidos (MD en la Fig. 1); Sp es un ejemplo para las senales S3 que puede usarse para determinar la correlacion entre S2 y los datos medidos.

Si la senal se origina partir de un retardo To conocido con cambio de fase 0 arbitrario, el resultado sena:

invencion utiliza un generador de segmento usado). Un ejemplo de

[3]

aleatorios en el intervalo [0, 2n]

C(To) =

Z cos(wt + ©(/) + $)Sp (t - T0)

[5]

La Fig. 3C ilustra la salida C(to) para To = 10'5 segundos y cualquier valor de 0.

Un intervalo de medicion, es decir la duracion de la senal S2 en una epoca de medicion, debena ser preferentemente tan largo como sea posible para mejorar la relacion senal a ruido (SNR) del sistema. Esto puede implementarse bajo la suposicion de que un patron de dispersion es constante durante la medicion, y por lo tanto una relacion de fase de los datos medidos y la senal S2 original es constante (incluso si dicha relacion es desconocida). El movimiento browniano relacionado con la temperatura de las partfculas de dispersion y otros efectos en un tejido vivo, tal como el movimiento de las celulas sangumeas, fuerzan un lfmite superior practico para la duracion de medicion. Estos movimientos provocan que el patron de interferencia entre los diferentes fotones sobre la superficie de deteccion de un detector (denominado “patron de moteado") sea variable en el tiempo, y hace que la relacion de fase entre los datos medidos y la senal S2 vanen con el tiempo. El intervalo de medicion esta por lo tanto limitado al tiempo de correlacion de moteado, definido, por ejemplo, tal como se divulga en el documento de Lev y col. en J. Opt. Soc. Am. A Vol. 20, N.° 12 (diciembre de 2003).

La senal S2 puede comprender una secuencia de cortos pulsos, que estan separados por penodos de baja amplitud (o incluso cero). El periodo de separacion entre pulsos se determina como el penodo de tiempo en el que la fase de luz que se propaga a traves del medio durante el segundo pulso es independiente de la fase de la luz que se propaga a traves del medio durante el primer pulso. Preferentemente, el tiempo de separacion debena ser mas largo que el tiempo de correlacion de moteado. Dado que el tiempo de correlacion de moteado depende de las propiedades del medio (tales como su temperatura), la senal S2 puede determinarse de acuerdo con las propiedades del medio que se esta monitorizando. Como otra opcion, puede usarse una pluralidad de duraciones de separacion,

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

y debena seleccionarse una duracion de separacion optima (suponiendo SNR optima o un parametro de senal optimizado) para la medicion. De acuerdo con otra opcion mas, puede monitorizarse la separacion optima en sf, para proporcionar una medida para una propiedad del medio (tal como su temperatura o el flujo sangumeo a traves del tejido).

En algunos casos, los pulsos anteriores pueden sustituirse cada uno por un conjunto de multiples pulsos que se transmiten a traves de la misma fase de luz —permitiendo asf obtener una senal suficientemente fuerte a traves del promediado—. Las duraciones de separacion entre estos conjuntos interiores de pulsos se seleccionan para que sean suficientemente largas de modo que durante la propagacion de un unico pulso (incluyendo ecos) a traves de la zona de interes los pulsos no coexistan dentro de la zona de interes, y para que sean mas pequenos que el tiempo de correlacion de moteado.

- Si se requiere una integracion mas larga para mejorar adicionalmente la SNR, el promediado puede llevarse a cabo entre intervalos de mediciones separados, pero este promediado se realiza despues de que se calcule por separado el valor absoluto de la correlacion compleja para cada una de las mediciones. En el caso en el que S2 comprende una serie de pulsos, el promediado puede realizarse por separado a traves del valor absoluto de la correlacion cruzada para cada pulso. Por ejemplo, el promediado puede realizarse a traves de un numero predeterminado de mediciones que se separan mediante un retardo de tiempo predeterminado. Este promediado podna ser ventajoso en casos en los que los datos de medicion son periodicos (es decir cambian periodicamente en funcion del tiempo como en el caso de la modulacion del volumen sangumeo). Por ejemplo, el promediado a traves de diferentes porciones de los datos medidos puede correlacionarse con picos/valles del volumen sangumeo durante los penodos sistolicos/diastolicos en un volumen de sangre pulsante, que tengan un retardo predeterminado entre sn En este caso, una diferencia entre las senales corresponde a los niveles de saturacion de oxfgeno en sangre (como en el caso de la oximetna de pulso).

La senal S2 puede incluir por ejemplo una pluralidad de diferentes senales arbitrarias. Estas pueden ser por ejemplo diferentes senales que tengan diferentes amplitudes y/o diferentes frecuencias y/o diferentes variaciones de fase.

El ejemplo anterior demuestra la modulacion aleatoria de la fase de la senal S2. Como se ha indicado anteriormente, pueden modularse otros parametros de la senal S2 de acuerdo con una funcion predeterminada.

Lo que sigue es un ejemplo relativo a una modulacion de frecuencia de la senal S2. La senal S2 puede expresarse por

S2 = cos(M)), [6]

en la que $ se selecciona de modo que -^- = , y en la que i = suelo(f/y) y w es una secuencia aleatoria con una

distribucion cuadrada en el intervalo de frecuencia angular asignado.

Las Figs. 4A y 4B ejemplifican, respectivamente, un segmento de senal S2 y su auto-correlacion. La Fig. 4C muestra la correlacion cruzada C(t) definida de modo similar al ejemplo anterior para la modulacion de fase.

Debena tomarse nota de que la descripcion anterior para la correlacion cruzada se basa en un procesamiento digital de la senal. Sin embargo, pueden disenarse y construirse circuitos analogicos dedicados que realizan la correlacion cruzada con retardos variables para proporcionar una operacion funcional similar del sistema.

Con referencia a la Fig. 5, se ejemplifica en ella un caso para la modulacion de fase de la senal S2. La figura muestra la amplitud de C(t) (es decir la amplitud de la correlacion cruzada CCA(t, A), obtenida para diferentes valores de retardo t, en funcion de la distancia desde el transductor acustico, en la que esta distancia es igual al producto de t por la velocidad del sonido en el medio. Se presentan tres graficos, que muestran CCA(t, A) calculada a partir de datos medidos MD obtenidos experimentalmente que corresponden a una respuesta de luz a tres longitudes de onda A1, A2, A3, respectivamente.

En este ejemplo, tres fuentes de luz diferentes, a tres longitudes de onda diferentes, iluminan un medio turbio, y una unidad de deteccion genera senales electronicas indicativas de los datos medidos correspondientes a la luz recogida en el orificio de entrada del detector, para cada longitud de onda usada. Como puede verse en la figura, las amplitudes de las senales de correlacion cruzada CCA(t, A1), CCA(t, A2), CCA(t, A3), o generalmente CCA(t, A), a distancias variables es diferente para las tres longitudes de onda. Esto es el resultado del hecho de que la distribucion de luz de las tres longitudes de onda en el tejido es diferente, debido a diferencias en la absorcion, dispersion e mdice de refraccion.

La senal CCA(t, Ai) corresponde a la distribucion acustica o amplitud de presion PA(z), y a la distribucion de luz LD(A').

5

10

15

20

25

30

35

40

LD(z, A') = K * n

1 +

,2 2

+ z

(r - r )2 + z

-expl -

-p'J (r - r)

22 + z

[7]

en la que K es una constante, m = ^3ma (nia + ms) @<J3m!,ms es la tasa de decaimiento efectiva de la luz en el medio, nia es el coeficiente de absorcion y p's es el coeficiente de dispersion a la longitud de onda A'; cuando se usa

luz del infrarrojo cercano, puede suponerse que m 3njams , ra es o bien el vector a la fuente (a = s) o al detector (a = d), y z es la direccion paralela a la direccion de propagacion de la radiacion acustica en el medio.

1

2

a=s,d

Por ejemplo, para una distancia z suficientemente grande (z = t-Cs, siendo Cs la velocidad del sonido en el medio) desde la superficie del cuerpo (concretamente mayor que la trayectoria libre media de luz en el medio, y mayor que la separacion fuente a detector, rd - rs, la distribucion de luz LD(z, A') es proporcional a e_2p'z, en la que CCA(z, A'))

viene dada por CCA(z, A') = PA(z) P0 e-2p'z + Co, en la que P0 es la intensidad de luz inicial tras la entrada en el medio, y Co es una constante aditiva.

Asf, volviendo a la Fig. 2B, si la amplitud de presion acustica PA(z) es conocida, por ejemplo mediante su medicion con un hidrofono en agua, la distribucion de luz LD(z, A') puede extraerse mediante la division de PA(z) d entre CCA(z, A'), despues de eliminar Co. En muchos casos practicos, sin embargo, el perfil de presion es desconocido, por ejemplo cuando el medio consiste en diferentes capas con diferentes impedancias acusticas. De ese modo, no hay correspondencia entre mediciones del perfil de presion en agua o espectros sinteticos y el perfil de presion correcto en el medio medido. En dichos casos, pueden realizarse las mediciones con al menos dos o generalmente N diferentes longitudes de onda de luz, y en correspondencia se usa CCA(z, A') para eliminar la contribucion acustica PA(z) (despues de eliminar Co). Esto se implementa mediante la division de la CCA(z, A') medida por la CCA(z, A) para 'tj, suponiendo que la contribucion acustica es la misma para todas las longitudes de onda, lo que es una suposicion justificable. Asf, puede obtenerse la relacion de las distribuciones de luz. Esta relacion es importante por ejemplo para la determinacion de la saturacion de oxfgeno de un tejido o vaso sangumeo como se explicara a continuacion.

La constante Co corresponde al nivel de ruido del sistema en el ancho de banda de frecuencia medido. Por ejemplo, una posible forma de medir Co, es realizar la correlacion cruzada de los datos medidos MD con una serial invertida en el tiempo Sp(T-t). Dicha correlacion da como resultado el mismo ancho de banda de frecuencia, pero esta completamente no correlacionada con los datos medidos MD. De ese modo, la constante Co para cada longitud de onda de luz puede medirse independientemente y eliminarse de la serial CCA(z, T). Alternativamente, Co puede eliminarse mediante la realizacion de las mediciones a dos amplitudes diferentes de radiacion acustica, y tomando la diferencia entre las dos correlaciones cruzadas correspondientes.

En el caso de un medio irradiado por tres longitudes de onda diferentes:

i i /'

I -2Apjz

Ij = 10

[8]

en la que i; j = 1; 2; 3 representan los tres laseres, I' = CCA(z, A')-Co la amplitud de la serial a la distancia z, I‘0, Ij son las intensidades de entrada de las i-esimas y j-esimas longitudes de onda respectivamente y Ayj = p'—uf

Tomando un logaritmo de la ecuacion anterior, puede obtenerse Apj:

Ap'j

1 9 i

------ln

2 9z

r_

~j

[9]

La saturacion s se relaciona con el coeficiente de absorcion p'a mediante la siguiente relacion:

C* C

-HbO^

= Cw (a:

(^Hb +(aHbO £Hb )s)

p

Hb

HbO

a

[10]

en la que CHb, CHbo y Ctot son las concentraciones de la hemoglobina desoxigenada, hemoglobina oxigenada y la hemoglobina total, respectivamente, s es la saturacion de oxfgeno definida como la relacion entre la concentracion de hemoglobina oxigenada a la concentracion de hemoglobina total (es decir, s = CHbo/Ctot), y t'Hb, z'HM son los

coeficientes de extincion en la longitud de onda i-esima para la hemoglobina desoxigenada y oxigenada, respectivamente, que son conocidos en la bibliograffa.

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

Asf, para cualquier saturacion s, puede calcularse el ja teorico usando esta ecuacion, para determinar la saturacion en diferentes capas del tejido. El coeficiente de decaimiento j puede calcularse por ejemplo a partir de los graficos presentados en la Fig. 5. Si el coeficiente de dispersion se supone que es el mismo para las tres longitudes de onda,

J )2

el coeficiente de absorcion en cada longitud de onda es igual a: ja = ^ ' , y la relacion d>k puede calcularse por:

3js

d>k =

Ajij

Aj'k

£' - £‘ +[£' - £‘ - £' + £l

Hb

Hb

HbO

HbO

Hb

Hb

£' - £k +(£' - £k - £,' + £k

Hb

Hb

HbO

HbO

Hb

Hb

[11]

Lo siguiente explica como se calcula la saturacion mediante el uso de los datos medidos obtenidos mediante tres laseres, y usando las diferencias en Aj12 y Aj31:

Los coeficientes de extincion son conocidos a partir de la bibliograffa, de modo que para Sat = 1 - 100 % los valores teoricos para Ajth = (Ajth12, Ajth31) pueden calcularse hasta la constante multiplicativa ^3- JS - Ctot . El

coeficiente de dispersion j's = j se aproxima para que sea el mismo para los tres laseres, sin embargo puede variar con el tiempo. Para comparar el valor experimental Ajex = (Aj12 ex, Aj31 ex) con el valor teorico Ajth, se determina el angulo entre los vectores en el plano que se expande por |Aj12,Aj31|. Para cada punto

experimental hay un cierto valor de Ajex. Se calcula el angulo entre este vector experimental y cada opcion teorica (que corresponde a los valores de saturacion de 1 % - 100 %). El valor de saturacion que corresponde a Ajth, que tiene el angulo mas pequeno respecto a Ajex, es el nivel de saturacion calculado. Por ello, la saturacion

se calcula sin depender del factor ^3- Js - Cot .

Los datos experimentales de los graficos presentados en la Fig. 5 se recogieron cuando la distancia entre las unidades de iluminacion y deteccion era de 3 cm. La intensidad de pico se obtuvo a aproximadamente 9 mm de la piel (hay una distancia de 2-3 mm entre la cara del transductor y la superficie de la piel en esta medicion). Para mapear las tres distribuciones de luz dimensionales, debenan usarse diferentes separaciones entre la fuente y los detectores.

Una vez se determina la saturacion s, puede determinarse la concentracion de hemoglobina total Ctot a partir de las mediciones del decaimiento exponencial de CCA(z, A) a las diferentes longitudes de onda, usando los coeficientes de extincion conocidos para la hemoglobina oxigenada y desoxigenada.

Debena tomarse nota de que, ademas del nivel de saturacion de oxfgeno, pueden determinarse otros parametros del tejido y composicion o parametros de la sangre a partir de las mediciones de CCA(z, A'). Mas aun, la presente invencion proporciona el uso de la determinacion de Ajex, sin confiar en la medicion de CCA(z, A'), por ejemplo mediante el uso de la espectroscopia en el dominio de la frecuencia o mediciones basadas en el tiempo de vuelo, para determinar los siguientes parametros independientemente del procedimiento de medicion:

Por ejemplo, puede calcularse el contenido de hemoglobina total Ctot como sigue: dado que el angulo entre los

vectores Ajth y Ajex corresponde a la saturacion calculada, los factores multiplicativos (es decir -^3- js - Ctof ) que

se desprecian en el calculo teorico de Ajth no tienen consecuencias en el valor de saturacion que es el resultado del algoritmo divulgado. Si hay un cambio en la concentracion de sangre total, Ctot, o en el coeficiente de dispersion, Js, sin cambios en el nivel de saturacion de oxfgeno, se reflejara por la distancia del punto experimental desde el origen (vease la ecuacion [10]), pero la direccion del vector desde el origen al punto experimental continuara la misma. Por lo tanto, la concentracion de sangre total puede medirse mediante la determinacion de la distancia del punto Ajex experimental desde el origen. Los cambios en el coeficiente de dispersion pueden extraerse usando otros procedimientos opticos, tales como el tiempo de vuelo o espectroscopia en el dominio de la frecuencia. En consecuencia, pueden realizarse mediciones independientes de la concentracion de sangre total Ctot y del coeficiente de dispersion Js.

Otro parametro que puede determinarse a partir de las mediciones de CCA(z, A') es el flujo sangumeo. En general, el volumen de tejido medido contiene vasos sangumeos y capilares. El flujo de sangre en el interior de estos vasos afecta a las propiedades de los datos medidos. El tiempo de correlacion de moteado es afectado por el flujo, hay un flujo que depende del desplazamiento Doppler en las ondas acusticas y pueden existir otros efectos. La medicion directa del tiempo de correlacion de moteado es conocido que corresponde a las velocidades de flujo sangumeo [G. Yu y col. Journal of Biomedical Optics 2005 10:2]. De ese modo, las propiedades de CCA(z, A'), tales como la amplitud de pico, el nivel de ruido Co y otros parametros son afectados por el flujo. Mediante la monitorizacion de estos parametros, en funcion del tiempo, se extraen cambios en el caudal. En particular, monitorizando estos cambios en funcion de la profundidad, puede determinarse la distribucion del flujo.

Aun otros parametros medibles incluyen diferencias entre la contribucion arterial y venosa a la senal. En conexion

con esto, debena observarse lo siguiente: las mediciones de Espectroscop^a General del Infrarrojo Cercano (NIRS) no distinguen entre los compartimentos arterial, capilar y venoso de la circulacion sangumea y por ello reflejan una media ponderada de las concentraciones de Hb dentro de estos compartimentos sangumeos diferentes en la zona muestreada. Por ejemplo, en el cerebro, la distribucion relativa de compartimentos arteriales, capilares y venosos en 5 el volumen de sangre cerebral (CBV) se acepta generalmente que es aproximadamente de 20 %, 10 % y 70 %, respectivamente. Usando esta distribucion, Ctot en el compartimento venoso puede aislarse como sigue:

Ctot = 0,2[Hb]a + 0,1 [Hb]c + 0,7[Hb]v

en la que Ctot, [Hb]a, [Hb]c y [Hb]v son las concentraciones de Hb total, Hb arterial, Hb capilar y Hb venosa, respectivamente. Usando la suposicion de que la concentracion capilar de Hb es la media de las concentraciones 10 arterial y venosa, es posible determinar [Hb]v, dado que Ctot puede medirse y [Hb]a puede calcularse a partir de la saturacion arterial SaO2 usando el contenido de Hb medido de sangre arterial y CBV como una medida del porcentaje de sangre en un volumen de tejido dado. La SaO2 puede medirse usando un oxfmetro de pulso. Debido a que Hb se genera en el cerebro unicamente a traves del proceso de disociacion del O2 a partir de HbO2 la diferencia en [Hb]a y [Hb]v es identica, aunque opuestas en signo, a la diferencia en [HbO2]a y [HbO2]v, suponiendo que CBV 15 permanece constante durante el periodo de medicion.

Otro parametro mas que puede determinarse, basandose en las mediciones de CCA(z, A'), es la fraccion de extraccion de oxfgeno (OEF). La OEF es el porcentaje de oxfgeno extrafdo de la sangre arterial en el tejido:

OEF = (dif en O2 arterio-venosa) / CaO2, [12]

en la que CaO2, el contenido de seccion anterior, puede calcularse a partir de la saturacion arterial (medida mediante 20 un oxfmetro de pulso, por ejemplo, tal como se explica por Brown D. W. y col. Pediatric Research Vol 54 N.° 6 2006 pags. 861-867); y

(dif en O2 arterio-venosa) = ([Hb]v - [Hb]a) * 1,39 ml 02/gHb [13]

en la que [Hb]a y [Hb]v se han definido anteriormente.

Por lo tanto, dado que el contenido de hemoglobina total Ctot puede extraerse como se ha explicado anteriormente, 25 la fraccion de extraccion de oxfgeno en el volumen de tejido medido puede determinarse usando la realizacion preferida.

Se hace ahora referencia a las Figs. 6A-6C que ilustran esquematicamente tres ejemplos, respectivamente, de configuraciones de sonda de acuerdo con realizaciones adicionales de la invencion. En estos ejemplos la sonda incluye una unidad 110 transductora acustica anular y orificios de salida OP y entrada IP de luz de modo que al 30 menos uno de estos orificios se localiza dentro de una abertura angular del modulo transductor acustico. En el ejemplo de la Fig. 6A se usa una unidad 310 de grna de luz comun a traves de la que pasan las fibras 105 y 106, asociadas con los orificios de salida OP y entrada IP de luz (es decir con los elementos de iluminacion y deteccion). En el ejemplo de la Fig. 6B, la configuracion es en general similar a la de la Fig. 6A, pero utiliza unidades 312 y 311 de grna de luz separadas localizadas en el interior de la abertura de las unidades transductoras y asociada con los 35 elementos de iluminacion y deteccion, respectivamente. En el ejemplo de la Fig. 6C, una unidad 310 de grna de luz que transporta una fibra optica 306 asociada con el elemento IP de deteccion de luz se localiza en el interior de la abertura del transductor, y se localiza un elemento OP de iluminacion en el exterior de la unidad transductora adyacente a ella estando conectado a una fuente de luz o unidad de control a traves de una conexion 105 apropiada. La localizacion de los elementos que corresponden a los elementos de iluminacion y elementos de 40 deteccion de luz puede intercambiarse.

Las Figs. 7A y 7B ilustran esquematicamente dos ejemplos mas, respectivamente, de una configuracion de sonda de acuerdo con la invencion. En ambos de estos ejemplos, se configura una unidad 110 transductora acustica para el paso a traves de ella de al menos una unidad de grna de luz asociada con elemento(s) de deteccion de luz, y una unidad de iluminacion que incluye la pluralidad de elementos de iluminacion localizados en el exterior de la 45 disposicion de transductor adyacente a ella. Los elementos de iluminacion se disponen en una matriz circular alrededor del (de los) elemento(s) de deteccion de luz. En el ejemplo de la Fig. 7A, se usa un unico elemento IP de deteccion de luz que se localiza en una abertura del transductor y se asocia con una unidad 310 de grna de luz apropiada (por ejemplo fibra), y se usa una matriz circular de doce unidades 320A-320L de iluminacion. En el ejemplo de la Fig. 7B, una unidad de iluminacion incluye ocho elementos de deteccion de luz que se usan 50 localizados en aberturas espaciadas correspondientes del transductor. Los elementos de deteccion de luz incluyen un elemento 310A central y elementos 310B dispuestos en una matriz circular alrededor del elemento 310A. La localizacion de los elementos que corresponden a los elementos de iluminacion y elementos de deteccion de luz puede intercambiarse.

Se hace referencia a las Figs. 8A y 8B que ejemplifican los conjuntos de transductores que incluyen grnas de luz.

55 La Fig. 8A muestra un conjunto 500 de transductor que incluye un elemento de grna de luz en el centro. El conjunto puede configurarse de modo que no haya contacto acustico entre el elemento de grna de luz (una fibra optica) y el

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elemento piezoelectrico que genera las ondas acusticas. El conjunto 500 comprende una carcasa 501 que encapsula el elemento 502 piezoelectrico y la gma 510 de luz. Para permitir la entrega de luz a traves del elemento 502 piezoelectrico, el elemento 502 piezoelectrico se forma con una ventana 509 optica que tiene un diametro suficientemente grande para proporcionar la propagacion de luz desde/a la gma 510 de luz a traves de esta ventana

509 optica. La ventana 509 optica puede ser un agujero ffsico, o puede ser una abertura transparente en el elemento piezoelectrico. El elemento 502 piezoelectrico puede ser tambien completamente transparente a la luz, y por lo tanto la ventana 509 optica puede ser parte del elemento 502 piezoelectrico. Ademas, la ventana 509 optica puede incluir una barra optica transparente que permita la propagacion de luz a traves de ella. En caso de que la ventana 509 optica sea un agujero ffsico, puede usarse tambien una ventana 503 optica adicional para sellar este agujero 509. Se proporciona adicionalmente un soporte 511 configurado para permitir la alineacion de la ventana 509 optica con la abertura de la gma 510 de luz. Se conectan hilos electricos 505 y 506 a los dos electrodos (no mostrados) del elemento 502 piezoelectrico, para la generacion de las ondas acusticas. Estos dos hilos se conectan al cable 107 (vease la Fig. 1) usado para suministrar senales electricas desde el generador de senal (125 en la Fig. 1).

La Fig. 8B muestra un conjunto 551 que incluye una carcasa 501 que encapsula el elemento 502 piezoelectrico y la gma 510 optica. La gma 510 optica entra en la carcasa 501 a traves de una abertura (no mostrada) y se soporta mediante una estructura 515 de soporte en el interior de la carcasa. Otra estructura 556 de soporte, posicionada en el interior de la carcasa, soporta un prisma 575. El prisma se posiciona de modo que la luz acoplada desde la gma

510 optica se dirige hacia una gma 565 optica adicional. Esta gma 565 optica se posiciona en el interior de un orificio pasante (ventana optica) 509. El elemento 502 piezoelectrico esta soportado por una estructura 555 de soporte que impide el acoplamiento acustico a las paredes de la carcasa. Se conectan hilos electricos 505 y 506 a los dos electrodos (no mostrados) sobre el elemento 502 piezoelectrico, para la generacion de ondas acusticas. Alternativamente, la gma 510 optica puede introducirse desde el lateral con su extremo cortado en un angulo para permitir que la luz atrapada en el interior de la fibra se refleje en un angulo de 90°, es decir una fibra de disparo lateral, en lugar de la propagacion a traves del prisma 575.

Las configuraciones anteriores permiten la seleccion de los orificios de entrada y salida de luz para su uso en las mediciones de modo que proporcionen una distancia optima entre los orificios de entrada y salida operativos. Esto se asocia con lo siguiente: cuando la distancia entre la fuente de luz y el detector de luz se reduce (a ~ cero), la contribucion de la luz reflejada desde las capas superficiales a la senal sin marcar en la luz detectada es mas alta que en el caso de una distancia fuente-detector mayor. Por lo tanto, para detectar la luz marcada desde capas profundas, la unidad de deteccion incluye preferentemente un filtro electronico, uno de la clase que filtra las senales de baja frecuencia generadas en respuesta a la luz sin marcar de las senales que corresponden a la luz marcada (a frecuencia mas alta que corresponde al ancho de banda de ultrasonidos). Reduciendo la distancia fuente-detector tambien se mejora la precision en el calculo de las propiedades opticas del medio, mejorando la determinacion del (de los) parametro(s) deseado(s), por ejemplo el calculo del nivel de saturacion de oxfgeno. Cuando la distancia fuente-detector es pequena, las diferencias en las trayectorias opticas de los fotones superficiales y los fotones profundos (que se usa para calcular el coeficiente de atenuacion optica) depende principalmente de la distancia recorrida en la direccion z (a lo largo de la direccion de radiacion hacia la zona de interes). Mientras que para una distancia fuente-detector mayor, la atenuacion optica depende tambien de las diferencias en las dimensiones x e y, y por ello se degrada la dependencia de la direccion z, convirtiendo los calculos en mas complejos.

Como resultado del haz de ultrasonidos que interactua con la luz, la senal que se obtuvo incluye una integral sobre r de LD(X') dentro de Vus el volumen del haz de ultrasonidos I = [drLD(X). Esta integral dependera claramente de

Vus

rs y rd. La expresion para la distribucion de luz LD(z) (ec. [7]) muestra que su integral sobre r depende de la

distancia fuente-detector rsd, de modo que cuando la distancia rsd disminuye la distribucion de luz LD(z) dependera principalmente del decaimiento exponencial.

Ademas, a distancias fuente-detector grandes, hay muchos mas eventos de dispersion de fotones que alcanzan el detector que para distancias fuente-detector pequenas. Por ello, dado que las diferentes longitudes de onda se dispersan de modo diferente por el tejido y celulas, la diferencia entre las trayectorias opticas de las diferentes longitudes de onda se incrementa cuando se incrementa la distancia fuente-detector. Dado que se supuso anteriormente que el coeficiente de dispersion es el mismo, el error en la realizacion de esta suposicion se incrementa cuando se incrementa la distancia fuente-detector.

De ese modo, la presente invencion proporciona una tecnica efectiva para la determinacion de uno o mas parametros deseados de un sujeto usando un marcado acustico de la luz, en donde la radiacion acustica se genera en la forma de una onda continua, que se codifica (modula) para variar de acuerdo con una funcion predeterminada de al menos un parametro de la radiacion acustica que es no periodico en un intervalo de tiempo de medicion. La invencion tambien proporciona una configuracion de sonda optimizada para obtener una distancia requerida entre los orificios de entrada y salida de luz usada en las mediciones.

Los expertos en la materia apreciaran facilmente que pueden aplicarse varias modificaciones y cambios a las realizaciones de la invencion tal como se han descrito en el presente documento anteriormente sin apartarse de su alcance definido en y por las reivindicaciones adjuntas.

Claims (16)

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REIVINDICACIONES

1. Un sistema (100) para su uso en la determinacion de uno o mas parametros de un sujeto, comprendiendo el sistema:

una unidad (110) acustica para irradiacion de una zona de interes con radiacion de marcado acustico, comprendiendo dicha unidad acustica un generador de senal y una disposicion de transductor acustico, estando configurado y operativo dicho generador de senal para generar al menos una senal de codificacion en la forma de una secuencia arbitraria para actuar dicha disposicion de transductor acustico para la generacion de la radiacion de marcado acustico que comprende al menos un haz de marcado acustico que es una onda acustica continua codificada en la forma de una funcion predeterminada de al menos un parametro de la radiacion acustica que vana a lo largo del tiempo durante un intervalo de tiempo predeterminado usado para las mediciones, teniendo dicha funcion predeterminada una auto-correlacion estrecha con respecto a un retardo predeterminado definido por una resolucion de tiempo del sistema;

una unidad (101C) optica configurada y operativa para irradiar al menos una parte de la zona de interes con al menos un haz electromagnetico de un intervalo de frecuencia predeterminado,

detectar una respuesta de radiacion electromagnetica de dicha al menos parte de la zona de interes y generar datos indicativos de la misma, comprendiendo dicha respuesta radiacion electromagnetica marcada por la radiacion acustica; y

una unidad (120) de control que se configura y es operativa para recibir y procesar dichos datos generados indicativos de la respuesta de radiacion electromagnetica en diferentes retardos de tiempo desde el inicio de la generacion de la onda acustica, comprendiendo dicho procesamiento la correlacion cruzada de dicha senal codificada y dichos datos generados recibidos, y la generacion de datos de salida indicativos de al menos un parametro del sujeto en la zona correspondiente a las localizaciones en el medio en el que se ha marcado la radiacion electromagnetica por la radiacion acustica.

2. El sistema de acuerdo con la reivindicacion 1, en el que dicho retardo predeterminado es mayor que la resolucion de tiempo del sistema.

3. El sistema de acuerdo con la reivindicacion 2, en el que dicha resolucion de tiempo del sistema comprende una de las siguientes: 1) resolucion de tiempo de deteccion de la respuesta de radiacion electromagnetica, 2) ancho de banda temporal de la excitacion acustica de la disposicion de transductor acustico, 3) resolucion espacial predeterminada de la deteccion dividida por la velocidad de dicha radiacion acustica en el medio.

4. El sistema de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 3, en el que

la unidad acustica tiene una de las siguientes configuraciones: (a) comprende un unico orificio acustico (245) para su localizacion a cierta distancia de la zona de interes; y (b) comprende una pluralidad de orificios acusticos espaciados en diferentes localizaciones con respecto a la zona de interes; y

la unidad optica tiene una de las siguientes configuraciones: (1) comprende una pluralidad de orificios (OP) de salida de luz en diferentes localizaciones con respecto a la zona de interes; y (2) comprende una pluralidad de orificios de entrada de luz en diferentes localizaciones con respecto a la zona de interes.

5. El sistema de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 4, que tiene una de las siguientes configuraciones:

la unidad acustica tiene una forma esencialmente anular, comprendiendo la unidad optica al menos uno de los siguientes: al menos un orificio de entrada de luz y al menos un orificio de salida de luz, alojado dentro de una abertura anular de la unidad acustica; y

la unidad acustica tiene al menos una abertura, y la unidad optica comprende al menos un orificio de entrada de luz localizado dentro de dicha al menos una abertura, y una pluralidad de orificios de salida de luz dispuestos en una matriz esencialmente circular alrededor de dicho al menos un orificio de entrada de luz fuera de la unidad acustica.

6. El sistema de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 5, en el que dicha senal de codificacion en la forma de la secuencia arbitraria que actua sobre la disposicion de transductor acustico se configura para modular la salida de la disposicion de transductor acustico en al menos un dominio parametrico de la frecuencia, la fase y la amplitud.

7. El sistema de acuerdo con la reivindicacion 6, en el que dicha al menos una senal de codificacion en la forma de una secuencia arbitraria se caracteriza por al menos uno de los siguientes: dicha secuencia arbitraria es una secuencia pseudoaleatoria con la auto-correlacion estrecha; dicha al menos una senal de codificacion incluye al menos uno de entre los codigos Barker y Golay.

8. El sistema de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 7, en el que dicha unidad de control se configura y es operativa para operar las unidades acustica y optica y para la recepcion y analisis de dichos datos indicativos de la respuesta de radiacion electromagnetica para identificar la radiacion electromagnetica marcada y las localizaciones correspondientes en el sujeto.

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9. El sistema de acuerdo con la reivindicacion 8, en el que dichos datos de salida son indicativos de al menos uno de los siguientes parametros: nivel de saturacion de ox^geno, contenido de hemoglobina total, y flujo sangumeo; y una utilidad de presentacion de datos para la presentacion de dicho al menos un parametro.

10. El sistema de acuerdo con las reivindicaciones 1 a 9, en el que la unidad de control se configura para determinar la correlacion cruzada en cada retardo como intensidad de la radiacion electromagnetica marcada correspondiente a una distancia desde el transductor acustico igual a un producto de la velocidad de propagacion de la senal acustica en el medio del sujeto por el tiempo de retardo.

11. El sistema de acuerdo con las reivindicaciones 1 a 8, en el que la unidad de control se configura para operar la unidad acustica para la generacion de una pluralidad de dichas ondas acusticas continuas codificadas.

12. El sistema de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 1-11, en el que las senales codificadas estan en la forma de secuencias arbitrarias que corresponden a las ondas acusticas continuas codificadas, respectivamente, teniendo una correlacion cruzada proxima a cero en cualquier retardo de tiempo mayor que un retardo de tiempo predeterminado.

13. El sistema de acuerdo con la reivindicacion 12, en el que la unidad de control se configura para procesar dichos datos indicativos de la respuesta detectada mediante la correlacion cruzada de cada parte de dichos datos que corresponde a la respectiva de las ondas acusticas continuas codificadas con su senal codificada respectiva.

14. El sistema de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 13, en el que dicha unidad de control esta adaptada para el uso de la correlacion cruzada para la determinacion de al menos uno de los siguientes parametros: nivel de saturacion de oxfgeno; contenido de hemoglobina total; y flujo sangumeo.

15. El sistema de acuerdo con la reivindicacion 14, en el que la saturacion de oxfgeno se determina mediante el calculo del gradiente espacial del logaritmo de una relacion de dos distribuciones de luz obtenidas mediante la deteccion de luz que ilumina el tejido en dos longitudes de onda de iluminacion diferentes; repeticion de dicho calculo mediante la deteccion de la luz que ilumina el tejido en dos longitudes de onda diferentes, siendo al menos una longitud de onda diferente de dichas dos longitudes de onda de iluminacion; y determinacion de la saturacion del oxfgeno mediante el mapeado de los dos calculos a calculos teoricos o empmcos conocidos de niveles de saturacion de oxfgeno en sangre.

16. El sistema de acuerdo con la reivindicacion 14, en el que el flujo sangumeo se determina mediante la monitorizacion de al menos una amplitud de pico y nivel de ruido de la senal de correlacion cruzada para al menos una longitud de onda de luz, en funcion del tiempo, determinando de ese modo cambios en el caudal, permitiendo por ello la determinacion de la distribucion del flujo mediante la monitorizacion de dichos cambios en funcion de la profundidad.