ES2969019T3 - Determinación de la presencia de un vaso dentro de una región próxima a un extremo de trabajo de un instrumento quirúrgico - Google Patents

Abstract

Un sistema quirúrgico usado para determinar la presencia de un vaso dentro de una región (102) próxima a un extremo de trabajo (104) de un instrumento quirúrgico (106) incluye al menos un emisor de luz (110) dispuesto en el extremo de trabajo (104) de el instrumento quirúrgico (106), y al menos un sensor de luz (112) dispuesto en el extremo de trabajo (104) del instrumento quirúrgico (106) y configurado para recibir luz emitida desde al menos un emisor de luz (110) y reflejada desde la región (102), el al menos un sensor de luz (112) adaptado para generar una señal que comprende un primer componente pulsátil y un segundo componente no pulsátil. El sistema también incluye un controlador (114) acoplado al al menos un sensor de luz (112), comprendiendo el controlador (114) un divisor (116) para separar el primer componente pulsátil del segundo componente no pulsátil y un analizador (118).) para determinar la presencia del vaso dentro de la región (102) próxima al extremo de trabajo (104) del instrumento quirúrgico (106) basándose en el primer componente pulsátil. (Traducción automática con Google Translate, sin valor legal)

Description

DESCRIPCIÓN

Determinación de la presencia de un vaso dentro de una región próxima a un extremo de trabajo de un instrumento quirúrgico

Antecedentes

Esta patente se refiere a un sistema para determinar las características de un tejido y, en particular, a un sistema que usa luz reflejada que incluye un componente no pulsante y un componente pulsante.

El documento WO 2015/148504 divulga un sistema que usa uno o más emisores de luz y sensores opuestos para determinar si un vaso está próximo al extremo de trabajo de un instrumento quirúrgico. Este sistema conocido comprende un controlador adaptado para determinar una pulsación característica de un artefacto dentro de una región proximal al extremo de trabajo del instrumento quirúrgico basándose en la luz detectada por el al menos un sensor de luz.

El documento US 5 769 791 divulga un sistema que usa uno o más emisores de luz, uno o más sensores y un espectrómetro para la interrogación de tejidos corporales durante procedimientos quirúrgicos y/o de diagnóstico. Este sistema conocido comprende un procesador con medios para identificar un componente de las señales ópticas transmitidas correspondiente al flujo sanguíneo pulsátil en el tejido que se está interrogando y un anunciador operable para generar una alarma en respuesta a un flujo sanguíneo pulsátil identificado.

Sistemas y métodos que identifican artefactos y, en particular, vasos, en el campo quirúrgico durante un procedimiento quirúrgico proporcionan información valiosa al cirujano o al equipo quirúrgico. En términos generales, los hospitales de EE. UU. pierden miles de millones de dólares anualmente en costes no reembolsables debido al daño vascular involuntario durante la cirugía. Los pacientes involucrados se enfrentan a una tasa de mortalidad de hasta el 32 %, y probablemente requerirán procedimientos correctivos y permanecerán en el hospital durante nueve días adicionales, dando como resultado decenas, si no cientos, de miles de dólares en costes adicionales de atención. En consecuencia, este valor significativo se obtiene a partir de métodos y sistemas que permiten una determinación precisa de la presencia de vasos, tales como vasos sanguíneos, en el campo quirúrgico, de modo que estos costes puedan reducirse o evitarse.

Los sistemas y métodos que proporcionan información con respecto a la presencia de vasos sanguíneos en el campo quirúrgico son particularmente importantes durante procedimientos quirúrgicos mínimamente invasivos. T radicionalmente, los cirujanos se han basado en la sensación táctil durante los procedimientos quirúrgicos tanto para identificar los vasos sanguíneos como para evitar daños involuntarios a estos vasos. Debido al cambio hacia procedimientos mínimamente invasivos, incluyendo cirugías laparoscópicas y robóticas, los cirujanos han perdido la capacidad de usar la visualización directa y el sentido del tacto para hacer determinaciones en cuanto a la presencia de vasos sanguíneos en el campo quirúrgico. En consecuencia, los cirujanos deben determinar si hay vasos sanguíneos presentes en el campo quirúrgico basándose principalmente en la convención y la experiencia. Desafortunadamente, con frecuencia se producen irregularidades anatómicas debido a anomalías congénitas, cicatrización de cirugías previas y hábito corporal (por ejemplo, obesidad).

Si bien la capacidad de determinar la presencia o ausencia de un vaso dentro del campo quirúrgico proporciona ventajas valiosas para el cirujano o el equipo quirúrgico y es de particular importancia para los procedimientos mínimamente invasivos donde se han perdido la visualización directa y los métodos táctiles de identificación, la capacidad no solo de detectar, sino también de caracterizar, la vasculatura identificada proporciona importantes ventajas adicionales. Por ejemplo, sería ventajoso proporcionar información relacionada con el tamaño del vaso, tal como el diámetro interior o exterior del vaso. La información de tamaño es particularmente relevante ya que la Administración de Alimentos y Medicamentos aprueba actualmente, por ejemplo, dispositivos de ligadura térmica para sellar y cortar vasos dentro de un intervalo de tamaño dado, normalmente menos de 7 mm de diámetro para la mayoría de los dispositivos de ligadura térmica. Si se usa un dispositivo de ligadura térmica para sellar un vaso sanguíneo más grande, entonces la tasa de fallos para un sello así formado puede ser tan alta como el 19 %.

Además, sería de ayuda poder determinar el tipo de tejido que rodea el vaso, no simplemente que el vaso esté rodeado de tejido. La caracterización del tejido no vascular, tal como su profundidad recubriendo un vaso detectado, proporcionaría aún más ventajas.

De forma adicional, sería preferente proporcionar esta información con un retraso mínimo entre la detección y el análisis de vasos o tejidos, de modo que la información puede caracterizarse como en tiempo real o casi en tiempo real (por ejemplo, < 2 segundos). Si se requiere un tiempo considerable para el análisis, entonces, como mínimo, este retardo aumentará el tiempo requerido para realizar el procedimiento. De forma adicional, el retardo puede aumentar la fatiga del cirujano, porque se requerirá que el cirujano se mueva a un ritmo deliberado para compensar el retardo entre el movimiento del instrumento y el suministro de la información. Dichos retardos pueden, de hecho, dificultar la adopción del sistema, incluso si la información proporcionada reduce el riesgo de lesión vascular.

Además, sería ventajoso detectar y analizar la vasculatura y otros tejidos sin la necesidad de usar un medio o agente de contraste. Si bien el uso de un agente de contraste para identificar la vasculatura se ha vuelto convencional, el uso del agente aún se suma a la complejidad del procedimiento. El uso del agente puede requerir equipo adicional que de otro modo no sería necesario, y aumentar los residuos médicos generados por el procedimiento. Además, el uso del agente de contraste añade un riesgo de reacción adversa por parte del paciente.

Como se expone con más detalle a continuación, la presente divulgación describe un sistema quirúrgico que incluye un sistema y un método para características del tejido, tales como presencia del vaso, el tamaño del vaso, tipo de tejido y profundidad de tejido, que incorpora alternativas ventajosas a los métodos existentes, lo que puede proporcionar una identificación mejorada para evitar o aislar tejidos.

Sumario

La presente invención se define en la reivindicación independiente 1 y se refiere a un sistema quirúrgico usado para determinar la presencia de un vaso dentro de una región próxima a un extremo de trabajo de un instrumento quirúrgico que incluye el instrumento quirúrgico, al menos un emisor de luz dispuesto en el extremo de trabajo del instrumento quirúrgico, y al menos un sensor de luz dispuesto en el extremo de trabajo del instrumento quirúrgico, orientado en una misma dirección que el al menos un emisor de luz, y configurado para recibir luz emitida desde el al menos un emisor de luz y reflejada desde la región, el al menos un sensor de luz adaptado para generar una señal que comprende un primer componente pulsátil y un segundo componente no pulsátil. El sistema también incluye un controlador acoplado al al menos un sensor de luz, comprendiendo el controlador un divisor para separar el primer componente pulsátil del segundo componente no pulsátil y un analizador para determinar la presencia del vaso dentro de la región próxima al extremo de trabajo del instrumento quirúrgico basándose en el primer componente pulsátil.

En las reivindicaciones dependientes 2-13 se exponen realizaciones preferidas del sistema quirúrgico.

Breve descripción de los dibujos

La divulgación se comprenderá mejor partiendo de la siguiente descripción interpretada junto con los dibujos adjuntos. Algunas de las figuras pueden haberse simplificado por la omisión de elementos seleccionados con el fin de mostrar más claramente otros elementos. Dichas omisiones de elementos en algunas figuras no son necesariamente indicativas de la presencia o ausencia de elementos particulares en cualquiera de las realizaciones ilustrativas, excepto que se pueda delinear explícitamente en la correspondiente descripción escrita. Ninguno de los dibujos está necesariamente a escala.

La figura 1 es un diagrama esquemático de un sistema quirúrgico de acuerdo con una realización de la presente divulgación;

La figura 2 es una vista fragmentaria ampliada de una realización del instrumento quirúrgico con emisor de luz y sensor de luz en relación fija entre sí, con una sección de un vaso ilustrada como próxima al emisor de luz y al sensor de luz;

La figura 3 es una vista fragmentaria ampliada de una realización de un instrumento quirúrgico con emisor de luz y sensor de luz movibles entre sí para variar la separación entre los mismos, con una sección de un vaso ilustrada como próxima al emisor de luz y al sensor de luz;

La figura 4 es una vista en perspectiva de una realización de un instrumento quirúrgico con emisor de luz y sensor de luz movibles entre sí para variar el ángulo del emisor de luz y/o sensor de luz con respecto a una superficie del instrumento quirúrgico;

La figura 5 es una vista en perspectiva ampliada del emisor de luz, el sensor de luz y el mecanismo para variar el ángulo del emisor de luz y/o sensor de luz con respecto a la superficie del instrumento quirúrgico;

La figura 6 es un diagrama de flujo de una realización de un método para hacer funcionar el sistema quirúrgico de la figura 1;

La figura 7 es un diagrama de flujo de una realización de un método para determinar la presencia de un vaso usado en el método de la figura 6;

La figura 8 es un gráfico de los valores normalizados del componente no pulsátil (CC) de una señal generada por un sensor de luz para sujetos solo de tejido de diversos tipos de tejido;

La figura 9 es un gráfico de las magnitudes del componente no pulsátil (CC) de una señal generada por un sensor de luz para un sujeto solo de tejido y un conjunto de tejido/vaso en un intervalo de espesores de tejido;

La figura 10 es un gráfico de las magnitudes del componente pulsátil (CA) de una señal generada por un sensor de luz para un sujeto solo de tejido y un conjunto de tejido/vaso en un intervalo de espesores de tejido;

La figura 11 es un gráfico de las magnitudes de una métrica derivada de valor propio para sujetos solo de tejido y conjuntos de tejido/vaso en una gama de tipos de tejido para longitudes de onda de 660 nm o 910 nm de luz emitida;

La figura 12 es un gráfico de las magnitudes de una métrica de autocorrelación para sujetos solo de tejido y conjuntos de tejido/vaso en una gama de tipos de tejido, estando dispuestos los sujetos, conjuntos y tipos de tejido en el mismo orden que en la figura 11;

La figura 13 es un gráfico de las magnitudes de una métrica de coeficiente de correlación para sujetos solo de tejido y conjuntos de tejido/vaso en una gama de tipos de tejido; y

La figura 14 es un gráfico de las magnitudes de una métrica de pico para sujetos solo de tejido y conjuntos de tejido/vaso en una gama de tipos de tejido, estando dispuestos los sujetos, conjuntos y tipos de tejido en el mismo orden que en la figura 13.

Descripción detallada de diversas realizaciones

Un sistema quirúrgico de acuerdo con una realización de la presente divulgación incluye al menos un emisor de luz, al menos un sensor de luz y un controlador. El sistema también incluye un instrumento quirúrgico.

El sistema puede usarse para determinar la presencia de un vaso dentro de una región próxima a un extremo de trabajo del instrumento quirúrgico. En particular, se cree que el sistema puede usarse para determinar la presencia de un vaso dentro de la región próxima al extremo de trabajo del instrumento quirúrgico independientemente de la presencia o el tipo de tejido que rodea el vaso. Las realizaciones del sistema descritas a continuación realizan determinaciones relativas a la presencia del vaso dentro de la región objetivo basándose en la luz reflejada según lo determinado por el sensor de luz. De acuerdo con otras realizaciones, puede ser posible determinar las características del vaso, o determinar si están presentes otros tipos de tejido (que no sean vasos) y diferenciar entre los diferentes tipos de tejido.

Las figuras 1-5 ilustran una realización de un sistema quirúrgico 100 de este tipo usado para determinar la presencia de un vaso, V, dispuesto dentro de una región 102 de tejido, T, próxima a un extremo de trabajo 104 de un instrumento quirúrgico 106. Se entenderá que el vaso V puede estar conectado a otros vasos con la región 102 de tejido T y, de forma adicional, el vaso V puede extenderse más allá de la región 102 para estar en comunicación fluida con otros órganos (por ejemplo, el corazón) que también se encuentran en el cuerpo del paciente. Además, si bien el tejido T aparece en las figuras 1 y 2 para rodear completamente el vaso V (en términos tanto de circunferencia como de longitud) a una profundidad particular, no es necesario que este sea el caso en todos los casos en los que se usa el sistema 100. Por ejemplo, el tejido T puede rodear solo parcialmente la circunferencia de y/o solo rodear una sección de la longitud del vaso V, o el tejido T puede recubrir el vaso V en una capa muy delgada. Como ejemplos no limitativos adicionales, el vaso V puede ser un vaso sanguíneo y el tejido T puede ser tejido conectivo, tejido adiposo y/o tejido hepático.

El sistema quirúrgico 100 incluye al menos un emisor de luz 110 (o simplemente el emisor de luz 110), al menos un sensor o detector de luz 112 (o simplemente el sensor de luz 112), y un controlador 114 acoplado al emisor de luz 110 y al sensor de luz 112. Como se ha indicado anteriormente, el sistema 100 también incluye el instrumento quirúrgico 106.

El emisor de luz 110 está dispuesto en el extremo de trabajo 104 del instrumento quirúrgico 106. El sensor de luz 112 también está dispuesto en el extremo de trabajo 104 del instrumento quirúrgico 106. Como se ilustra en la figura 2, el emisor de luz 110 y el sensor de luz 112 pueden estar dispuestos en relación fija entre sí, por ejemplo, en una única mordaza de un dispositivo de dos mordazas, tal como un dispositivo de ligadura térmica, o en un extremo romo de una herramienta laparoscópica (por ejemplo, un disector de Kittner o un irrigador de succión). Como alternativa, como se ilustra en la figura 3, el emisor de luz 110 y el sensor de luz 112 pueden disponerse de modo que la separación entre el emisor de luz 110 y el sensor de luz 112 pueda ajustarse, por ejemplo, situando el emisor de luz 110 en el extremo o punta de una de las mordazas de un dispositivo de dos mordazas y el sensor de luz 112 en el extremo o punta de la otra de las mordazas del dispositivo de dos mordazas. Como alternativa adicional, como se ilustra en las figuras 4 y 5, el emisor de luz 110 y/o el sensor de luz 112 pueden disponerse de modo que el ángulo entre el emisor de luz 110 y/o el sensor de luz 112 pueda ajustarse con respecto a una superficie del instrumento quirúrgico, por ejemplo, situando el emisor de luz 110 y/o el sensor de luz 112 en un marco que es, como mínimo, ajustable alrededor de un eje.

El emisor de luz 110 está adaptado para emitir luz de al menos una longitud de onda. Por ejemplo, el emisor de luz 110 puede emitir luz que tiene una longitud de onda de 660 nm. Esto puede lograrse con un único elemento o una pluralidad de elementos (elementos que pueden disponerse o configurarse en una matriz, por ejemplo, como se explica en detalle a continuación). De modo similar, el sensor de luz 112 está adaptado para detectar luz a la al menos una longitud de onda (por ejemplo, 660 nm). De acuerdo con las realizaciones descritas en el presente documento, el sensor de luz 112 también puede incluir uno o más elementos, elementos que pueden disponerse o configurarse en una matriz.

De acuerdo con ciertas realizaciones, el emisor de luz 110 puede configurarse para emitir luz de al menos dos longitudes de onda diferentes, y el sensor de luz 112 puede configurarse para detectar luz a las al menos dos longitudes de onda diferentes. Como un ejemplo, el emisor de luz 110 puede emitir y el sensor de luz 112 puede detectar luz en el rango visible y luz en el rango de infrarrojo cercano o infrarrojo. Específicamente, el emisor de luz 110 puede emitir y el sensor de luz 112 puede detectar luz a 660 nm y a 910 nm. Dicha realización puede usarse, por ejemplo, para garantizar una penetración óptima del vaso sanguíneo V y el tejido circundante T en condicionesin vivo.

También es posible que el emisor de luz 110 emita luz de una pluralidad de longitudes de onda diferentes (por ejemplo, luz blanca), y el sensor de luz 112 puede configurarse para detectar luz a una o más de las longitudes de onda.

Dependiendo del efecto de los cambios en el flujo sanguíneo, también puede emitirse y detectarse luz de una tercera longitud de onda. Es decir, si se descubre que el método de detección es sensible a velocidades variables de flujo sanguíneo en el vaso de interés, luz a 810 nm (es decir, en el punto isosbéstico) puede emitirse y detectarse para permitir la normalización de los resultados para limitar o eliminar los efectos de los cambios en el caudal sanguíneo.

De acuerdo con las realizaciones de esta divulgación, el sensor de luz individual 112 está adaptado para generar una señal que comprende un primer componente pulsátil y un segundo componente no pulsátil. Se reconocerá que el primer componente pulsátil puede ser un componente de corriente alterna (CA) de la señal, mientras que el segundo componente no pulsátil puede ser un componente de corriente continua (CC). Cuando el sensor de luz 112 tiene la forma de una matriz, la información pulsátil y no pulsátil puede generarse para cada elemento de la matriz, o al menos para cada elemento de la matriz que define la al menos una fila de la matriz.

En cuanto al componente pulsátil, se reconocerá que un vaso sanguíneo puede describirse como que tiene una pulsación característica de aproximadamente 60 pulsos (o latidos) por minuto. Si bien esto puede variar con la edad y el estado del paciente, el intervalo de pulsación es normalmente entre 60 y 100 pulsos (o latidos) por minuto. El sensor de luz 112 producirá una señal (que se pasa al controlador 114) con una forma de onda de CA particular que corresponde al movimiento de la sangre a través del vaso. En particular, la forma de onda de CA corresponde a la luz reflejada por el flujo sanguíneo pulsátil dentro del vaso. Por otro lado, el componente de CC corresponde principalmente a la luz reflejada y dispersada por los tejidos superficiales.

Por tanto, de acuerdo con las realizaciones divulgadas, el controlador 114 está acoplado al sensor de luz 112 e incluye un divisor 116 para separar el primer componente pulsátil del segundo componente no pulsátil para el sensor de luz 112. El controlador 114 también incluye un analizador 118 para determinar al menos la presencia del vaso V dentro de la región 102 próxima al extremo de trabajo 104 del instrumento quirúrgico 106 basándose en el componente pulsátil. Para visualizar, indicar o transmitir de otro modo la presencia del vaso V dentro de la región 102, el controlador 114 puede estar acoplado a un dispositivo de salida o indicador 130 (véase la figura 1), que puede proporcionar una señal visible, audible, táctil u otra al usuario del instrumento 106.

De acuerdo con ciertas realizaciones, el divisor 116 y el analizador 118 pueden estar definidos por uno o más componentes de circuito eléctrico. De acuerdo con otras realizaciones, uno o más procesadores (o simplemente, el procesador) pueden programarse para realizar las acciones del divisor 116 y el analizador 118. De acuerdo con otras realizaciones adicionales, el divisor 116 y el analizador 118 pueden definirse en parte por componentes de circuito eléctrico y en parte por un procesador programado para realizar las acciones del divisor 116 y el analizador 118.

Por ejemplo, el divisor 116 puede incluir o estar definido por el procesador programado para separar el primer componente pulsátil del segundo componente no pulsátil. Además, el analizador 118 puede incluir o estar definido por el procesador programado para determinar la presencia (o para cuantificar el tamaño) del vaso V dentro de la región 102 próxima al extremo de trabajo 104 del instrumento quirúrgico 106 basándose en el primer componente pulsátil. Las instrucciones mediante las que se programa el procesador pueden almacenarse en una memoria asociada con el procesador, memoria que puede incluir una o más memorias legibles por ordenador no transitorias tangibles, que tienen instrucciones ejecutables por ordenador almacenadas en las mismas, que cuando son ejecutadas por el procesador, pueden hacer que el uno o más procesadores lleven a cabo una o más acciones.

Además del sistema 100, se puede describir un método 200 para determinar la presencia de un vaso V dentro de una región 102 próxima a un extremo de trabajo 104 de un instrumento quirúrgico 106. El método 200 puede llevarse a cabo, por ejemplo, usando un sistema 100 como se ha descrito anteriormente con respecto a la figura 1. Como se ilustra en la figura 6, el método 200 para hacer funcionar el sistema 100 incluye emitir luz en un extremo de trabajo 104 de un instrumento quirúrgico 106 en el bloque 202 y detectar luz en el extremo de trabajo 104 del instrumento quirúrgico 106 en uno o más sensores de luz en el bloque 204. Como se ha explicado anteriormente, la luz emitida puede incluir luz de al menos dos longitudes de onda diferentes y, por lo tanto, la etapa de detección puede incluir la detección de luz de al menos dos longitudes de onda diferentes. De acuerdo con una realización, la luz usada puede tener longitudes de onda de 660 nm y 910 nm. El método 200 continúa en el bloque 206 en donde un componente pulsátil se separa de un componente no pulsátil de la señal generada por el sensor de luz.

En el bloque 208, se determinan uno o más parámetros basándose en el componente pulsátil de la señal. Por ejemplo, de acuerdo con la realización ilustrada, se pueden determinar cuatro parámetros diferentes. En primer lugar, se puede determinar una métrica derivada de valor propio que cuantifique el número de componentes principales presentes en la señal y determine la señal dominante en una señal compleja. En segundo lugar, se puede determinar una métrica de autocorrelación que sea representativa de la amplitud de la autocorrelación de la señal del detector en el desfase cero. En tercer lugar, se puede determinar una métrica de coeficiente de correlación que cuantifique el coeficiente de correlación entre diferentes partes de la señal compleja. En cuarto lugar, se puede determinar una métrica de pico que cuantifique el número de picos de señal presentes en la señal compleja.

En el bloque 210, los parámetros se interrogan para determinar si el tejido presente próximo al par emisor 110/sensor 112 es un vaso o algún otro tipo de tejido. De acuerdo con una realización, la interrogación puede ser simplemente si un vaso está presente próximo al extremo de trabajo 104 del instrumento 106. Si hay un vaso presente, el método 200 puede avanzar al bloque 212 y activar uno o más de los dispositivos de salida 130 (por ejemplo, un mensaje de "vaso presente" visualizado en la pantalla 130-2, por ejemplo). Si no hay ningún vaso presente, entonces de acuerdo con esta realización, no se activa ningún dispositivo de salida 130, aunque se reconocerá que, en su lugar, podría activarse un dispositivo de salida alternativo o podría activarse el dispositivo de salida 130 activado en el bloque 212, sino que se proporciona una indicación diferente al usuario (por ejemplo, un mensaje de "no hay vaso" visualizado en la pantalla 130-2, por ejemplo).

El método específico para llevar a cabo la interrogación puede variar, pero en la figura 7 se ilustra una realización de un método llevado a cabo al menos como parte del bloque 210. El método 220 de la figura 7 comienza en el bloque 222 habiéndose calculado los parámetros, aunque el método podría comenzar, como alternativa, con el cálculo de los parámetros.

Como se ilustra, el método 220 se basa en una serie de comparaciones que se realizan entre los parámetros y umbrales para estos parámetros. Estos umbrales pueden establecerse usando datos derivados empíricamente, por ejemplo, o determinados teóricamente. Normalmente, aunque no necesariamente, la comparación incluye determinar si el parámetro supera un umbral predeterminado. Si al menos dos de los cuatro parámetros sugieren que un vaso está presente después de la comparación con los umbrales respectivos, entonces el método 220 indica que un vaso está presente próximo al extremo de trabajo 104 del instrumento 106. Si menos de dos de los parámetros sugieren que un vaso está presente después de la comparación con los umbrales, entonces el método 220 no proporciona ninguna indicación.

Más particularmente, el método 220 usa una variable, o recuento, para almacenar información con respecto al número de comparaciones que sugieren que está presente un vaso. Cada vez que el método 220 determina que una de las comparaciones sugiere que está presente un vaso, el recuento aumenta en uno. Si la comparación no sugiere que está presente un vaso, entonces el recuento no aumenta. En una etapa final, el recuento se compara con un umbral adicional, definido de acuerdo con los criterios mencionados anteriormente (es decir, dos o más comparaciones favorables que indican que un vaso está presente, menos de dos que indican solamente tejido).

Se reconocerá que la operación general del método 220 puede variarse de varias maneras. Por ejemplo, se puede incluir un número mayor o menor de parámetros en la determinación. De forma adicional, la sensibilidad de la comparación no necesita ser una comparación de todo o nada, sino que puede asignarse un intervalo de valores basándose en la comparación del parámetro calculado y umbrales (o intervalos) preexistentes determinados empírica o teóricamente. Además, la determinación de que un vaso está presente podría basarse en al menos tres o más comparaciones favorables, en lugar de al menos dos. Asimismo, el uso de una única variable para almacenar los resultados de cada comparación puede sustituirse por una variedad de opciones diferentes, tales como el establecimiento de una bandera (por ejemplo, 1/0 o T/F) para cada una de las comparaciones, banderas que se leen a continuación una vez que se han realizado todas las comparaciones. Otras realizaciones pueden implementar alternativas adicionales además o en sustitución de estas opciones enumeradas.

Volviendo entonces al método 220 ilustrado en la figura 7, el recuento se inicializa, por ejemplo a uno, en el bloque 224. Se realiza una primera comparación en el bloque 226 de la métrica derivada de valor propio y su respectivo umbral. Si la métrica derivada de valor propio supera el umbral, entonces el método 220 pasa al bloque 228 y el recuento aumenta en uno. El método 220 continúa, entonces, al bloque 230. Si la métrica derivada de valor propio no supera el umbral, entonces el método 220 pasa directamente al bloque 230 y el recuento permanece igual.

De modo similar, se realizan comparaciones para los otros parámetros en los bloques 230, 234, 238, y el recuento aumenta en los bloques 232, 236, 240 si se superan los umbrales respectivos. Se reconocerá que mientras las comparaciones realizadas en los bloques 226, 230, 234 implican determinar si el parámetro supera un umbral, la comparación realizada en el bloque 238 es si el parámetro es menor que el umbral respectivo. También se reconocerá que el orden de las comparaciones realizadas en los bloques 226, 230, 234, 238 puede realizarse en cualquier orden o incluso simultáneamente; el orden ilustrado se seleccionó simplemente para facilitar la explicación y no a modo de limitación. Después del bloque 238 o el bloque 240, el método 220 pasa al bloque 242, donde el recuento se compara con su respectivo umbral. De acuerdo con la realización ilustrada, si el recuento es de tres o más, el método 220 proporciona una indicación al usuario de que un vaso está presente (por ejemplo, por medio de cualquiera de los dispositivos de salida 130). Por otro lado, si el recuento no supera tres en el bloque 242, el método 220 vuelve al bloque 222.

Si bien el componente pulsátil, o de AC, se usa para determinar si el vaso está presente o no, el perfil de CC puede usarse para adaptar la intensidad emitida por el emisor de luz 110. En particular, se cree que la intensidad del emisor de luz 110 juega un papel importante en la precisión de la detección de vasos (y potencialmente en la determinación del tipo de tejido y/o tamaño de los vasos). Si la intensidad del emisor de luz 110 se establece demasiado baja, el tejido puede absorber demasiada luz. En tal circunstancia, el sensor 112 puede no ser capaz de detectar la naturaleza pulsátil del vaso, y puede ser difícil diferenciar el vaso (por ejemplo, arteria) del tejido circundante (es decir, baja resolución). Puede producirse un error similar si la intensidad se establece demasiado alta. Por lo tanto, sería deseable proporcionar un método y un mecanismo para la selección de la intensidad del emisor de luz 110 que limitaría las consecuencias de usar una intensidad que fuera demasiado baja o demasiado alta para las condiciones.

Por ejemplo, la amplitud del componente de CC puede compararse con un valor o intervalo predeterminado, y si la amplitud calculada es igual al valor o está dentro del intervalo, la intensidad no cambia. En la medida en que la amplitud no sea igual al valor o esté fuera del intervalo, entonces se cambia la intensidad, dependiendo el aumento o disminución de la intensidad de si la amplitud es mayor que el límite superior del intervalo o está por debajo del límite inferior del intervalo, por ejemplo. De acuerdo con una realización, el intervalo puede derivarse empíricamente.

El componente de CC también se puede usar para diferenciar entre diferentes tipos de tejido, particularmente donde se conoce el espesor del tejido. Es decir, diferentes tipos de tejido dispersan la luz en diferentes grados. En consecuencia, el componente de CC puede determinarse cuando se usan diferentes longitudes de onda o diferentes intensidades de luz, y a continuación el componente de CC puede compararse con un valor o intervalo predeterminado para determinar el tipo de tejido presente. De acuerdo con una realización, una combinación de componentes de CC normalizados en al menos dos longitudes de onda (por ejemplo, 660 nm y 910 nm) se usa para diferenciar los tipos de tejido, con más énfasis dado a la longitud de onda en la que la dispersión es más dominante. Por ejemplo, la relación de los componentes de CC normalizados a las dos longitudes de onda se puede comparar con una tabla de consulta preparada usando valores derivados empíricamente. De acuerdo con otra realización, se usa una combinación de múltiples intensidades de luz de una sola longitud de onda, y se determina la tasa de cambio del componente de CC con el aumento de la intensidad de la luz. La figura 8 proporciona un conjunto de componentes de CC normalizados que pueden usarse para realizar esta determinación, figura que se explica de manera más detallada más adelante. Incluso si no se puede determinar el tipo de tejido específico, el tipo de tejido puede clasificarse como mínimamente dispersante (como tejido hepático o renal) o altamente dispersante (como músculo o tejido adiposo), y dicha determinación o diferenciación puede realizarse con una única longitud de onda (por ejemplo, 660 nm) a través de la comparación del componente de CC normalizado y los valores de intensidad de LED.

Además, el componente de CC puede usarse para determinar el espesor de un tipo conocido de tejido. Es decir, para un tipo de tejido conocido e intensidad constante, el espesor del tejido presente entre el emisor/sensor y un vaso de interés puede calcularse basándose en el componente de CC.

Habiendo descrito así el sistema quirúrgico 100 y los métodos 200, 220 en términos generales, se proporcionan detalles adicionales del sistema 100 y su funcionamiento.

Inicialmente, si bien el emisor 110 y el sensor 112 se describen como dispuestos en el extremo de trabajo 104 del instrumento quirúrgico 106, se reconocerá que no es necesario que todos los componentes que definen el emisor 110 y el sensor 112 estén dispuestos en el extremo de trabajo del instrumento 106. Es decir, el emisor 110 puede comprender un diodo emisor de luz, y ese componente puede estar dispuesto en el extremo de trabajo 104. Como alternativa, el emisor 110 puede incluir una longitud de fibra óptica y una fuente de luz, estando la fuente dispuesta remotamente desde el extremo de trabajo 104 y teniendo la fibra un primer extremo ópticamente acoplado a la fuente y un segundo extremo dispuesto en el extremo de trabajo 104. De acuerdo con la presente divulgación, dicho emisor 110 aún se describiría como dispuesto en el extremo de trabajo 104 porque la luz se emite en la dirección del tejido en el extremo de trabajo 104 del instrumento 106. Puede describirse una disposición similar para el sensor 112 en donde una fibra óptica tiene un primer extremo dispuesto orientado hacia el tejido y un segundo extremo acoplado ópticamente a otros componentes que definen colectivamente el sensor 112.

Como se ilustra en las figuras 2-5, el emisor de luz 110 y el sensor de luz 112 están dispuestos generalmente orientados en una dirección común (es decir, la dirección de la muestra de tejido de interés). Esto no requiere que el emisor 110 y el sensor 112 estén dispuestos generalmente en un plano común (véase la realización de las figuras 4 y 5), aunque esto se prefiere. De acuerdo con ciertas realizaciones, el emisor 110 y el sensor 112 pueden formarse integralmente (es decir, como una sola pieza) con mordazas 180, 182 de un instrumento quirúrgico 106, aunque son posibles otras opciones, como se ha explicado anteriormente. De esta manera, la luz emitida por el emisor 110 y dispersada por el tejido de interés puede ser capturada por el sensor de luz 112.

Además, se cree que el espacio entre el emisor 110 y el sensor 112 puede influir en la luz recibida por el sensor 112. Como se entiende actualmente, después de que los fotones dejen el emisor 110 en contacto con el tejido, un conjunto de fotones independientes regresa a la superficie y alcanza el sensor 112. Algunos de los fotones detectados viajan una corta distancia desde el plano del emisor y detector y salen en el sitio del sensor 112, mientras que algunos fotones viajan más lejos en el tejido antes de salir a la superficie sin ser absorbidos (los fotones que se absorben no pueden contribuir a la fotocorriente). Las distribuciones de longitud de trayectoria y la profundidad de penetración de los fotones que alcanzan el sensor 112 varían en función de la separación emisor-sensor, con valores de penetración de profundidad de fotones efectivos máximos varias veces mayores que la separación física emisor-sensor. Por ejemplo, se ha determinado que una separación entre el emisor 110 y el sensor 112 de 5 mm puede permitir la detección de vasos de 0 mm a 12 mm desde la superficie del tejido.

Cambios en el volumen sanguíneo, debido a las diferencias en las presiones sistólica y diastólica dentro de una arteria incrustada en tejido, impactan en el número relativo de fotones de largo recorrido que sobreviven y alcanzan el sensor 112. La diferencia observada temporalmente en el número de fotones de largo recorrido que resulta de la presencia de una arteria en la trayectoria del fotón es responsable de la señal pulsátil (CA). Para una separación fuente-detector pequeña, los fotones detectados que recorren las distancias más cortas están menos expuestos al ciclo sanguíneo de una arteria a una mayor profundidad por debajo de la superficie del tejido y, por lo tanto, sobreviven con una probabilidad más uniforme entre las condiciones sistólica y diastólica. Con una mayor separación fuente-detector, un mayor porcentaje de fotones que alcanzan el sensor 112 serán fotones de largo recorrido, dando como resultado amplitudes de pulso detectadas más grandes. Por lo tanto, se cree que aumentar la separación entre el emisor 110 y el sensor 112 puede permitir que la luz penetre aún más profundamente en el tejido, permitiendo la detección de vasos a profundidades aún mayores.

Se cree además que ajustar el ángulo del emisor 110 y/o el sensor 112 puede proporcionar un efecto similar. Es decir, de manera similar a la forma en que un cambio en la distancia lineal entre el emisor 110 y el sensor 112 permite el muestreo de una proporción diferente de fotones de largo recorrido en el sensor de superficie 112, una variación en el ángulo del emisor 110 y/o el sensor 112 puede cambiar la profundidad y la distancia a la que viajan los fotones antes de ser muestreados por el sensor 112. Como consecuencia, se cree que los cambios en el ángulo del emisor y/o sensor permiten variar la profundidad a la que el instrumento 106 puede detectar los vasos.

Como se ha mencionado anteriormente, el emisor 110 y el sensor 112 pueden disponerse para montarse en una relación fija entre sí, o en una relación móvil o ajustable.

En particular, la figura 2 ilustra una realización en la que el emisor 110 y el sensor 112 están a una separación fija entre sí, porque ambos están montados en una primera mordaza 180 del instrumento 106. Una realización de este tipo permitiría al usuario estar seguro de que los vasos detectados están dentro de 12 mm desde el extremo de trabajo 104 del instrumento 106. El emisor 110 y el sensor 112 de la realización de la figura 2 también tienen una relación angular fija entre el emisor 110 y el sensor 112 con respecto a una superficie del instrumento quirúrgico 106.

En contraposición, la realización de la figura 3 tiene el sensor 112 montado en una primera mordaza 180 del instrumento 106 y el emisor 110 montado en una segunda mordaza 182 de la herramienta 106. Una realización de este tipo permitiría al usuario variar la profundidad de detección simplemente variando la distancia entre las mordazas 180, 182 del instrumento 106: con las mordazas 180, 182 cerradas, el usuario puede sondear en busca de vasos poco profundos (es decir, vasos dispuestos dentro de 12 mm desde la superficie del tejido), mientras que con las mordazas 180, 182 abiertas, el usuario puede sondear en busca de vasos más profundos (es decir, vasos dispuestos a más de 12 mm por debajo de la superficie del tejido). De acuerdo con la realización ilustrada en la figura 3, la estructura de control para operar las mordazas 180, 182 puede incluir un mecanismo para modificar la distancia entre las mordazas 180, 182 de una manera controlada (por ejemplo, en incrementos discretos) para que el usuario pueda determinar la separación de las mordazas (y, por tanto, la profundidad de detección) sin visualización de las mordazas 180, 182. El sistema 100 puede proporcionar un mecanismo para determinar la distancia entre las mordazas 180, 182, que puede usarse junto con la estructura de control o separado de la misma. En particular, para ajustes lineales, la distancia entre las mordazas 180, 182 puede medirse usando un potenciómetro, de modo que un objeto móvil se conecta directamente a un árbol giratorio o cursor del potenciómetro, y se aplica una tensión de referencia a través de las dos conexiones fijas exteriores que forman el elemento resistivo. Esta configuración produce una salida de circuito de tipo divisor de tensión o potencial, que es proporcional a la posición del árbol. Una vez que se aplica una tensión a través del elemento resistivo del potenciómetro, la tensión de salida máxima sería igual a la tensión de suministro, con la tensión de salida mínima igual a 0 V. Como alternativa, podría usarse un codificador rotatorio de posición absoluta para determinar el ángulo entre las mordazas 180, 182 del instrumento 106 cuando no están en una configuración paralela

Una realización alternativa adicional se ilustra en las figuras 4 y 5. En la realización de las figuras 4 y 5, el emisor 110 y el sensor 112 están unidos, cada uno, a un marco separado 300, 302. Cada uno de los marcos 300, 302 puede girar alrededor de un eje de rotación 304, 306; mientras que los ejes de rotación 304, 306 son paralelos entre sí, tal y como se observa mejor en la figura 5, no es necesario que esta sea el caso de acuerdo con todas las realizaciones. De hecho, los marcos 300, 302 pueden ser pivotantes alrededor de más de un eje. Para rotar los marcos 300, 302 alrededor de los ejes 304, 306, se proporcionan árboles 308, 310 que conectan los marcos 300, 302 a un accionador rotatorio, tal como un motor bidireccional 312, 314. El motor 312, 314 puede conectarse a un conector de modo que cada motor 312, 314 (y, por tanto, cada marco 300, 302) sea ajustable independientemente, o de modo que los motores 312, 314 puedan ajustarse juntos. Similar a la realización de la figura 3, podría incluirse un potenciómetro y usarse para determinar el cambio en el ángulo del emisor 110 o del sensor 112 durante el funcionamiento.

El emisor de luz 110 puede incluir uno o más elementos. De acuerdo con una realización tal, todos los elementos pueden adaptarse para emitir luz a una longitud de onda particular (por ejemplo, 660 nm), o ciertos elementos pueden emitir luz a diferentes longitudes de onda que otros elementos. Se cree que un sistema con múltiples emisores de luz 110 y/o múltiples sensores 112 aumentará la relación señal a ruido y la resolución espacial en comparación con un sistema que contiene un único emisor 110 y sensor 112.

En cuanto a aquellas realizaciones en las que el emisor de luz 110 tiene la forma de una matriz que incluye uno o más diodos emisores de luz, los diodos pueden estar dispuestos en forma de matriz unidimensional, bidimensional o tridimensional. Un ejemplo de una matriz unidimensional puede incluir disponer los diodos a lo largo de una línea en un solo plano, mientras que un ejemplo de una matriz bidimensional puede incluir disponer los diodos en una pluralidad de filas y columnas en un solo plano. Otro ejemplo de una matriz bidimensional puede incluir disponer los diodos a lo largo de una línea sobre o en una superficie curva. Una matriz tridimensional puede incluir diodos dispuestos en más de un plano, tal como en una pluralidad de filas y columnas sobre o en una superficie curva.

El sensor de luz 112 de acuerdo con las realizaciones de la presente divulgación también puede incluir uno o más elementos individuales. Como fue el caso con el emisor de luz 110, los elementos del sensor de luz 112 pueden disponerse en una matriz, y la explicación sobre las matrices anteriores se aplica con la misma fuerza en este caso.

De forma adicional, el sensor de luz 112 puede incluir un mecanismo para excluir físicamente los fotones que alcanzan el sensor 112 desde un intervalo de ángulos. Este mecanismo puede consistir en una máscara o capa de rejilla para filtrar físicamente cualquier fotón que no alcance el sensor 112 a un ángulo casi perpendicular. Se ha observado que la penetración de profundidad media de los fotones que salen del emisor 110 es igual a poco más de la mitad de la distancia de separación fuente-detector (penetración de ~ 2,5 mm para nuestra separación de 5 mm). Este mecanismo aumentará la proporción de fotones de largo recorrido y de penetración profunda que son recibidos por el sensor 112, aumentando así la profundidad a la que el instrumento puede detectar los vasos.

Como se ha explicado anteriormente, el sistema 100 puede incluir hardware y software además del emisor 110, el sensor 112 y el controlador 114. Por ejemplo, donde se usa más de un emisor 110, se puede proporcionar un controlador de accionamiento para controlar la conmutación de los elementos emisores individuales. De modo similar, se puede proporcionar un multiplexor donde se incluye más de un sensor 112, multiplexor que puede estar acoplado a los sensores 112 y a un amplificador. Además, el controlador 114 puede incluir filtros y conversión de analógico a digital según sea necesario.

En cuanto al indicador 130 usado junto con el controlador 114, se puede usar una variedad de dispositivos de salida. Como se ilustra en la figura 1, un diodo emisor de luz 130-1 puede unirse o incorporarse en el instrumento quirúrgico asociado 106, e incluso puede disponerse en el extremo de trabajo 104 del instrumento 106. Como alternativa, o de forma adicional, se puede mostrar una alerta en un monitor de vídeo 130-2 que se está usando para la cirugía, o se puede hacer que una imagen en el monitor cambie de color o parpadee, cambie de tamaño o cambie de otro modo la apariencia. El indicador 130 puede tener la forma de o incluir un altavoz 130-3 que proporciona una alarma auditiva. El indicador 130 también puede tener la forma de o puede incorporar un bloqueo de seguridad 130-4 asociado con el instrumento quirúrgico 106 que interrumpe el uso del instrumento 106. Por ejemplo, el bloqueo podría impedir la ligadura o cauterización donde el instrumento quirúrgico 106 es un dispositivo de ligadura térmica. Como otro ejemplo más, el indicador 130 también puede tener la forma de un sistema de retroalimentación háptica, tal como un vibrador 130-5, que puede unirse a o formar parte integral de un mango o pieza de mano del instrumento quirúrgico 106 para proporcionar una indicación o alarma táctil. También se pueden usar diversas combinaciones de estas formas particulares del indicador 130.

Como se ha mencionado anteriormente, el sistema quirúrgico 100 también incluye el instrumento quirúrgico 106 con el extremo de trabajo 104, al que están unidos el emisor de luz 110 y el sensor de luz 112 (como alternativa, de forma extraíble/reversible o de forma permanente/irreversible). En su lugar, el emisor de luz 110 y el sensor de luz 112 pueden formarse integralmente (es decir, como una sola pieza) con el instrumento quirúrgico 106.

Como se ha indicado anteriormente, el instrumento quirúrgico 106 puede ser un dispositivo de ligadura térmica en una realización. En otra realización, el instrumento quirúrgico 106 puede ser simplemente una pinza o pinzas de agarre que tienen mordazas opuestas. De acuerdo con otras realizaciones adicionales, el instrumento quirúrgico puede ser otros instrumentos quirúrgicos tales como grapadoras quirúrgicas, aplicadores de clips y sistemas quirúrgicos robóticos, por ejemplo. De acuerdo con otras realizaciones más, el instrumento quirúrgico puede no tener otra función que portar los emisores de luz/sensores de luz y colocarlos dentro de un campo quirúrgico. La ilustración de una única realización no pretende excluir el uso del sistema 100 con otros instrumentos o herramientas quirúrgicas 106.

Ejemplos

Se han llevado a cabo experimentos usando una realización del sistema descrito anteriormente. Los experimentos y resultados se notifican a continuación.

Un primer conjunto de experimentos usó una arteria carótida porcina extirpada cubierta con tejidos adiposo o hepático porcinos de espesor variable. Para simular el flujo pulsátil de fluido que se encuentra en dichos vasos sanguíneos, se usó una bomba sumergible de CC. La bomba era capaz de funcionar entre 40 y 80 ciclos por minuto, y podía proporcionar un caudal que podía ajustarse a un valor particular. El fluido usado fue sangre completa porcina a la que se había añadido heparina y que se mantuvo a una temperatura elevada para mantener la viscosidad fisiológica. Para los experimentos descritos a continuación, la sangre se bombeó a 60 ciclos por minuto y a un caudal de 500 ml por minuto.

Se dispuso un emisor de luz sobre una superficie común con un sensor de luz y se dispuso frente a los diversos conjuntos de solo tejido. El emisor de luz incluía un único diodo emisor de luz que emitía luz a 660 nm y 910 nm. El sensor de luz era un único elemento capaz de detectar luz a 660 nm y 910 nm. Los resultados de los experimentos se representan gráficamente en la figura 8, donde cada barra representa el valor de CC normalizado promedio para ese tipo de tejido dado en múltiples espesores (que oscilan entre 2 mm y 12 mm). Se proporciona la desviación estándar para muestras del mismo tipo de tejido dado. Tejidos altamente dispersantes (es decir, tejido adiposo y músculo) dan como resultado un valor de DC normalizado más alto que aquellos que tienen propiedades de dispersión más bajas (es decir, hígado y pulmón), permitiendo así la diferenciación entre el tipo de tejido usando una combinación de la intensidad del LED y la salida de CC.

Un segundo conjunto de experimentos implicó un emisor de luz dispuesto sobre una superficie común con un sensor de luz y dispuesto opuesto al sujeto de tejido hepático únicamente o al conjunto de tejido hepático/arteria carótida porcina extirpada. El emisor de luz incluía un único diodo emisor de luz que emitía luz a 660 nm y 910 nm. El sensor de luz era un único elemento capaz de detectar luz a 660 nm y 910 nm. Los resultados de los experimentos se representan gráficamente en las figuras 9 y 10, con el componente no pulsátil ilustrado en la figura 9 y el componente pulsátil ilustrado en la figura 10.

Haciendo referencia en primer lugar a la figura 9, se reconocerá que hay muy poca variación en el componente no pulsátil de la señal representativa de la luz reflejada recibida por el sensor 112 entre el sujeto de tejido hepático únicamente (elemento izquierdo de cada par) y el conjunto de tejido hepático/arteria porcina (elemento derecho de cada par). Este es generalmente el caso independientemente del espesor del tejido hepático usado en el sujeto o conjunto. Haciendo referencia a la figura 10, por otro lado, hubo una diferencia considerable en el componente pulsátil entre el sujeto de tejido hepático únicamente y el conjunto de tejido hepático/arteria porcina, con las diferencias más significativas observadas en espesores menores de tejido usado.

Un tercer conjunto de experimentos usó diferentes tipos de tejido (es decir, adiposo, hígado, riñón y músculo) y arterias porcinas extirpadas. Como en los conjuntos de experimentos anteriores, el emisor/sensor de luz se usó con sujetos de tejido únicamente y con conjuntos que incluían una arteria porcina cubierta con tejido. Los conjuntos se prepararon usando arterias porcinas con un diámetro que oscilaba entre 2,5 mm y 6 mm, y se cubrieron con tejido con un espesor que oscilaba entre 2 mm y 15 mm.

Se dispuso un emisor de luz sobre una superficie común con un sensor de luz y se dispuso opuesto al sujeto de tejido únicamente o al conjunto de tejido/arteria. El emisor de luz incluía un único diodo emisor de luz que emitía luz a 660 nm y 910 nm. El sensor de luz era un único elemento capaz de detectar luz a 660 nm y 910 nm. Cada uno de los cuatro parámetros mencionados anteriormente, derivado de valor propio, autocorrelación, coeficiente de correlación y pico, se calcularon para cada par de ejecuciones de prueba (tejido únicamente, conjunto de tejido/arteria). Los resultados de los experimentos se representan gráficamente en las figuras 11-14, incluyendo la figura 11 los resultados para el valor propio, incluyendo la figura 12 los resultados para la autocorrelación, incluyendo la figura 13 los resultados para el coeficiente de correlación, e incluyendo la figura 14 los resultados para el pico. La identificación de los resultados en relación con el tipo de tejido y el sujeto/conjunto se encuentran en cada una de las figuras 11 y 13, con las figuras 12 y 14 siguiendo un orden similar en cuanto al tipo de tejido y sujeto/conjunto.

En todos los casos, solo hubo diferencias menores entre los resultados obtenidos usando la luz con una longitud de onda de 660 nm y con una longitud de onda de 910 nm (en cada par, el elemento de la izquierda es el resultado a 660 nm, el elemento de la derecha es el resultado a 910 nm). Por otro lado, hubo una diferencia significativa entre los resultados para cada uno de los parámetros calculados entre el sujeto de tejido únicamente y el conjunto de tejido/arteria.

En particular, como se observa en la figura 11, el valor derivado de valor propio superó un umbral particular (por ejemplo, 60) para los conjuntos de tejido/arteria, mientras que el parámetro no superó el umbral para la muestra de tejido únicamente. De modo similar, como se observa en la figura 12, el parámetro de autocorrelación superó un umbral de aproximadamente 1000 para los conjuntos de tejido/arteria, mientras que el parámetro no superó el umbral para la muestra de tejido únicamente. En cuanto al coeficiente de correlación, los valores fueron generalmente positivos para los conjuntos de tejido/arteria y negativos para las muestras de tejido únicamente (es decir, un umbral de cero). Con respecto a la métrica de pico, todos los tipos de tejidos eran muy susceptibles al ruido, pero la tendencia general ilustra una diferencia entre las muestras de tejido únicamente y los conjuntos de tejido/arteria a un umbral de aproximadamente 4, teniendo los conjuntos de tejido/arteria una métrica que no supera ese umbral, mientras que la métrica para el tejido únicamente supera ese umbral.

En conclusión, aunque el texto anterior establece una descripción detallada de diferentes realizaciones de la invención, debe entenderse que el alcance legal de la invención está definido por las palabras de las reivindicaciones expuestas al final de esta patente. La descripción detallada debe interpretarse solo como ilustrativa y no describe todas las posibles realizaciones de la invención, ya que describir cada posible realización sería poco práctico, si no imposible. Podrían implementarse numerosas realizaciones alternativas, usando la tecnología actual o la tecnología desarrollada después de la fecha de presentación de esta patente, que seguiría estando dentro del alcance de las reivindicaciones que definen la invención.

Claims (13)

REIVINDICACIONES

1. Un sistema quirúrgico (100) configurado para determinar la presencia de un vaso (V) dentro de una región (102) próxima a un extremo de trabajo (104) de un instrumento quirúrgico (106), comprendiendo el sistema:

el instrumento quirúrgico (106);

al menos un emisor de luz (110) dispuesto en el extremo de trabajo (104) del instrumento quirúrgico (106); al menos un sensor de luz (112) dispuesto en el extremo de trabajo (104) del instrumento quirúrgico (106), orientado en una misma dirección que el al menos un emisor de luz, y configurado para recibir luz emitida desde el al menos un emisor de luz (110) y reflejada desde la región (102), el al menos un sensor de luz (112) configurado para generar una señal que comprende un primer componente pulsátil y un segundo componente no pulsátil; y un controlador acoplado al al menos un sensor de luz (112), comprendiendo el controlador un divisor (116) configurado para separar el primer componente pulsátil del segundo componente no pulsátil y un analizador (118) configurado para determinar la presencia del vaso (V) dentro de la región (102) próxima al extremo de trabajo (104) del instrumento quirúrgico (106) basándose en el primer componente pulsátil.

2. El sistema quirúrgico (100) de acuerdo con la reivindicación 1, en donde el analizador (118) está configurado para determinar la presencia del vaso (V) de acuerdo con uno o más parámetros determinados basándose en el componente pulsátil de la señal, comprendiendo los parámetros una métrica derivada de valor propio, una métrica de autocorrelación, una métrica de coeficiente de correlación y una métrica de pico.

3. El sistema quirúrgico (100) de acuerdo con la reivindicación 2, en donde el analizador (118) está configurado para comparar el uno o más parámetros con un umbral asociado con cada uno de los parámetros, y está configurado para determinar que un vaso (V) está presente en la región (102) basándose en al menos dos de las comparaciones entre el parámetro y el umbral asociado.

4. El sistema quirúrgico (100) de acuerdo con la reivindicación 1, en donde el controlador comprende un procesador y una memoria, y el divisor (116) comprende el procesador programado para separar el primer componente pulsátil del segundo componente no pulsátil y el analizador (118) comprende el procesador programado para determinar la presencia del vaso (V) dentro de la región (102) próxima al extremo de trabajo (104) del instrumento quirúrgico (106) basándose en el primer componente pulsátil.

5. El sistema quirúrgico (100) de acuerdo con la reivindicación 1, en donde el al menos un emisor de luz (110) está configurado para emitir luz de al menos dos longitudes de onda diferentes, y el al menos un sensor de luz (112) está configurado para detectar luz a las dos longitudes de onda diferentes.

6. El sistema quirúrgico (100) de acuerdo con la reivindicación 5, en donde el al menos un sensor de luz (112) está configurado para detectar luz a 660 nm y a 910 nm.

7. El sistema quirúrgico (100) de acuerdo con la reivindicación 1, en donde el controlador está configurado para variar una intensidad de luz emitida por el al menos un emisor de luz (110) de acuerdo con una amplitud del segundo componente no pulsátil.

8. El sistema quirúrgico (100) de acuerdo con la reivindicación 1, en donde el instrumento quirúrgico (106) tiene primer y segundo elementos de mordaza opuestos, el al menos un emisor de luz (110) dispuesto en el primer elemento de mordaza (182) y el al menos un sensor de luz (112) dispuesto en el segundo elemento de mordaza opuesto (180).

9. El sistema quirúrgico (100) de acuerdo con la reivindicación 1, en donde el analizador (118) está configurado para diferenciar entre tipos de tejido dentro de la región (102) próxima al extremo de trabajo (104) del instrumento quirúrgico (106) basándose en el segundo componente no pulsátil.

10. El sistema quirúrgico (100) de acuerdo con la reivindicación 9, en donde el analizador (118) está configurado para diferenciar entre tipos de tejido de acuerdo con un componente no pulsátil normalizado en al menos dos longitudes de onda.

11. El sistema quirúrgico de acuerdo con la reivindicación 10, en donde el analizador está configurado para diferenciar entre tipos de tejido de acuerdo con una relación de los componentes no pulsátiles normalizados en al menos dos longitudes de onda.

12. El sistema quirúrgico de acuerdo con la reivindicación 9, en donde el al menos un emisor de luz está configurado para emitir luz de una primera longitud de onda y luz de una segunda longitud de onda, y el analizador está configurado para diferenciar entre tipos de tejido de acuerdo con una comparación del componente no pulsátil de la señal generada en respuesta a la primera longitud de onda y al componente no pulsátil de la señal generada en respuesta a la segunda longitud de onda.

13. El sistema quirúrgico de acuerdo con la reivindicación 9, en donde el analizador está configurado para determinar un espesor de un tipo conocido de tejido basándose en el componente no pulsátil.