ES2280449T3 - Dispositivo y programa de ordenador para la determinacion del flujo de sangre en una region de tejido o de organo. - Google Patents
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Abstract
Dispositivo para la determinación del flujo de sangre en una región de tejido o de órgano, (a) con una unidad de irradiación (1) para la irradiación de la región de tejido o de órgano con radiación electromagnética en una determinada banda del espectro, (b) con una unidad de detector (2), la cual comprende una instalación generadora de imagen para la medición de una intensidad de fluorescencia de un cromóforo fluorescente en la región del tejido o de órgano para la determinación de una curva de fluorescencia f(t), caracterizado porque presenta (c) una unidad de selección con la cual en la imagen, generada por la instalación generadora de imagen, se puede seleccionar por lo menos una región de medición (13) y por lo menos una región de referencia (14) y/o un estándar de referencia externo, y (d) una unidad de cálculo (11) la cual está concebida para calcular la velocidad de permeación del cromóforo en la región de medición (13) mediante la utilización de la curva de fluorescencia, gracias aque la función de transporte g(t) del sistema vascular determinante para el flujo de sangre en la región de tejido u órgano se calcula mediante deconvolución matemática y la velocidad de permeación de determina a partir de la pendiente del ascenso de la función de transporte g(t), y para determinar el flujo de sangre a partir de la velocidad de permeación calculada, estando concebida asimismo la unidad de cálculo (11) para relacionar, durante la determinación del flujo de sangre, la velocidad de permeación con los resultados de una medición paralela en la región de referencia (14) y/o con el estándar de referencia externo.
Description
Dispositivo y programa de ordenador para la
determinación del flujo de sangre en una región de tejido o de
órgano.
La presente invención se refiere a un
dispositivo y a un programa de ordenador para la determinación del
flujo de sangre en una región de tejido o de órgano.
Por la patente US nº 5.074.306 se conoce un
procedimiento para la determinación de profundidades de quemadura
en el tejido, en el cual se detecta la fluorescencia del cromóforo
exógeno verde de indocianina y, sobre la base de su distribución en
el tejido, se determina la profundidad de las quemaduras.
Still J et al : "Evaluation of the
Circulation of Reconstructive Flaps using
Laser-induced Fluorescence", Annals of Plastic
Surgery, Little Brown and Co, US, T. 42, nº 42, 1999, págs.
266-274, XP001063252 ISSN: 0148-7043
describe un dispositivo y un procedimiento para la medición del
riego sanguíneo de colgajos transferidos en el que, tras la
aplicación de verde de indocianina, se mide la fluorescencia,
provocada mediante irradiación con un Laser-Array
pulsado, con una cámara CCD.
En los procedimientos conocidos y los
dispositivos conocidos se explora cualitativamente únicamente la
distribución relativa de la fluorescencia del cromóforo verde de
indocianina en el tejido, con el fin de sacar conclusiones acerca
del riego sanguíneo del tejido. Los procedimientos conocidos no son
adecuados para determinar, de forma cuantitativa, el riego
sanguíneo regional sobre la base de la señal de fluorescencia.
Por el documento WO 98 08434 A se conoce una
disposición para la determinación no invasiva del riego sanguíneo
cerebral tras aplicación intravenosa de verde de indocianina. El
dispositivo conocido comprende un aparato de medida de
densitometría pulsante, para la medición de una curva de colorante
arterial, y dos espectroscopios de infrarrojo cercano, los cuales
presentan en cada caso fuentes de luz monocromáticas pulsadas así
como un captador de luz correspondiente para la medición por
separado de las curvas de colorante cerebrales con resolución
regional. La luz de las fuentes de luz es absorbida tanto por el
verde de indocianina como también, en parte, por cromóforos propios
del cuerpo y es reflejada, en parte, como luz dispersa. Esta última
es recogida por los captadores de luz y cuantificada. La cantidad
de luz captada depende por consiguiente de la absorción que
experimenta la luz en la zona de medición.
En el documento WO 96/16594 se da a conocer un
procedimiento y un dispositivo para la determinación del riego
sanguíneo cerebral y del volumen de sangre intracraneal.
Por el documento WO 98/08434 se conoce un
procedimiento y una disposición para la determinación no invasiva
del flujo de sangre cerebral mediante espectroscopía de infrarrojo
cercano.
Los procedimientos de las publicaciones
mencionadas en último término se basan en la medición
espectroscópica, invasiva o no invasiva, del cromóforo verde de
indocianina sobre la base de su comportamiento de absorción en la
banda del espectro del infrarrojo cercano. Además, estos
procedimientos no son adecuados para delimitar la región de tejido
o de órgano que hay que explorar a una zona definida con
precisión.
La invención se plantea el problema de crear un
dispositivo y un programa de ordenador con cuya ayuda se pueda
determinar con comodidad el flujo de sangre en una región de tejido
u órgano, definida con precisión, en caso necesario también
extensa, durante la utilización rutinaria en el quirófano.
Este problema se resuelve con un dispositivo
para la determinación del flujo de sangre en una región de tejido u
órgano según la reivindicación 1.
Sorprendentemente se descubrió que, mediante el
cálculo de la velocidad de permeación del cromóforo, a través de la
determinación de la función de transporte a partir de la medición de
la intensidad de fluorescencia de un cromóforo exógeno, se puede
determinar con gran precisión el flujo de sangre en una región de
tejido u órgano. Según la invención se puede reconocer de forma
temprana, durante una intervención quirúrgica, una perfusión
deficiente y se pueden adoptar, todavía durante la intervención,
medidas correctoras. La invención se puede utilizar
intraoperativamente de forma sencilla y sin gran gasto de tiempo
para la representación cualitativa y para la cuantificación del
flujo de sangre en una zona de tejido definida con precisión. Al
mismo tiempo se puede llevar a cabo una representación de perfusión
completa en dos minutos. De aquí se deriva que la invención se
puede utilizar también durante una operación sin entorpecer el
desarrollo de la operación. La invención permite el registro de la
perfusión en tiempo real en forma digital, en caso de que así se
desee también a modo de secuencia de imágenes de vídeo. En relación
con la utilización de una unidad de evaluación, es posible también
una evaluación cuantitativa.
La unidad de detector es una unidad generadora
de imagen la cual hace posible definir por lo menos una zona de
imagen como zona de medición y por lo menos una zona de imagen como
zona de referencia. Para la determinación de la curva de
fluorescencia, dicho con mayor precisión, de las curvas de
fluorescencia, se utilizan únicamente las zonas definidas. La curva
de fluorescencia de la zona de medición se pone en relación con la
curva de fluorescencia de la zona de referencia. Mediante la
formación de la diferencia o de la relación entre las dos curvas se
pueden eliminar perturbaciones casuales como, por ejemplo,
variaciones de la concentración de cromóforo, durante el cálculo
del flujo de sangre.
La fuente de radiación se selecciona
preferentemente de tal manera que emita de forma precisa en la zona
del espectro de la excitación de fluorescencia del cromóforo. Por
el contrario, la unidad de detector es ajustada, por ejemplo
mediante la utilización de filtros, a la banda del espectro de la
emisión de fluorescencia del cromóforo, para que quede asegurado
que a la unidad de detector llegue únicamente radiación de
fluorescencia y no, por ejemplo, radiaciones de excitación.
De acuerdo con otro aspecto de la invención ésta
se refiere también a un programa de ordenador según la
reivindicación 15.
Con el apoyo del programa se puede determinar,
por ejemplo, durante una intervención quirúrgica, en un tiempo muy
breve, un valor cuantitativo acerca del flujo de sangre en la región
de tejido u órgano que hay que explorar.
El programa de ordenador presente un módulo de
programa el cual hace posible la selección de por lo menos una
región de medición y de por lo menos una región de referencia dentro
de la imagen captada por la videocámara. Para la evaluación se pone
en relación la curva de fluorescencia de la zona de medición con la
curva de fluorescencia de la zona de referencia. Mediante la
formación de la diferencia o de la relación entre ambas curvas se
pueden eliminar perturbaciones casuales como, por ejemplo,
variaciones de la concentración de cromóforo, durante el cálculo del
flujo de sangre.
Una precisión de medición aumentada resulta de
que la velocidad de permeación se calcule a partir del ascenso de
la función de transporte del sistema vascular que determina el flujo
de sangre en la región de tejido u órgano. En este caso es posible
una información cuantitativa más precisa acerca del flujo de sangre,
en especial en los casos en los cuales el cromóforo no puede ser
administrado "a modo de impulsos". Para ello, según una
estructuración especial del programa de ordenador según la
invención, está previsto que la determinación de la función de
transporte g(t) tenga lugar mediante deconvolución matemática
o desarrollo gracias a que
- a)
- se determinan valores de exploración del desarrollo temporal de la densidad de cromóforo a(t) en una arteria corriente arriba de la región de tejido o de órgano, partiendo de valores de medición de densidad de cromóforo puestos a disposición en una entrada del ordenador, y
- b)
- la función de transporte g(t) sea determinada mediante variación de tal manera que la expresión
- adopte un valor mínimo.
El dispositivo según la invención y el programa
de ordenador según la invención son adecuados, en especial, para su
utilización allí donde la cuantificación del riego sanguíneo de los
tejidos puede ser decisiva durante una intervención, es decir, en
la zona de la cirugía de las vísceras durante resección del colon
izquierdo y del recto, transposición de estómago en manguera tras
resección del esófago, en caso de trasplantes libres de intestino
delgado para interposición así como todas las reconstrucciones
Roux-Y (tras gasteroctomía, como anastomosis
biliodigestivas, etc.). La invención es adecuada también para el
reconocimiento de problemas de perfusión secundarios en caso de
hernia estrangulada o en caso de adhesión del íleo. En la cirugía
del corazón la invención se puede utilizar para la comprobación de
la eficacia de baypases coronarios. En el ámbito de la cirugía
plástica es posible el control de la perfusión de colgajos
transferidos, así como la evaluación del daño de los tejidos en
caso de trauma (p. ej. fracturas naviculares, fracturas con
múltiples fragmentos, lesiones de partes blandas así como lesiones
debidas a disparos).
Otras formas de realización ventajosas de la
invención deben tomarse de las reivindicaciones subordinadas.
La invención se explica a continuación con mayor
detalle a partir de un ejemplo de forma de realización representado
en los dibujos, en los que:
la Figura 1 muestra la disposición esquemática
de un dispositivo según la invención durante la utilización
intraoperativa,
la Figura 2 muestra una gráfica para la
representación de la intensidad de fluorescencia en función del
tiempo,
la Figura 3 muestra una imagen del visor de una
cámara utilizada en relación con la invención.
En la Figura 1 está representado, de forma
esquemática y fuera de escala, un dispositivo según la invención
durante su utilización intraoperativa. Una carcasa de seguridad 1,
en la cual está integrada una fuente de luz láser infrarroja con
una emisión de pico de 780 nm, forma, junto con la cámara CCD 2, y
una unidad de cálculo o evaluación 11, una unidad compacta, que se
puede portar y manejar con una sola mano, la cual dispone de un
acumulador y que, por lo tanto, se puede utilizar de forma
independiente de la red de suministro.
La luz láser 3 ensanchada que sale de la carcasa
de seguridad 1 tiene una intensidad referida a la superficie menor
que 1 mW/cm^{2} y está por debajo del valor límite de la
irradiación máxima permitida de la córnea del ojo, por lo cual en
las proximidades del dispositivo no hay que llevar gafas de
protección.
El haz de rayo 3 ensanchado de la fuente de luz
láser infrarroja irradia el campo operatorio 4 de aproximadamente
30 cm de ancho, el cual se encuentra aproximadamente a 70 cm de
distancia con respecto a la carcasa de seguridad 1. El verde de
indocianina suministrado al paciente 5 con anterioridad en una dosis
de 0,1 a 2 mg por kg de peso corporal, es excitado mediante la
irradiación para la flourescencia.
La señal de fluorescencia es detectada por la
cámara CCD 2, sensible en la banda de longitudes de onda del
infrarrojo cercano, a la cual se ha antepuesto un filtro 6. El
filtro 6 es un filtro de paso largo NIR (filtro de canto), el cual
es transparente únicamente para longitudes de onda mayor que 800 nm
y se atornilla mediante una rosca exterior con el objetivo de
autofoco 7 de la cámara CCD 2. Alternativamente, es adecuado también
un filtro que permite una transmisión de banda estrecha en la zona
del máximo de fluorescencia del cromóforo verde de indocianina. La
cámara CCD 2 posee un visor 8, de manera que durante la operación no
hay que utilizar ningún monitor externo, y por consiguiente se
suprime una conexión mediante cable que pudiera menoscabar
posiblemente el manejo. Los datos de imagen electrónicos de la
fluorescencia captada son grabados digitalmente en una casete de
vídeo 9.
Entre el paciente 5 y la unidad formada por la
cámara CCD 2 y la carcasa de seguridad 1 puede estar dispuesto un
paño estéril (no representado), de manera que el propio dispositivo
no tiene que ser estéril. Gracias a la forma constructiva compacta
y a la supresión de conexiones mediante cable, la unidad formada por
la cámara CCD 2 y la carcasa de seguridad 1 puede ser empaqueta sin
embargo fácilmente de forma estéril.
A través de la interfase 10, según IEEE 1394, la
cual permite una tasa de transmisión de datos de hasta 400 MBit/s,
se puede conectar a la cámara CCD 2 un sistema electrónico de
procesamiento y evaluación de la imagen 11, el cual permite
registrar la luminosidad de los elementos de imagen (píxel)
individuales cuantitativamente como medida de la intensidad de la
fluorescencia. Para ello pueden ser marcadas sobre la primera imagen
de una secuencia de imágenes, por parte del usuario, diferentes
zonas de la imagen para después determinar, imagen a imagen, la
luminosidad de los píxeles en este área y representar los resultados
gráficamente. Al mismo tiempo se puede comparar una región de
tejido o de órgano que hay que explorar directamente con un área de
referencia con perfusión normal o con un estándar externo con una
intensidad conocida. En caso de utilización de un estándar externo
se pueden comparar, directamente entre sí, secuencias de imágenes
que han sido grabadas con diferentes parámetros de irradiación o de
detector. Mediante la evaluación de la totalidad de la secuencia de
imágenes es posible utilizar para la evaluación diferentes
criterios como, por ejemplo, la velocidad de permeación o de salida
del cromóforo y la variación de la intensidad de fluorescencia
originada por el cromóforo en las áreas de tejido.
La Figura 2 muestra en una representación
gráfica la intensidad de fluorescencia (medida en unidades relativas
de
0 - 100) en función del tiempo (medido en segundos). Se puede reconocer que la curva de la intensidad de fluorescencia parte de una señal de fondo de 20 unidades y, empezando en el instante t_{x}, asciende rápidamente hasta que se ha alcanzado el máximo de la señal en el instante t_{y} (8 segundos). Después, la señal de intensidad de fluorescencia permanece constante y decrece más tarde lentamente. El intervalo de tiempo entre los instantes t_{x} y t_{y}, el cual puede ser designado como tiempo de afluencia, permite el cálculo del flujo de sangre en la región de tejido u órgano explorada. Esto significa que el flujo de sangre es tanto mayor cuanto más corto es el tiempo de afluencia y, por consiguiente, cuanto mayor es la pendiente de la curva de fluorescencia.
0 - 100) en función del tiempo (medido en segundos). Se puede reconocer que la curva de la intensidad de fluorescencia parte de una señal de fondo de 20 unidades y, empezando en el instante t_{x}, asciende rápidamente hasta que se ha alcanzado el máximo de la señal en el instante t_{y} (8 segundos). Después, la señal de intensidad de fluorescencia permanece constante y decrece más tarde lentamente. El intervalo de tiempo entre los instantes t_{x} y t_{y}, el cual puede ser designado como tiempo de afluencia, permite el cálculo del flujo de sangre en la región de tejido u órgano explorada. Esto significa que el flujo de sangre es tanto mayor cuanto más corto es el tiempo de afluencia y, por consiguiente, cuanto mayor es la pendiente de la curva de fluorescencia.
A partir de la curva de fluorescencia, la cual
reproduce directamente la intensidad de fluorescencia medida en
función del tiempo, se puede obtener, mediante desarrollo
matemático, una función de transporte. La función de transporte
corresponde a una curva de fluorescencia teórica, la cual se habría
obtenido si el cromóforo hubiese sido administrado por completo en
un instante único (sin extensión temporal). Mediante el cálculo de
la función de transporte se eliminan por consiguiente todas las
contingencias que aparecen en la práctica, las cuales son
originadas debido a que el cromóforo no se administra de golpe sino
lentamente a lo largo de un intervalo de tiempo más largo. La
función de transporte que se obtiene mediante desarrollo presenta
cualitativamente el mismo desarrollo que la curva de fluorescencia
mostrada en la Figura 2, si bien discurre con una pendiente algo
mayor.
La Figura 3 muestra una imagen del visor de la
cámara utilizada en la invención como unidad de detector. En el
centro de la imagen del visor se muestra, esquemáticamente, un
transpuesto de estómago en manguera para la sustitución del
esófago. Dos cursores reticulados 13 y 14 pueden ser llevados, a
través de botones de accionamiento (no representados) sobre
determinadas regiones de interés dentro de la imagen del visor. El
cursor reticulado 13 está situado sobre un punto de la parte
transferida especialmente crítico con respecto al riego sanguíneo,
mientras que el cursor reticulado 14 está situado en un lugar de la
parte transferida cuyo buen riego sanguíneo está asegurado. Al
accionar la unidad de detector 2 se evalúan únicamente los puntos de
imagen (píxeles) situados dentro de las regiones seleccionadas
mediante los cursores reticulados, es decir la región en el cursor
reticulado 13 como región de medición y la región en el cursor
reticulado 14 como región de referencia. De este modo se puede
determinar cuantitativamente el flujo de sangre en la región de
medición del cursor reticulado 14, siendo eliminadas contingencias
tales como por ejemplo oscilaciones en la concentración de
cromóforo, etc., mediante la formación de la diferencia para la
medición en la región de referencia. Alternativamente o
complementariamente a la elección de una región de tejido, la cual
sirve como región de referencia, se puede seleccionar también un
estándar de referencia externo.
Claims (16)
1. Dispositivo para la determinación del flujo
de sangre en una región de tejido o de órgano,
- (a)
- con una unidad de irradiación (1) para la irradiación de la región de tejido o de órgano con radiación electromagnética en una determinada banda del espectro,
- (b)
- con una unidad de detector (2), la cual comprende una instalación generadora de imagen para la medición de una intensidad de fluorescencia de un cromóforo fluorescente en la región del tejido o de órgano para la determinación de una curva de fluorescencia f(t),
- caracterizado porque presenta
- (c)
- una unidad de selección con la cual en la imagen, generada por la instalación generadora de imagen, se puede seleccionar por lo menos una región de medición (13) y por lo menos una región de referencia (14) y/o un estándar de referencia externo, y
- (d)
- una unidad de cálculo (11) la cual está concebida para calcular la velocidad de permeación del cromóforo en la región de medición (13) mediante la utilización de la curva de fluorescencia, gracias a que la función de transporte g(t) del sistema vascular determinante para el flujo de sangre en la región de tejido u órgano se calcula mediante deconvolución matemática y la velocidad de permeación de determina a partir de la pendiente del ascenso de la función de transporte g(t), y para determinar el flujo de sangre a partir de la velocidad de permeación calculada,
estando concebida asimismo la
unidad de cálculo (11) para relacionar, durante la determinación del
flujo de sangre, la velocidad de permeación con los resultados de
una medición paralela en la región de referencia (14) y/o con el
estándar de referencia
externo.
2. Dispositivo según la reivindicación 1,
caracterizado porque la instalación generadora de imagen es
una cámara (2) digital.
3. Dispositivo según la reivindicación 2,
caracterizado porque la cámara (2) digital está concebida
para el registro de una secuencia de imágenes de vídeo de la región
de tejido o de órgano.
4. Dispositivo según una de las reivindicaciones
anteriores, caracterizado porque la fuente de radiación (1)
está concebida para emitir radiación en la banda del espectro del
máximo de absorción del cromóforo.
5. Dispositivo según una de las reivindicaciones
anteriores, caracterizado porque la fuente de radiación (1)
es una unidad de diodo luminiscente con emisión en haz.
6. Dispositivo según una de las reivindicaciones
anteriores, caracterizado porque la fuente de radiación (1)
es una fuente de luz láser infrarroja.
7. Dispositivo según una de las reivindicaciones
anteriores, caracterizado porque la fuente de radiación (1)
es un diodo láser.
8. Dispositivo según una de las reivindicaciones
anteriores, caracterizado porque la fuente de radiación (1)
está pulsada.
9. Dispositivo según una de las reivindicaciones
anteriores, caracterizado porque la fuente de radiación (1)
está modulada.
10. Dispositivo según una de las
reivindicaciones anteriores, caracterizado porque la fuente
de radiación (1) presenta una intensidad referida a la superficie
de menos de 1 mW/cm^{2} y no es peligrosa para el ojo humano sin
protección.
11. Dispositivo según una de las
reivindicaciones anteriores, caracterizado porque la fuente
de radiación está concebida para emitir en la banda del espectro de
805 nm.
12. Dispositivo según una de las
reivindicaciones anteriores, caracterizado porque la unidad
de detector está concebida para detectar radiación en la banda de
la longitud de onda de fluorescencia del cromóforo.
13. Dispositivo según una de las
reivindicaciones anteriores, caracterizado porque la unidad
de detector está concebida para detectar radiación en la banda de
835 nm.
14. Dispositivo según una de las
reivindicaciones anteriores, caracterizado porque está
formada como una unidad compacta.
15. Programa de ordenador, en particular
programa de ordenador grabado sobre un medio de almacenamiento, el
cual debe ser cargado en la memoria de programa de un ordenador y
que permite al ordenador llevar a cabo las etapas siguientes:
- (a)
- generar valores de exploración de una curva de fluorescencia f(t) partiendo de valores de medición de intensidad de fluorescencia disponibles en una entrada del ordenador,
- (b)
- seleccionar los valores de exploración de por lo menos una región de medición (14) y por lo menos de una región de referencia (13) y/o seleccionar un estándar de referencia externo mediante un módulo de programa, partiendo de zonas definidas mediante una unidad de selección,
- (c)
- calcular la velocidad de permeación del cromóforo en la región de medición (13) a partir de los valores de exploración de la curva de fluorescencia f(t) de la región seleccionada o las regiones seleccionadas, gracias a que la función de transporte g(t) del sistema vascular determinante para el flujo de sangre en la región de tejido o de órgano se calcula mediante deconvolución matemática y la velocidad de permeación se determina a partir de la pendiente del ascenso de la función de transporte g(t),
- (d)
- determinar el flujo de sangre a partir de la velocidad de permeación calculada, relacionando la velocidad de permeación con los resultados de una medición paralela en la región de referencia (14) y/o con el estándar de referencia externo.
16. Programa de ordenador según la
reivindicación 15, el cual contiene las siguientes etapas:
- (a)
- determinar valores de exploración del desarrollo temporal de la densidad de cromóforo a(t) partiendo de valores de medición de densidad de cromóforo, que están disponibles en una entrada del ordenador, de una arteria corriente arriba de la zona de tejido o de órgano, y
- (b)
- determinar la función de transporte g(t) mediante deconvolución matemática, de manera que la expresión
- adopte un valor mínimo.
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