ES2909724T3

ES2909724T3 - Sistema quirúrgico óptico con mordazas no paralelas con compensación de distorsión angular

Info

Publication number: ES2909724T3
Application number: ES17762301T
Authority: ES
Inventors: Amal Chaturvedi; Hariharan Subramanian
Original assignee: Briteseed LLC
Current assignee: Briteseed LLC
Priority date: 2016-08-30
Filing date: 2017-08-25
Publication date: 2022-05-10
Anticipated expiration: 2037-08-25
Also published as: US20190175158A1; US11589852B2; EP3506815A1; EP4026489A1; JP7058642B2; WO2018044722A1; US20230200791A1; EP3506815B1; JP2019534720A

Abstract

Un sistema quirúrgico óptico (100) que comprende: una pluralidad de emisores de luz (110) dispuestos en un extremo de trabajo (104) de un instrumento quirúrgico (116) sobre una primera superficie; una pluralidad de sensores de luz (112) dispuestos en el extremo de trabajo (104) del instrumento quirúrgico (116) sobre una segunda superficie opuesta a la primera superficie, las superficies primera y segunda dispuestas sobre un par de mordazas no paralelas; y un controlador (114) acoplado a la pluralidad de sensores de luz (112), el controlador (114) configurado para: determinar un patrón de iluminación de un componente no pulsátil de las señales recibidas de la pluralidad de sensores de luz (112), determinar un primer punto en un primer lado de una región de interés dentro del patrón de iluminación y un segundo punto en un segundo lado de la región de interés, determinar una curva lineal que incluya los puntos primero y segundo dispuestos alrededor de la región de interés, caracterizado por que el controlador también está configurado para utilizar la curva lineal para eliminar, al menos parcialmente, la distorsión angular de la región de interés entre los puntos primero y segundo.

Description

DESCRIPCIÓN

Sistema quirúrgico óptico con mordazas no paralelas con compensación de distorsión angular

Antecedentes

Esta patente se refiere a un sistema y a un método para determinar el tamaño de un vaso, tal como un vaso sanguíneo y, en particular, a un sistema y a un método con compensación de distorsión angular.

Los sistemas y métodos que en el campo quirúrgico identifican artefactos y, en concreto, vasos durante un procedimiento quirúrgico proporcionan información valiosa al cirujano o al equipo quirúrgico. Los hospitales estadounidenses pierden miles de millones de dólares al año en costos no reembolsables debido a los daños vasculares accidentales que se producen durante las cirugías. Así mismo, los pacientes relacionados se enfrentan a una tasa de mortalidad de hasta el 32 % y es muy probable que requieran procedimientos correctivos y que permanezcan en el hospital durante nueve días más, lo que suma decenas si no cientos de miles de dólares en costos adicionales de asistencia. En consecuencia, existe este valor significativo que se obtiene de los métodos y sistemas que permiten la determinación correcta de la presencia de vasos, tales como vasos sanguíneos, en el campo quirúrgico, de manera que estos costos se puedan reducir o evitar.

Los sistemas y métodos que proporcionan información sobre la presencia de vasos sanguíneos en el campo quirúrgico son particularmente importantes durante los procedimientos quirúrgicos mínimamente invasivos. Tradicionalmente, los cirujanos han confiado en el sentido del tacto durante los procedimientos quirúrgicos para identificar los vasos sanguíneos y para evitar dañar accidentalmente estos vasos. Debido a la tendencia de cambio hacia procedimientos mínimamente invasivos, incluyendo cirugías laparoscópicas y robóticas, los cirujanos han perdido la capacidad de utilizar la visualización directa y el sentido del tacto para determinar la presencia de vasos sanguíneos en el campo quirúrgico. En consecuencia, los cirujanos deben determinar si los vasos sanguíneos están presentes en el campo quirúrgico basándose principalmente en la costumbre y la experiencia. Lamentablemente, con frecuencia existen irregularidades anatómicas debido a anomalías congénitas, cicatrices de cirugías previas y a la constitución del cuerpo (por ejemplo, la obesidad).

Si bien la capacidad de determinar la presencia o ausencia de un vaso dentro del campo quirúrgico proporciona valiosas ventajas para el cirujano o el equipo quirúrgico y es de especial importancia para los procedimientos mínimamente invasivos en los que se han perdido la visualización directa y los métodos táctiles de identificación, la capacidad de caracterizar la vasculatura identificada proporciona importantes ventajas adicionales. Por ejemplo, sería conveniente facilitar información relativa al tamaño del vaso, tal como el diámetro interno o externo del vaso. La información sobre el tamaño es particularmente relevante ya que la Administración de Medicamentos y Alimentos aprueba actualmente, por ejemplo, dispositivos de ligadura térmica para sellar y cortar vasos dentro de un rango de tamaño determinado, habitualmente, 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 o solo parte de un vaso, entonces el índice de fallo para un sello formado de esa manera puede llegar hasta un 19 %.

Así mismo, sería preferible proporcionar esta información con un mínimo retardo entre la detección y el análisis de los vasos para que la información se pueda caracterizar en tiempo real. Si se requiere un tiempo considerable para el análisis, entonces, como mínimo, este retardo aumentará el tiempo necesario para realizar el procedimiento. Así mismo, el retardo puede aumentar la fatiga del cirujano, ya que se requerirá que el cirujano se mueva a un ritmo deliberado para compensar el retardo entre el movimiento del instrumento y la entrega de la información. Tales retardos pueden, de hecho, obstaculizar la implementación del sistema, incluso si la información proporcionada reduce el riesgo de lesión vascular.

Además, sería ventajoso detectar y analizar la vasculatura sin necesidad de utilizar un medio o sustancia de contraste. Si bien el uso de una sustancia de contraste para identificar la vasculatura se ha vuelto convencional, el uso de la sustancia aumenta la complejidad del procedimiento. El uso de la sustancia puede requerir el uso de instrumental adicional que de otro modo no sería necesario y el aumento de los residuos médicos generados con el procedimiento. Además, el uso de la sustancia de contraste añade el riesgo de que el paciente sufra una reacción adversa.

El documento WO 2016/134330 ilustra un sistema óptico con emisores de luz y sensores de luz utilizados, por ejemplo, para determinar el diámetro de un vaso. El documento WO2014/194317 ilustra un sistema óptico que utiliza fluorescencia tisular para determinar las características del tejido, particularmente para el control de retroalimentación en tiempo real de procedimientos de fusión tisular.

Como se expone con más detalle más abajo, la presente divulgación describe un sistema quirúrgico que incluye un sistema y un método para determinar el tamaño de los vasos que incorpora alternativas ventajosas a los métodos existentes, lo que puede proporcionar una mejor identificación para sortear o aislar los vasos.

Sumario

De acuerdo con la invención, un sistema quirúrgico óptico con compensación para distorsiones angulares incluye una pluralidad de emisores de luz dispuestos en un extremo de trabajo de un instrumento quirúrgico sobre una primera superficie, una pluralidad de sensores de luz dispuestos en el extremo de trabajo del instrumento quirúrgico sobre una segunda superficie opuesta a la primera superficie, las superficies primera y segunda dispuestas sobre un par de mordazas no paralelas, y un controlador acoplado a la pluralidad de sensores de luz. El controlador está configurado para determinar un patrón de iluminación de un componente no pulsátil de señales recibidas de la pluralidad de sensores de luz, determinar un primer punto en un primer lado de una región de interés dentro del patrón de iluminación y un segundo punto en un segundo lado de la región de interés, determinar una curva lineal que incluye los puntos primero y segundo dispuestos alrededor de la región de interés, y utilizar la curva lineal para eliminar la distorsión angular de la región de interés entre los puntos primero y segundo.

Breve descripción de los dibujos

La divulgación se entenderá más completamente a partir de la siguiente descripción tomada junto con los dibujos adjuntos. Algunas de las figuras pueden haberse simplificado mediante la omisión de elementos seleccionados con el fin de mostrar más claramente otros elementos. Estas omisiones de elementos en algunas figuras no son necesariamente indicativas de la presencia o ausencia de elementos específicos en cualquiera de los ejemplos de realización, salvo que se indique explícitamente en la descripción escrita correspondiente. Ninguno de los dibujos está necesariamente a escala.

La figura 1 es un diagrama esquemático de un sistema quirúrgico según una realización de la presente divulgación; la figura 2 es una vista ampliada parcial del instrumento quirúrgico con un emisor de luz y sensores de luz según la figura 1 estando dispuesta una sección de un vaso ilustrado entre el emisor de luz y los sensores de luz; la figura 3 es una vista transversal ampliada de un vaso sanguíneo con la pared expandiéndose y contrayéndose a medida que la sangre fluye a través del vaso, con el cambio en el diámetro externo entre un estado de reposo y un estado expandido exagerado para ilustrar mejor los cambios en el diámetro externo del vaso sanguíneo; la figura 4 es un diagrama de flujo de un método según una realización de la presente divulgación, método que puede llevarse a cabo utilizando el sistema de la figura 1;

la figura 5 es un diagrama de flujo de acciones particulares que pueden realizarse como parte del método ilustrado en la figura 4;

la figura 6 es un gráfico de las magnitudes de los componentes pulsátil (CA) y no pulsátil (CC) para cada uno de los elementos (píxeles) de una matriz de sensores de luz, utilizándose el gráfico para ilustrar conceptos generales divulgados en este documento;

la figura 7 es un diagrama de flujo de acciones alternativas que pueden realizarse como parte del método ilustrado en la figura 4;

la figura 8 es un gráfico que compara los diámetros externos de diversas arterias porcinas con respecto a los diámetros internos de estas arterias;

la figura 9 es un diagrama de flujo de un método según una realización alternativa de la presente divulgación, método que puede llevarse a cabo utilizando el sistema de la figura 1;

la figura 10 es un diagrama de flujo de un método según otra realización alternativa de la presente divulgación, método que puede llevarse a cabo utilizando el sistema de la figura 1;

la figura 11 es un gráfico de la magnitud del componente no pulsátil (CC) para cada uno de los elementos de la matriz de sensores de luz antes de la duplicación;

la figura 12 es el gráfico de la figura 11 corregido para proporcionar una región de interés ideal utilizando duplicación;

la figura 13 es un gráfico de un perfil de CC ilustrativo utilizado para comentar un método de adaptación de la intensidad de la luz emitida por el emisor de luz;

las figuras 14-16 son gráficos de perfiles de CC a diferentes intensidades de luz;

la figura 17 es un diagrama de flujo de un método que usa los parámetros del perfil de CC para adaptar la intensidad de la luz emitida por el emisor de luz para limitar el error de determinación del tamaño del vaso;

la figura 18 es un gráfico de un patrón de iluminación de CC ilustrativo detectado por sensores de luz dispuestos frente a emisores de luz dispuestos sobre mordazas no paralelas opuestas de un dispositivo quirúrgico;

la figura 19A es un gráfico de un patrón de iluminación de CC ilustrativo con un perfil de absorción tal como el que podría generar un vaso sanguíneo dispuesto entre las mordazas paralelas de un instrumento quirúrgico;

la figura 19B es un gráfico de un patrón de iluminación de CC ilustrativo con un perfil de absorción tal como el que podría generar un vaso sanguíneo dispuesto entre las mordazas no paralelas de un instrumento quirúrgico con distorsión angular;

la figura 20 es un gráfico similar al de la figura 19B, con una región de interés identificada con respecto al perfil de absorción entre un primer punto (A) y un segundo punto (B) y una curva lineal que incluye los puntos primero y segundo;

la figura 21 es un gráfico que ilustra la modificación del patrón de iluminación en la región de interés identificada en la figura 20;

la figura 22 es un gráfico que ilustra el patrón de iluminación de las figuras 20 y 21 con compensación para distorsión angular en la región de interés;

la figura 23 es un diagrama de flujo de un método para compensar la distorsión angular en una región de interés en un patrón de iluminación no pulsátil (CC);

la figura 24 es un gráfico que ilustra cómo se puede representar el patrón de iluminación de la figura 18 utilizando curvas lineales por segmentos;

la figura 25 es un diagrama de flujo de un método para controlar emisores de luz individuales para compensar la distorsión angular;

la figura 26 es una captura de pantalla parcial simulada de un monitor de vídeo utilizado en el sistema de la figura 1;

la figura 27 es un gráfico de las magnitudes de los componentes pulsátil (CA) y no pulsátil (CC) para cada uno de los elementos (píxeles) de una matriz de sensores de luz (matriz CCD lineal) utilizada en un primer conjunto de experimentos;

la figura 28 es un gráfico de las magnitudes de los componentes pulsátil (CA) y no pulsátil (CC) para cada uno de los elementos de una matriz de sensores de luz (matriz de fotodetectores, con medidas presentadas en píxeles para su comparación con la figura 7) utilizadas en un segundo conjunto de experimentos; y

la figura 29 es un gráfico que compara los diámetros internos de diversas arterias porcinas determinados utilizando una matriz de sensores de luz (matriz CCD lineal) y medidos en un tercer conjunto de experimentos.

Descripción detallada de varias realizaciones

La invención se define en las reivindicaciones adjuntas.

El sistema determina el tamaño de un vaso dentro de una región próxima a un extremo de trabajo del instrumento quirúrgico. En concreto, se cree que el sistema se puede utilizar para determinar el tamaño de un vaso dentro de la región próxima al extremo de trabajo del instrumento quirúrgico independientemente de la presencia o del tipo de tejido que rodee al vaso. Las realizaciones del sistema que se describen a continuación realizan determinaciones en cuanto a la presencia y al tamaño del vaso dentro de la región objetivo en función de la transmitancia de luz determinada por el sensor de luz y, por lo tanto, puede parecer que las realizaciones tienen un aspecto similar a la tecnología utilizada en la pulsioximetría transmisiva para determinar la saturación de oxígeno (es decir, el porcentaje de hemoglobina en sangre que está cargada de oxígeno). Una cuestión importante de la siguiente divulgación revelará que el sistema divulgado utiliza el emisor o emisores de luz y el sensor o sensores de luz junto con un controlador (ya sea en forma de circuitería única o procesador programado de manera única) para proporcionar información sobre la presencia y el tamaño de los vasos, algo que no proporcionaría un pulsioxímetro. Además, las realizaciones divulgadas incluyen el uso de una matriz de sensores, procesando el controlador los componentes pulsátil y no pulsátil de las señales de dicha matriz para proporcionar información sobre el diámetro o diámetros del vaso o vasos (por ejemplo, el diámetro interno o el diámetro externo en reposo). La tecnología divulgada también se puede utilizar con vasos que no sean vasos sanguíneos, lo que diferencia de nuevo el sistema y método divulgados de un pulsioxímetro transmisivo.

Las figuras 1 y 2 ilustran una realización de dicho sistema quirúrgico 100 utilizado para determinar un tamaño (por ejemplo, diámetro) de un vaso, V, en 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, además, 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 estén en el cuerpo del paciente. Asimismo, mientras que el tejido T aparece en las figuras 1 y 2 rodeando completamente el vaso V (en términos de circunferencia y longitud) a una profundidad particular, este no tiene por qué ser el caso en todos los ejemplos en los que se utilice el sistema 100. Por ejemplo, el tejido T puede rodear solo parcialmente la circunferencia y / o rodear solo una sección de la longitud del vaso V, o el tejido T puede cubrir el vaso V en una capa muy fina. Como ejemplos adicionales no limitantes, el vaso V puede ser un vaso sanguíneo y el tejido T puede ser tejido conjuntivo, tejido adiposo 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 señalado anteriormente, el sistema 100 también puede incluir 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 las figuras 1 y 2, el sensor de luz 112 puede estar dispuesto frente al emisor de luz 110 porque el emisor de luz 110 y el sensor de luz 112 están dispuestos en elementos opuestos del instrumento quirúrgico 106, como se explica en detalle más abajo.

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 con una longitud de onda de 660 nm. Esto se puede conseguir con un solo elemento, o una pluralidad de elementos (elementos que pueden estar dispuestos o configurados en una matriz, por ejemplo, como se explica en detalle más abajo). De manera similar, el sensor de luz 112 está adaptado para detectar luz en la al menos una longitud de onda (por ejemplo, 660 nm). Según las realizaciones descritas en este documento, el sensor de luz 112 incluye una pluralidad de elementos, elementos que están dispuestos o configurados en una matriz.

Según 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 en dichas al menos dos longitudes de onda diferentes. Por ejemplo, el emisor de luz 110 puede emitir luz de tres longitudes de onda, mientras que el sensor de luz puede detectar luz de tres longitudes de onda. Como ejemplo, el emisor de luz 110 puede emitir y el sensor de luz 112 puede detectar luz en el rango visible, luz en el rango de infrarrojo cercano y luz en el rango de infrarrojo. Específicamente, el emisor de luz 110 puede emitir y el sensor de luz 112 puede detectar luz a 660 nm, a 810 nm y a 940 nm. Se puede utilizar una realización de este tipo, por ejemplo, para garantizar una penetración óptima del vaso sanguíneo V y el tejido circundante T en condiciones in vivo.

En concreto, la luz emitida a 810 nm puede usarse como referencia para eliminar cualquier variación en la salida de luz debido al movimiento y/o perfusión sanguínea. La longitud de onda de 810 nm corresponde al punto isobéstico, donde la absorción de hemoglobina oxigenada y desoxigenada es igual. En consecuencia, la absorción a esta longitud de onda es independiente de la oxigenación de la sangre y solo se ve afectada por el cambio en la transmitancia de la luz debido al movimiento y/o cambios en la perfusión.

Como se ha señalado anteriormente, el sensor de luz puede tener la forma de una matriz de sensores de luz. De hecho, la matriz de sensores de luz 112 incluye además al menos una fila de sensores de luz (ver figura 2); según ciertas realizaciones, la matriz 112 puede incluir solo una única fila de sensores de luz, y la matriz 112 puede mencionarse en la alternativa como una matriz lineal. La al menos una fila de sensores de luz 112 incluye una pluralidad de sensores de luz individuales. Los sensores de luz individuales 112 pueden estar dispuestos de forma adyacente entre sí, o los sensores de luz pueden estar espaciados entre sí. Incluso puede caber la posibilidad de que los sensores de luz individuales que definen una fila de sensores de luz estén separados entre sí por sensores de luz que definen una fila o columna diferente de la matriz. Según una realización particular, sin embargo, la matriz puede comprender un dispositivo de carga acoplada (CCD), y en particular un dispositivo de formación de imágenes con CCD lineal que comprenda una pluralidad de píxeles. Como alternativa adicional, puede usarse una matriz de sensores CMOS.

Según las realizaciones de esta divulgación, los sensores de luz individuales 112 (por ejemplo, píxeles) están adaptados 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, tal como una matriz CCD, 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 puede describirse que un vaso sanguíneo tiene una pulsación característica de aproximadamente 60 pulsos (o latidos) por minuto. Si bien esto puede variar según la edad y el estado del paciente, el rango de pulsación suele ser 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 concreto, la forma de onda de CA corresponde a la absorción de luz por el flujo sanguíneo pulsátil dentro del vaso. Por otra parte, el componente de CC corresponde principalmente a la absorción y dispersión de la luz por los tejidos circundantes.

En concreto, se cree que los elementos de la matriz de sensores de luz 112 dispuestos en el lado opuesto del vaso V desde el emisor de luz 110 tendrán una señal de CA más alta que aquellos elementos en los que el vaso V no esté dispuesto entre el emisor de luz 110 y la matriz de sensores de luz 112, porque las fluctuaciones más marcadas en la luz transmitida serán provocadas por las pulsaciones asociadas al vaso. También se cree que los elementos de la matriz 112 dispuestos en el lado opuesto del vaso V desde el emisor de luz 110 tendrán una señal de CC reducida en comparación con los elementos de la matriz 112 donde el vaso V no esté dispuesto entre el emisor de luz 110 y la matriz 112.

De hecho, se cree que determinadas regiones de los vasos, tales como vasos sanguíneos, pueden experimentar pulsaciones más pronunciadas que otras regiones, diferencias que se reflejan en diferencias en el componente pulsátil de la señal recibida desde la matriz 112. Más particularmente y con referencia a los vasos sanguíneos como un ejemplo no limitativo, mientras el corazón bombea sangre por todo el cuerpo, las arterias musculares pulsan para acomodar el volumen de sangre que se está dirigiendo por todo el cuerpo. Mientras esto se produce, la capa media (o túnica media) del vaso se expande y se contrae. La expansión y contracción de la túnica media produce un cambio relativamente más significativo en el diámetro externo del vaso que en el diámetro interno del vaso. Se cree que el cambio relativamente más significativo en el diámetro externo que se produce durante la expansión y contracción del vaso ocasiona las mayores fluctuaciones en la señal de CA (que, como se ha mencionado anteriormente, está relacionada con las pulsaciones) a lo largo del tiempo en los bordes del vaso, mientras el diámetro externo oscila entre una posición expandida A y una posición de reposo B (ver figura 3).

De este modo, según 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 cada elemento de la matriz de sensores de luz 112. El controlador 114 también incluye un analizador 118 para calcular el tamaño del vaso V dentro de la región 102 próxima al extremo de trabajo 104 del instrumento quirúrgico 106 en función del componente pulsátil. Para mostrar, indicar o transmitir de otro modo el tamaño del vaso V dentro de la región 102, el controlador 114 puede estar acoplado a un dispositivo de salida o indicador 130 (ver figura 1), que puede proporcionar una señal visible, audible, táctil o de otro tipo al usuario del instrumento 106.

En concreto, el analizador 118 puede determinar las magnitudes de los componentes pulsátiles en los sensores de luz individuales en la fila de sensores de luz. Además, el analizador puede determinar una primera magnitud máxima y una segunda magnitud máxima de los componentes pulsátiles. El analizador puede hacer la determinación de las magnitudes máximas primera y segunda después de determinar primero las ubicaciones de las transiciones en los componentes pulsátil y no pulsátil de la señal entre magnitudes más altas y más bajas, como se explica en detalle más abajo. Así mismo, el analizador 118 puede determinar un diámetro externo en reposo del vaso V en función de las magnitudes máximas primera y segunda de los componentes pulsátiles.

Según ciertas realizaciones, el analizador 118 puede determinar el diámetro externo en reposo del vaso V determinando un primer par de posiciones a lo largo de la fila de sensores de luz donde las magnitudes del componente pulsátil son un porcentaje (por ejemplo, entre el 25 % y el 75 %, tal como el 50 %) de la primera (o segunda) magnitud máxima, y un segundo par de posiciones a lo largo de la fila de sensores de luz donde las magnitudes del componente pulsátil también son el mismo porcentaje de la primera (o segunda) magnitud máxima, estando dispuesto el segundo par entre el primer par de posiciones a lo largo de la fila de sensores de luz. A continuación, el analizador determina una primera distancia entre el primer par de posiciones y una segunda distancia entre el segundo par de posiciones, y determina el diámetro externo en reposo del vaso como la media de las distancias primera y segunda. Según otras realizaciones, el analizador 118 puede usar en cambio el par interno de posiciones y una relación entre los diámetros interno y externo en reposo. Según ciertas realizaciones, el componente no pulsátil puede usarse en lugar del componente pulsátil.

Según ciertas realizaciones, el divisor 116 y el analizador 118 pueden estar definidos por uno o más componentes de circuito eléctrico. Según otras realizaciones, uno o más procesadores (o simplemente, el procesador) puede programarse para realizar las acciones del divisor 116 y el analizador 118. Según otras realizaciones más, el divisor 116 y el analizador 118 pueden estar definidos en parte por los componentes del 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 calcular el tamaño del vaso V dentro de la región 102 próxima al extremo de trabajo 104 del instrumento quirúrgico 106 en función del primer componente pulsátil. Las instrucciones mediante las cuales se programa el procesador pueden almacenarse en una memoria asociada al procesador, memoria que puede incluir una o más memorias tangibles no transitorias y legibles por ordenador, que tienen instrucciones ejecutables de computadora almacenadas en su interior, que cuando son ejecutadas por el procesador, pueden hacer que dicho uno o más procesadores realicen una o más acciones.

Además del sistema 100, la presente divulgación incluye realizaciones de un método 200 para determinar el tamaño de un vaso V dentro de una región 102 próxima a un extremo de trabajo 104 de un instrumento quirúrgico 106. El método 200 se puede llevar a cabo, por ejemplo, utilizando un sistema 100 como el descrito anteriormente con respecto a la figura 1. Como se ilustra en la figura 4, el método 200 para hacer funcionar el sistema 100 incluye emitir luz en un extremo de trabajo de un instrumento quirúrgico en el bloque 202 y detectar luz en el extremo de trabajo del instrumento quirúrgico en una matriz de sensores de luz que comprende al menos una fila de 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 tanto, la etapa de detección puede incluir la detección de luz de al menos dos longitudes de onda diferentes. Como también se ha señalado anteriormente, pueden usarse tres longitudes de onda de luz diferentes y, por ejemplo, en el rango visible y en el rango de infrarrojo cercano. Según una realización, la luz utilizada puede tener longitudes de onda de 660 nm, 810 nm y 940 nm.

El método 200 continúa en el bloque 206 en donde un componente pulsátil está separado de un componente no pulsátil para sensores individuales a lo largo de la fila de sensores de luz. El método 200 también incluye determinar las magnitudes de los componentes pulsátiles en los sensores de luz individuales en la fila de sensores de luz en el bloque 208, determinar una primera magnitud máxima y una segunda magnitud máxima de los componentes pulsátiles en el bloque 210, y determinar un diámetro externo en reposo del vaso en función de las magnitudes máximas primera y segunda de los componentes pulsátiles en el bloque 212.

Más en particular, como se ilustra en la figura 5, el bloque 212 del método 200 de la figura 4 puede incluir una o más acciones. En concreto, como se ilustra en la figura 5, la acción del bloque 212 puede incluir determinar un primer par y un segundo par de posiciones a lo largo de la fila de sensores de luz en el bloque 212-1, donde las magnitudes del componente pulsátil del par de posiciones primero y segundo son un porcentaje de la primera (o segunda) magnitud máxima. El segundo par de posiciones está dispuesto entre el primer par de posiciones, como se comentará en relación con la figura 6 a continuación. Así mismo, la acción del bloque 212 puede incluir determinar una primera distancia entre el primer par de posiciones y una segunda distancia entre el segundo par de posiciones en el bloque 212-2, y determinar el diámetro externo en reposo del vaso V como la media de las distancias primera y segunda en el bloque 212-3.

Para ilustrar más el método 200 de funcionamiento del sistema 100, como se ilustra en las figuras 4 y 5, se proporciona una gráfica en la figura 6. En concreto, la figura 6 es una gráfica simulada de la magnitud del componente pulsátil (CA) para cada elemento de una matriz de sensores de luz y una gráfica de la magnitud del componente no pulsátil (CC) para los mismos elementos de la matriz. Las líneas están marcadas CA y CC para diferenciar las dos gráficas. Según esta simulación, un vaso (específicamente, un vaso sanguíneo) está dispuesto entre la matriz de sensores de luz y una matriz de emisores de luz, con el vaso situado generalmente entre la matriz de emisores de luz y la matriz de sensores de luz en la región entre 40 y 180 píxeles.

Como se ilustra en la figura 6, la gráfica de la señal de CC disminuye desde un valor relativamente alto hasta un valor considerablemente más bajo, y luego vuelve a aumentar desde el valor más bajo hasta el valor más alto en dos puntos diferentes (es decir, en los puntos 300, 302) a lo largo de la matriz de sensores 112. De acuerdo con las observaciones hechas anteriormente, se esperaría que la disminución en la magnitud de la señal de CC en la región ocurriese donde el vaso está dispuesto entre el emisor de luz 110 y el sensor de luz 112 y, por consiguiente, se puede deducir que el vaso V está dispuesto entre el punto en el que la gráfica de la señal de Cc pasa del valor más alto al valor más bajo (es decir, el punto 300) y el punto en el que la gráfica de la señal de CC vuelve a pasar del valor más bajo al valor más alto (es decir, el punto 302).

Así mismo, la señal de CA aumenta significativamente desde un valor relativamente bajo hasta un valor más alto en el punto (es decir, el punto 304) en un lado de donde supuestamente se encuentra el vaso, y desde un valor alto a un valor más bajo (es decir, el punto 306) en el otro lado de donde se encuentra el vaso. Como también se mencionó anteriormente, se cree que el aumento relativo en la señal pulsátil (CA) se produce cuando el vaso está dispuesto entre el emisor de luz 110 y el sensor de luz 112 y, por consiguiente, se puede deducir que el vaso V está dispuesto entre el punto en el que la señal de CA cambia desde el valor más bajo al valor más alto (es decir, el punto 304) y el punto en el que la gráfica de la señal de CA vuelve a pasar del valor más alto al valor más bajo (es decir, el punto 306).

Si bien el cambio en la señal de CC o el cambio en la señal de CA pueden usarse para definir una región de interés (ROI), la combinación de la información sobre las transiciones en la señal de CA puede combinarse con las transiciones en la señal de CC para definir una ROI a la que se limita la consideración adicional de la información pulsátil (CA). Es decir, el sistema 100 (y, más particularmente, el controlador 120) puede considerar un subconjunto de elementos de todos los elementos de la matriz de sensores 112 de acuerdo con esta información. Esto puede ser particularmente útil para eliminar las fluctuaciones no relacionadas con el vaso en sensores individuales a lo largo de la matriz. De acuerdo con dichas realizaciones, se determinan las transiciones entre valores más altos y más bajos para cada una de las gráficas de CC y CA, y solo se considera el ROI donde hay superposición entre la magnitud de CC disminuida y la magnitud de CA aumentada. Como se ilustra en la figura 6, esta región estaría entre las barras verticales (es decir, de aproximadamente 40 píxeles a 180 píxeles).

Según las realizaciones de la presente divulgación, como se ilustra en las figuras 4 y 5, el diámetro en reposo del vaso se puede calcular en función de una correlación observada entre el diámetro externo expandido del vaso y el diámetro interno del vaso. En concreto, se ha observado que el diámetro en reposo del vaso está correlacionado con la media del diámetro externo expandido del vaso y el diámetro interno del vaso. Para efectuar este cálculo, se determina que el diámetro externo expandido (o línea A) del vaso es la distancia entre un primer par de puntos en los que la magnitud de CA es aproximadamente el 50 % de la magnitud máxima de CA: el caso más a la izquierda (es decir, el punto 312) antes (o delante) de la magnitud máxima de CA más a la izquierda (es decir, en el punto 308) y el caso más a la derecha (es decir, el punto 314) detrás (o después) de la magnitud máxima de CA más a la derecha (es decir, en el punto 310). Así mismo, se determina que el diámetro interno (o línea C) es la distancia entre un segundo par de puntos en los que la magnitud de CA es aproximadamente el 50 % de la magnitud máxima de CA: el caso más a la izquierda (es decir, el punto 316) detrás (o después) de la magnitud máxima de CA más a la izquierda (es decir, en el punto 308) y el caso más a la derecha (es decir, el punto 318) antes (o delante) de la magnitud máxima de CA más a la derecha (es decir, en el punto 310). Estas distancias también se pueden describir como las distancias entre los dos casos del 50 % de la magnitud máxima de CA fuera y dentro de las magnitudes máximas de CA. También se puede decir que el segundo par está dispuesto entre o dentro del primer par.

No es necesario utilizar los casos a la magnitud máxima de CA del 50 % según todas las realizaciones de la presente divulgación. Según otras realizaciones, el diámetro interno puede determinarse como la distancia entre el caso más a la izquierda detrás (o después) de la magnitud máxima de CA más a la izquierda y el caso más a la derecha antes (o delante) de la magnitud máxima de CA más a la derecha de la magnitud máxima de CA del 5 %, mientras que el diámetro externo expandido también se determinó en los casos de magnitud máxima de CA del 5 % descritos anteriormente.

Por último, como se ilustra en la figura 6, el diámetro externo en reposo (línea B) puede determinarse como la media entre el diámetro interno (línea C) y el diámetro externo expandido (línea A).

Según algunas realizaciones de la presente divulgación, la determinación del diámetro externo en reposo del vaso V puede calcularse sin referencia a dos pares de posiciones a lo largo de la fila de sensores de luz. Más en particular, las acciones realizadas por el sistema 100 en el bloque 212 del método 200 de la figura 4 para determinar el diámetro externo en reposo del vaso V pueden ser como se ilustra en la figura 7. Según este método alternativo, la acción del bloque 212 puede incluir la determinación de un par de posiciones a lo largo de la fila de sensores de luz en el bloque 212-1' entre las dos posiciones donde se producen las magnitudes máximas. El único par de posiciones (o par "interno") puede producirse donde las magnitudes del componente pulsátil son un porcentaje de la primera (o segunda) magnitud máxima. Por ejemplo, el par interno puede estar definido por el par de posiciones entre las posiciones donde se producen las magnitudes máximas correspondientes al 50 % de la primera (o segunda) magnitud máxima. Así mismo, la acción del bloque 212 puede incluir determinar una distancia entre el par interno en el bloque 212-2'.

En el bloque 212-3', la distancia entre el par interno de posiciones se usa luego para calcular el diámetro externo en reposo. Según este método, como ocurrió en el método de la figura 5, la distancia entre el par interno de posiciones es representativa del diámetro interno del vaso V. Además, se cree que el diámetro interno de un vaso que experimenta expansión y contracción varía en un grado mucho menor (si acaso) que el diámetro externo. Asimismo, se ha observado que la señal desde los bordes del vaso puede oscurecerse por la presencia de tejido dispuesto alrededor del vaso. En consecuencia, en lugar de intentar aproximar el diámetro externo del vaso, se puede determinar empíricamente una relación entre el diámetro interno y el diámetro externo en reposo, relación que se puede utilizar para calcular el diámetro externo en reposo en función de la medición del diámetro interno, según lo determinado de acuerdo con las acciones de los bloques 212-1' y 212-2'.

En su forma más simple, se puede determinar que el diámetro externo en reposo sea un múltiplo del diámetro interno. Según otras realizaciones, el diámetro externo en reposo se puede calcular como un múltiplo del diámetro interno con la adición de un término constante. La figura 8 es un gráfico que compara los diámetros internos y los diámetros externos en reposo de un conjunto de arterias musculares. En función de este gráfico, se determinó una fórmula que relaciona el diámetro externo (y) con el diámetro interno (x) (y = 1,2x 0,9). Por consiguiente, para un diámetro interno dado determinado en los bloques 212-1' y 212-2', se puede utilizar la fórmula para calcular el diámetro externo en reposo en el bloque 212-3'.

Una realización adicional de un método que se puede practicar usando, por ejemplo, el sistema 100 ilustrado en la figura 1 se ilustra en la figura 9. El método 220 ilustrado en la figura 9 aborda una complicación que puede se puede producir si el vaso se agarra con fuerza entre las mordazas de un instrumento, tal como se ilustra en las figuras 1 y 2. En concreto, la compresión del vaso V entre las mordazas del instrumento quirúrgico 106 puede cambiar el componente pulsátil de la señal, de manera que solo se puede observar un único máximo, en lugar de los dos máximos ilustrados en la figura 6.

El método 220 es similar al método 200 ya que la luz se emite desde el emisor de luz 110 en el bloque 222, y la luz transmitida es detectada por la matriz de sensores de luz 112 en el bloque 224. El sistema 100 (o más particularmente el controlador 114) funciona para separar el componente no pulsátil de la señal del componente pulsátil de la señal en el bloque 226 y determina la magnitud del componente pulsátil en los sensores individuales en el bloque 228.

En el bloque 230, el sistema 100 (controlador 114) determina entonces el número de posiciones identificadas con una magnitud pulsátil máxima en el bloque 230. Según ciertas realizaciones, esta determinación se puede realizar después de identificar una región de interés utilizando transiciones en el componente no pulsátil (por ejemplo, de una magnitud mayor a una magnitud menor) y opcionalmente en el componente pulsátil (por ejemplo, de menor magnitud a mayor magnitud). De hecho, según algunas realizaciones, la determinación en el bloque 230 se realiza una vez que se identifica la transición en el componente no pulsátil de la señal desde una magnitud superior a una magnitud inferior.

Si se determina en el bloque 230 que hay dos máximos presentes, por ejemplo, entonces el método 220 puede proceder a los bloques 232, 234, 236, donde se realiza un método similar al descrito con respecto a la figura 7 (aunque se apreciará que puede sustituirse por un método similar al descrito con respecto a la figura 5). Si se determina en el bloque 230 de que hay un único máximo presente, entonces el método 220 puede proceder a los bloques 242, 244, 246. En concreto, en el bloque 242 se determina en cuanto a un único par de posiciones a lo largo de la fila de sensores de luz donde las magnitudes del componente pulsátil son un porcentaje de la magnitud máxima. Por ejemplo, el par puede estar definido por el par de posiciones a cada lado de la magnitud máxima (es decir, a la izquierda o a la derecha de la posición correspondiente a la magnitud máxima) donde la magnitud corresponde al 50 % de la magnitud máxima. Así mismo, el sistema 100 (controlador 114) puede determinar la distancia entre este par de posiciones en el bloque 244. El sistema 100 puede utilizar entonces la distancia determinada como el valor del diámetro interno y calcular el diámetro externo en reposo utilizando la relación establecida entre el diámetro interno y el diámetro externo, en un proceso similar al descrito con respecto al bloque 212-3' en la figura 7.

Se reconocerá que, si bien el método 220 se ha descrito con referencia a una determinación de cuántos máximos hay presentes, los detalles sobre cómo se realiza esta determinación pueden diferir entre las diversas realizaciones. Por ejemplo, la determinación puede hacerse según si hay un máximo o dos máximos presentes. De manera alternativa, la determinación puede hacerse según si hay un único máximo presente, con la toma de medidas posteriores dependiendo de que la respuesta a esta pregunta sea sí o no.

Otra alternativa a los métodos descritos en las figuras 4-9 es usar el componente no pulsátil de la señal para determinar el diámetro externo del vaso. Como se ilustra en la figura 10, el método 250 comienza de manera muy similar a los métodos 200, 220, ya que la luz se emite en el bloque 252, la luz transmitida se detecta en el bloque 254, y los componentes pulsátiles y no pulsátiles se separan en el bloque 256. A diferencia de los métodos anteriores, el sistema 100 (controlador 114) interroga al componente no pulsátil en el bloque 258 para determinar la magnitud no pulsátil en sensores individuales en el bloque 258. Asimismo, a diferencia de los métodos anteriores, el sistema 100 determina las posiciones a lo largo de la fila de sensores de luz donde la magnitud no pulsátil pasa de un valor más alto a un valor más bajo y donde la magnitud no pulsátil pasa de un valor más bajo a un valor más alto en el bloque 260. Este par de posiciones, en función de estas transiciones en el componente no pulsátil de la señal, se usa entonces para determinar el diámetro externo en reposo en el bloque 262. Por ejemplo, la distancia entre el par de posiciones se puede utilizar como estimación para el diámetro externo en reposo, o se puede utilizar una relación basada en datos empíricos para calcular el diámetro externo en reposo según la distancia entre el par de posiciones donde cambia el componente no pulsátil.

Se pueden incluir más mejoras en las realizaciones anteriores, o se pueden practicar por separado en combinación para proporcionar una realización adicional de un método para su uso con el sistema quirúrgico 100.

Por ejemplo, con respecto a la detección de la región de interés, el contraste del perfil de CC se puede usar para determinar la presencia de la región en donde el perfil de CC disminuye y luego aumenta (es decir, "caídas"). Según este método, el contraste del perfil de CC se define como:

1 -(mín<i<NCCj/máx1<i<NCCj)

donde N = el número total de sensores.

Entonces, la región de interés puede determinarse utilizando la derivada de primer orden.

Asimismo, se puede utilizar duplicación para extraer la región de interés "ideal". Se cree que la duplicación puede ser útil en este entorno porque puede esperarse que los vasos, tales como arterias, tengan una estructura simétrica. De este modo, mientras que el perfil de CC puede no seguir la simetría de los vasos porque hay tejido de diferente grosor dispuesto alrededor de los vasos, esta expectativa de que el perfil de CC debería ser simétrico se puede utilizar para mejorar la precisión de al menos la determinación del tamaño del vaso. Ver figuras 11 y 12.

Así mismo, el perfil de CC puede usarse para adaptar la intensidad emitida por el emisor de luz 110. En concreto, se cree que la intensidad del emisor de luz 110 desempeña un papel importante en la precisión de la detección del vaso y la determinación del tamaño del vaso. Si la intensidad del emisor de luz 110 se configura demasiado baja, la luz puede ser absorbida por el tejido antes de alcanzar el sensor 112. En dicha circunstancia, puede que el sensor 112 no sea capaz de detectar la naturaleza pulsátil del vaso, y puede que sea difícil diferenciar el vaso (por ejemplo, arteria) del tejido circundante (es decir, baja resolución). Por otra parte, si la intensidad del emisor de luz se configura demasiado alta, solo la parte del sensor 112 ubicada en el propio centro del vaso puede experimentar la disminución de la señal no pulsátil (CC), lo cual lleva a error en la determinación de la región de interés y otras características espaciales del vaso. Por lo tanto, sería conveniente 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.

La figura 13 ilustra un perfil de CC ilustrativo que se usará para comentar los diversos parámetros de perfil que se pueden usar para adaptar la intensidad del emisor de luz de manera que no sea ni demasiado baja ni demasiado alta para una configuración particular. Se reconocerá que el perfil de CC ilustrado en la figura 13 tiene cuatro regiones separadas, marcadas con números romanos I, II, III y IV. Determinados parámetros del perfil se analizan dentro de las regiones I y IV, mientras que otros parámetros se analizan dentro de las regiones II y III.

En concreto, dentro de las regiones I y IV, el parámetro relevante es el perfil derivado, mientras que dentro de las regiones II y III, los parámetros relevantes son los ángulos izquierdo y derecho, el contraste, el perfil del ancho y la simetría. Si bien el perfil derivado se explica por sí mismo, se reconocerá que los ángulos izquierdo y derecho se determinan utilizando una línea recta trazada desde el punto en el que el perfil derivado cambia a un valor distinto a cero (comienzo de la "caída") hasta el valor de CC más bajo (la parte inferior de la "caída") y medido con respecto a la horizontal como se ilustra en la figura 13, y el perfil del ancho es la distancia entre el borde izquierdo (según se ve en la figura 13) de la "caída" al borde derecho. El contraste se determina utilizando la ecuación proporcionada anteriormente. Así mismo, otro parámetro, conocido como la relación de contraste con el ancho (CWR), se puede determinar tomando la relación del contraste con el perfil del ancho.

Comenzando con el perfil derivado en las regiones I y IV, se cree que cuando la intensidad de la luz del emisor no es ni demasiado baja ni demasiado alta, el perfil derivado será aproximadamente cero en las regiones I y IV. Asimismo, se cree que los ángulos izquierdo y derecho deben estar en el rango de 45 a 65 grados. También se cree que el contraste debe estar dentro del rango de 0,4 a 0,6, y el perfil del ancho no debe ser demasiado pequeño ni demasiado ancho. En concreto, se cree que la CWR debe ser aproximadamente 1 cuando la intensidad no es ni demasiado baja ni demasiado alta. También se cree que el perfil debe exhibir una simetría relativamente uniforme entre las regiones II y III, que puede cuantificarse como una relación del ancho del perfil en la región II con el ancho del perfil en la región III. Aquí también, se cree que la relación debe ser aproximadamente 1 cuando la intensidad no es ni demasiado baja ni demasiado alta.

Las figuras 14 a 16 ilustran una serie de perfiles de CC y perfiles de CA (perfiles de CC en línea continua y perfiles de CA en línea continua de puntos) a diferentes intensidades de luz para el emisor de luz 110. En todas las ilustraciones, se han añadido las líneas utilizadas para calcular los ángulos izquierdo y derecho, aunque las regiones I, II, III y IV no se han marcado como tales. Sin embargo, se pueden determinar fácilmente las regiones en las figuras 14-16 basándose en la presencia de estas líneas. La figura 14 ilustra una situación donde la intensidad del emisor de luz se seleccionó para que fuera demasiado baja para las condiciones, mientras que la figura 15 ilustra una situación donde la intensidad del emisor de luz se seleccionó para que fuera demasiado alta para las condiciones. Por otra parte, la figura 16 ilustra una situación donde la intensidad del emisor de luz se ha adaptado para mejorar la determinación del tamaño del vaso.

En determinadas circunstancias, las mejoras utilizadas generalmente con el perfil de CC se pueden usar junto con estos parámetros al adaptar la intensidad de la luz del emisor de luz. Por ejemplo, se puede usar duplicación junto con los otros parámetros al usar el perfil de CC para adaptar la intensidad de la luz del emisor de luz 110.

En la figura 17 se ilustra un método 400 que utiliza los parámetros anteriores para adaptar la intensidad de la luz. El perfil de CC se analiza en el bloque 402 para la presencia de una caída en el perfil de CC. En el bloque 404 se determina si hay o no una caída. Si en el bloque 404 se determina que hay caída, el método 400 continúa al bloque 406; si no, el método 400 regresa al bloque 402.

En el bloque 406, los parámetros comentados anteriormente se determinan para el perfil de CC y se realizan una serie de comparaciones con respecto a los rangos también comentados anteriormente. Por ejemplo, en el bloque 408, se determina si el perfil derivado en las regiones I y IV es aproximadamente cero. Si el perfil derivado es aproximadamente cero, el método 400 continúa a la determinación en el bloque 410; si el perfil derivado no es aproximadamente cero, la intensidad de la luz se aumenta en el bloque 412, y el método 400 regresa al bloque 408.

En el bloque 410, se determina si los ángulos izquierdo y derecho están dentro del rango. Si los ángulos están dentro del rango, el método 400 procede al bloque 414. Si los ángulos no están dentro del rango, en el bloque 416 se determina posteriormente si los ángulos caen fuera del rango porque son demasiado grandes. Si los ángulos son demasiado grandes, entonces el método 400 procede al bloque 412 y se aumenta la intensidad de la luz; si los ángulos están fuera del rango porque no son demasiado grandes (es decir, son muy pequeños), entonces el método 400 procede al bloque 418 y se reduce la intensidad de la luz.

Si el método 400 procede al bloque 414, se determina si la relación del contraste con el ancho es aproximadamente 1. Si la CWR es aproximadamente 1, entonces el método 400 procede al bloque 420 donde se determina el tamaño del vaso. Si la CWR no es aproximadamente 1, entonces el método 400 procede al bloque 422 donde se determina si la CWR es demasiado grande. Si la CWR es demasiado grande, la intensidad de la luz aumenta en el bloque 412 y el método 400 regresa al bloque 408; si la CWR no es demasiado grande, la intensidad de la luz se reduce en el bloque 418 y el método 400 regresa al bloque 408.

Como se refleja en las realizaciones anteriores, el componente no pulsátil, o de CC, de la señal de los sensores 112 puede ser útil al determinar, por ejemplo, una región de interés en un patrón de iluminación, determinar el tamaño (por ejemplo, diámetro) de un vaso (por ejemplo, un vaso sanguíneo), y/o adaptar la intensidad emitida por los emisores 110. Cualquiera de los sistemas y métodos antes mencionados puede mejorarse aún más al proporcionar o incluir un sistema y método que compense distorsiones angulares, al menos en cuanto al componente no pulsátil, o de CC, de la señal.

En este sentido, se sabe que algunos instrumentos quirúrgicos tienen mordazas con superficies opuestas que son paralelas entre sí. Como consecuencia, las intensidades de luz recibidas por los sensores 112 dispuestos sobre una de las mordazas (o, más particularmente, fijados a una superficie de una de las mordazas) son relativamente similares. En dichos instrumentos, cuando las mordazas se separan para permitir que una sección de tejido se disponga entre las mordazas, por ejemplo, la distancia entre las superficies opuestas de las mordazas cambia una cantidad igual a lo largo de las mordazas. Si los emisores 110 están fijados a una de las superficies opuestas y los sensores 112 están fijados a la otra de las superficies opuestas, entonces la distancia entre los emisores individuales 110 y los correspondientes sensores 112 cambiará una misma cantidad a medida que las mordazas se separen o se junten.

Sin embargo, muchos instrumentos quirúrgicos tienen mordazas con superficies opuestas que no son paralelas entre sí. De hecho, las mordazas pueden estar conectadas de manera pivotante para permitir que el ángulo entre las superficies opuestas varíe de manera que las mordazas se puedan separar (o abrir) para permitir que se disponga tejido entre las mordazas, por ejemplo. De este modo, se puede crear un desplazamiento variable y dependiente del ángulo entre los emisores 110 fijados a una de las mordazas y los sensores 112 fijados a la otra de las mordazas. Para un ángulo dado, la distancia entre el emisor 110 y el correspondiente sensor 112 en el extremo más distal de la mordaza es mayor que la distancia entre el emisor 110 y el correspondiente sensor 112 en el extremo más proximal de la mordaza (es decir, el extremo de la mordaza más cercano a la conexión pivotal).

En ángulos más pequeños (y, por tanto, distancias más pequeñas), se cree que las distorsiones causadas por este desplazamiento pueden no ser significativas. A medida que aumenta el ángulo entre las mordazas, se cree que la distorsión causada por esta variación en la distancia entre el emisor 110 y el sensor 112 se vuelve más pronunciada para las diferentes regiones de la matriz a lo largo de las mordazas no paralelas en comparación con las matrices de emisores y sensores dispuestas sobre un par de mordazas paralelas.

Incluso sin un tejido presente entre las mordazas, las diversas distancias entre los emisores 110 y los sensores 112 pueden distorsionar la forma del patrón de iluminación, o perfil no pulsátil, o de CC, determinado usando los sensores 112. En una situación donde cada emisor 110 tiene la misma potencia radiante, el desplazamiento desigual (es decir, distancias desiguales entre los emisores 110 y los sensores 112) crea un patrón de iluminación no uniforme a lo largo de la matriz de sensores. La figura 18 ilustra el patrón de iluminación esperado sin ningún tejido dispuesto entre las mordazas. Se cree que la intensidad aumentará para sensores ubicados más y más lejos del extremo más distal de las mordazas (donde se cree que se produce la mayor distorsión) hasta que se alcanza un máximo. En este momento, se espera que haya alguna reducción de intensidad porque los sensores más cercanos al pivote o a la junta recibirían luz de un solo emisor que no está directamente alineado con ellos. Esto se contrastaría con el patrón de iluminación uniforme y constante que se esperaría que se produjera con mordazas paralelas que tienen superficies opuestas paralelas a las que se fijan los emisores 110 y los sensores 112.

Además, se cree que se puede producir una distorsión similar en el patrón de iluminación de CC detectado por la matriz de sensores cuando se dispone un vaso entre mordazas no paralelas, por ejemplo. De acuerdo con el comentario anterior, se cree que un vaso dispuesto entre los emisores 110 y sensores 112 dispuestos a lo largo de mordazas opuestas ocasionará un patrón de absorción de tipo gaussiano invertido (también denominado en el presente documento sombra o caída) en el patrón de iluminación de CC cuando las mordazas sean sustancialmente paralelas. Se cree que el patrón de absorción y su forma son el resultado (i) del contraste inherente entre las características de absorción de la sangre (mayor) y el tejido (menor) y (ii) de la forma simétrica general de los vasos sanguíneos (sección transversal circular con la mayor cantidad de sangre en el centro y cantidades aproximadamente iguales a ambos lados del centro). Si bien esto se describe como un patrón de absorción de tipo gaussiano, se cree que la sombra o caída podría describirse alternativamente con otras distribuciones, tal como Cauchy, Beta, Gama, etc. Las figuras 19A y 19B ilustran el patrón de iluminación esperado cuando se coloca un vaso entre las mordazas de un instrumento quirúrgico con emisores 110 y sensores 112 fijados a superficies opuestas de mordazas paralelas (o mordazas no paralelas donde las distorsiones angulares no son significativas) (figura 19A), y con emisores 110 y sensores 112 fijados a superficies opuestas de mordazas no paralelas donde las distorsiones angulares son significativas (figura 19B). En la figura 19A, el patrón de absorción de tipo gaussiano está presente con la forma simétrica que se espera. En la figura 19B, la sombra de tipo gaussiano está distorsionada y sesgada hacia un extremo. Esta distorsión del perfil de absorción puede alterar las estimaciones del tamaño de los vasos sanguíneos, los controles de intensidad, etc., anteriores.

De acuerdo con una realización del presente sistema y método para compensar distorsiones angulares, una pluralidad de emisores de luz 110 están dispuestos en un extremo de trabajo 104 de un instrumento quirúrgico 106 sobre una primera superficie, y una pluralidad de sensores de luz 112 están dispuestos en el extremo de trabajo 104 del instrumento quirúrgico 106 sobre una segunda superficie opuesta a la primera superficie, las superficies primera y segunda dispuestas sobre un par de mordazas no paralelas, dando lugar a un ángulo entre las superficies opuestas. Según algunas realizaciones, la pluralidad de emisores de luz 110 y la pluralidad de sensores de luz 112 pueden disponerse en una matriz de emisores de luz 110 y una matriz de sensores de luz 112, respectivamente. Además, en realizaciones del sistema y el método, el par de mordazas no paralelas puede ajustarse para variar un ángulo entre las superficies opuestas primera y segunda sobre las que están dispuestas la pluralidad de emisores de luz 110 y la pluralidad de sensores de luz 112. Los sensores de luz 112 están adaptados para generar una señal que comprende al menos un componente no pulsátil (es decir, la señal también puede incluir un componente pulsátil, o la señal puede incluir solo un componente no pulsátil).

El sistema también incluye un controlador 114 acoplado a la pluralidad de sensores de luz 112, determinando el controlador 114 un patrón de iluminación desde el componente no pulsátil de la/s señal/es recibida/s de los sensores de luz 112. Así mismo, el controlador 114 determina un primer punto en un primer lado de una región de interés y un segundo punto en un segundo lado de la región de interés. La región de interés puede ser un perfil de absorción dentro del patrón de iluminación, y los puntos primero y segundo pueden estar a ambos lados del perfil de absorción (es decir, uno a la izquierda de la región de interés y uno a la derecha de la región de interés). De acuerdo con la invención, el controlador 114 determina además una curva lineal que incluye los puntos primero y segundo dispuestos alrededor de la región de interés. El controlador 114 utiliza entonces la curva lineal para eliminar la distorsión angular de la región de interés entre los puntos primero y segundo. Según ciertas realizaciones, el controlador 114 puede usar curvas lineales para eliminar la distorsión angular de todo el patrón de iluminación.

Para ilustrar el funcionamiento específico del sistema y el método de acuerdo con dicha realización, en la figura 20 se ilustra un patrón de iluminación con una región de interés entre los puntos A y B, indicando el eje x la distancia de un sensor 112 de la matriz desde el punto o la punta más distal (x=0) del extremo de trabajo 104 de un instrumento quirúrgico 106, e indicando el eje y la magnitud del componente no pulsátil, o de CC, de la luz detectada por el sensor 112. Las coordenadas del punto A pueden ser (x^a, CC^a), donde x es la ubicación a lo largo de la matriz de sensores 112 y CC es la iluminación en la ubicación particular a lo largo de la matriz de sensores 112. De manera similar, la coordenada para el punto B puede ser (x^b, CC^b). De este modo, se puede determinar la pendiente, m, de la línea incluyendo los puntos primero y segundo como:

m = (CC^b- CC^a)/(X^b- X^a)

Asimismo, el desplazamiento, c, de la línea que incluye puntos A y B puede determinarse como:

c = CC^b-mxB

Una vez que la pendiente, m, y el desplazamiento, c, se han determinado, la distorsión angular en los valores no pulsátiles dentro de la región de interés entre los puntos A y B puede eliminarse para todos los k que están dentro del conjunto de A a B usando:

CCk = CC^b-mxk - c V k e [A, B]

Es decir, CCk representa la cantidad requerida para añadirse a una magnitud de CC particular dentro de la región de interés para compensar la distorsión angular. Las figuras 21 y 22 ilustran gráficamente la manera en que se puede eliminar la distorsión de un perfil de iluminación, al menos dentro de una región de interés, para permitir que la región de interés se use en los sistemas y métodos desvelados en el presente documento.

La figura 23 ilustra un método 500 de hacer funcionar el sistema descrito anteriormente. De acuerdo con el método, la luz emitida por una matriz de emisores dispuestos a lo largo de una primera mordaza (bloque 502) es detectada por una matriz de sensores dispuestos a lo largo de una segunda mordaza opuesta a la primera mordaza (bloque 504), las mordazas primera y segunda dispuestas en ángulo. El método 500 continúa al bloque 506, donde se determina un patrón de iluminación de acuerdo con las intensidades de luz detectadas por la matriz de sensores. El método continúa al bloque 508, donde se determina una región de interés dentro del patrón de iluminación. La región de interés puede ser, por ejemplo, un perfil de absorción. El método determina un primer punto a un lado de la región de interés y un segundo punto al otro lado de la región de interés en el bloque 510 (bloque 510 que puede ser parte del bloque anterior 508). Esta determinación puede hacerse en función de cambios en la velocidad a la que las iluminaciones disminuyen o aumentan a lo largo del patrón de iluminación. Por ejemplo, la derivada de todo el patrón de iluminación se puede inspeccionar de izquierda a derecha, y el primer punto, A, puede definirse como el punto donde la derivada cae primero por debajo de un primer umbral y el segundo punto, B, puede definirse como el punto donde la derivada supera un segundo umbral.

Una vez identificados el primer y segundo punto a cada lado de la región de interés, el método 500 continúa al bloque 512 donde se determina la pendiente de la línea a través de los puntos primero y segundo. Como se ha señalado anteriormente, esto se puede determinar dividiendo el cambio a lo largo del eje y (es decir, el componente no pulsátil) entre el cambio a lo largo del eje x (es decir, la distancia a lo largo de la matriz de sensores). Con la pendiente conocida, puede determinarse el desplazamiento, en su caso, o la línea, como se ha explicado anteriormente en el bloque 514.

Con la pendiente y el desplazamiento de la línea que incluye los puntos primero y segundo a ambos lados de la región de interés determinada, se puede usar la curva lineal para eliminar la distorsión angular de la curva en el bloque 516. Por ejemplo, como se ha ilustrado anteriormente, la distorsión angular puede eliminarse determinando, para todos los elementos k entre los puntos primero y segundo:

CCk = CC^b-mxk - c V k e [A, B]

y después añadiendo CCk a la magnitud de CC en el elemento k. La región de interés, compensada para la distorsión angular, puede usarse entonces en cualquiera de las realizaciones anteriores donde se consulta el perfil de CC.

En cuanto a los fundamentos teóricos del sistema y del método, se ha observado que el patrón de iluminación no pulsátil es un polinomio que podría representarse utilizando curvas lineales por segmentos, incluso cuando el patrón de iluminación ha estado sujeto a distorsión angular. Ver la figura 24. Partiendo de esta representación por segmentos del patrón de iluminación, se cree que si se determina la curva lineal que conecta los puntos de extremo de una región de interés, el grado de distorsión, o atenuación, se puede determinar igualmente. Una vez conocido el nivel de distorsión, pueden compensarse los valores dentro de la región de interés (para la distorsión angular) y la forma de la curva dentro de la región de interés (por ejemplo, el perfil de absorción) puede recuperarse.

El sistema y el método de compensación de distorsión angular tiene una serie de ventajas, y una o más de las cuales pueden estar presentes en una realización particular. El sistema y el método no requieren información directa sobre el ángulo entre las superficies opuestas a las que están fijados los emisores 110 y los sensores 112. Por lo tanto, no es necesario incluir un dispositivo para medir el ángulo entre las superficies opuestas, reduciendo el coste y la complejidad del sistema. También se cree que el sistema y el método funcionarán independientemente del ángulo de la mordaza y la posición del vaso sanguíneo a lo largo de las superficies opuestas. El sistema y el método están basados en conceptos matemáticos que no son costosos en términos computacionales, lo que puede reducir el coste del sistema. De manera más significativa, el bajo coste del sistema y del método desde un punto de vista matemático hace que la compensación de la distorsión angular sea más adecuada para una implementación en tiempo real o casi en tiempo real. Las realizaciones del sistema y el método también evitan el requisito de recurrir a tablas de consulta y la necesidad de procedimientos de calibración antes del uso del instrumento quirúrgico. Además, se cree que el método y el sistema son útiles para una gama muy amplia de valores de intensidad. Así mismo, debido a que el sistema y el método compensan la distorsión angular sin necesidad de modificar la intensidad de emisores individuales 110, esto simplifica el sistema y el método tanto en términos de coste como de complejidad al evitar la necesidad de proporcionar control para cada uno de los emisores 110.

Por otra parte, según otras realizaciones más, un sistema y un método para compensar la distorsión angular puede estar basado en el control de emisores individuales 110, en lugar de corregir el perfil de iluminación producido utilizando una matriz de emisores que emiten la misma o similar intensidad. Para permitir que el control de los emisores individuales 110 compensen la distorsión angular, se modela el patrón de iluminación no pulsátil (CC), y luego el modelo se usa como parte de un circuito de retroalimentación relativo a un patrón de iluminación detectado para controlar la intensidad de los emisores individuales 110.

De acuerdo con dicho sistema y método para compensar distorsiones angulares, una pluralidad de emisores de luz 110 están dispuestos en un extremo de trabajo 104 de un instrumento quirúrgico 106 sobre una primera superficie, y una pluralidad de sensores de luz 112 están dispuestos en el extremo de trabajo 104 del instrumento quirúrgico 106 sobre una segunda superficie opuesta a la primera superficie, las superficies primera y segunda dispuestas sobre un par de mordazas no paralelas. La pluralidad de emisores de luz 110 y la pluralidad de sensores de luz 112 pueden disponerse en una matriz de emisores de luz 110 y una matriz de sensores de luz 112, respectivamente. Según ciertas realizaciones, el par de mordazas no paralelas puede ajustarse para variar un ángulo (0) entre las superficies opuestas primera y segunda sobre las que están dispuestas la pluralidad de emisores de luz 110 y la pluralidad de sensores de luz 112. Los sensores de luz 112 están adaptados para generar una señal que comprende al menos un componente no pulsátil (es decir, la señal también puede incluir un componente pulsátil, o la señal puede incluir solo un componente no pulsátil).

Según un ejemplo que no forma parte de la invención, el sistema también incluye un controlador 114 acoplado a la pluralidad de emisores de luz 110 y la pluralidad de sensores de luz 112. El controlador 114 modela un patrón de iluminación no pulsátil según las intensidades (/) de los emisores individuales 110. El controlador 114 compara ese modelo con el patrón de iluminación no pulsátil detectado usando los sensores de luz 112. El controlador 114 varía entonces las intensidades de los emisores de luz individuales 110 basándose en la comparación del patrón determinado según el modelo y el patrón determinado según los sensores de luz 112. Las intensidades de los emisores 110 se varían hasta que la retroalimentación indica que se ha eliminado la distorsión angular.

Según este método y sistema, el patrón de iluminación no pulsátil detectado a través de la matriz de sensores se puede modelar como:

^{C C k o} V k e [1,N] representa el artefacto libre de magnitud de ^{C C} en el k° sensor,

^N representa el número de sensores en la matriz sensorial,

5^k es la magnitud de la distorsión angular inducida en el k° sensor.

Además, se cree que la magnitud de la distorsión angular (5k) inducida es una función directa del ángulo de mordaza (0) y la intensidad del emisor (/). Esto se puede indicar como:

5^k= f^k (9,/)

Para un ángulo de mordaza particular y una intensidad particular emitida por un emisor 110, el modelo perfilará la magnitud de la distorsión angular:

5k V k e [1, N]

Esta distribución de la distorsión se utilizará entonces como retroalimentación para actualizar la intensidad de los emisores 110. De hecho, se cree que la intensidad del emisor requerida será directamente proporcional a la magnitud de la distorsión, como se ha indicado anteriormente. Por consiguiente, la ecuación de actualización de la intensidad del emisor puede ser:

donde In ievo y /anticuov k' e[1,JV¿] (siendo m el número de emisores 110 en la matriz de emisores) representan la intensidad del emisor actualizada y la anterior, respectivamente;

pk,k' es la constante de proporcionalidad entre el cambio de intensidad requerida en el emisor k’ basada en la magnitud de la distorsión angular en el k° sensor.

A partir de la ecuación de actualización de la intensidad del emisor se reconocerá que una distorsión mayor requerirá un cambio mayor en la intensidad del emisor individual, y viceversa.

La figura 25 ilustra un método 600 de hacer funcionar el sistema descrito anteriormente. De acuerdo con el método, la luz emitida por una matriz de emisores dispuestos a lo largo de una primera mordaza (bloque 602) es detectada por una matriz de sensores dispuestos a lo largo de una segunda mordaza opuesta a la primera mordaza (bloque 604), las mordazas primera y segunda dispuestas en ángulo. El método 600 continúa al bloque 606, donde se determina un patrón de iluminación de acuerdo con las intensidades de luz detectadas por la matriz de sensores. El método 600 continúa en el bloque 608, en donde el patrón de iluminación se modela según el modelo mencionado anteriormente. Se reconocerá que, opcionalmente, la actividad del bloque 608 puede preceder al bloque 606. En el bloque 610, el patrón de iluminación detectado por la matriz de sensores 112 se compara con el patrón de iluminación modelado. En el bloque 612, las intensidades de los emisores de luz individuales 110 se modifican según la comparación en el bloque 610.

Habiendo descrito así el sistema quirúrgico 100, el método 200 y los principios del sistema 100 y el método 200 en términos generales, se proporcionan más detalles del sistema 100 y de su funcionamiento.

Inicialmente, aunque se describe que el emisor 110 y el sensor 112 están dispuestos en el extremo de trabajo 104 del instrumento quirúrgico 106, se reconocerá que no todos los componentes que definen el emisor 110 y el sensor 112 tienen que estar 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 104 de trabajo. De manera alternativa, el emisor 110 puede incluir una longitud de fibra óptica y una fuente de luz, la fuente está dispuesta a distancia del extremo de trabajo 104 y la fibra tiene un primer extremo acoplado ópticamente a la fuente y un segundo extremo dispuesto en el extremo de trabajo 104 frente al sensor 112. Según la presente divulgación, tal emisor 110 se seguiría describiendo como dispuesto en el extremo de trabajo 104 porque la luz se emite hacia el tejido en el extremo de trabajo 104 del instrumento 106. Se puede describir una disposición similar del sensor 112 en la que una fibra óptica tiene un primer extremo dispuesto frente al emisor 110 (o quizás más en concreto, un extremo de la fibra óptica que define en parte el emisor 110) y un segundo extremo acoplado ópticamente a otros componentes que definen, en conjunto, el sensor 112.

Como también se mencionó anteriormente, el emisor de luz 110 y el sensor de luz 112 están colocados uno frente al otro. Esto no requiere que el emisor 110 y el sensor 112 estén directamente uno frente al otro, aunque sí se prefiere. Según ciertas realizaciones, el emisor 110 y el sensor 112 pueden formarse integralmente (es decir, como una pieza) con las mandíbulas 180 de un instrumento quirúrgico 106. Ver figuras 1 y 2. De esta manera, la luz emitida por el emisor 110 entre las mordazas 180 y a través del tejido en cuestión puede ser capturada por el sensor de luz 112.

El emisor de luz 110 puede incluir uno o más elementos. Según una realización ilustrada esquemáticamente en la figura 2, el sensor de luz 112 puede incluir un primer emisor de luz 110-1, un segundo emisor de luz 110-2 y un tercer emisor de luz 110-3. Todos los emisores de luz pueden estar adaptados para emitir la luz a una determinada longitud de onda (por ejemplo, 660 nm), o ciertos emisores pueden emitir la luz a diferentes longitudes de onda que otros emisores.

En cuanto a aquellas realizaciones en donde el emisor de luz 110 tiene la forma de una matriz que incluye uno o más diodos emisores de luz, como se ilustra en la figura 2, por ejemplo, los diodos pueden disponerse 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 según las realizaciones de la presente divulgación también incluye uno o más elementos individuales. Según una realización ilustrada en la figura 2, el sensor de luz 112 puede incluir un primer sensor de luz 112-1, un segundo sensor de luz 112-2, un enésimo sensor de luz 112-n, y así sucesivamente. Como ocurrió en el caso de los emisores de luz 110-1, 110-2, 110-3, los sensores de luz 112-1, 112-2, 112-3 pueden disponerse en una matriz y, de la misma manera, se puede aplicar en este sentido la explicación con respecto a las matrices anteriores.

Como se ha comentado anteriormente, el sistema 100 puede incluir hardware y software además del emisor 110, sensor 112 y controlador 114. Por ejemplo, cuando se utiliza más de un emisor 110, se puede proporcionar un controlador de accionamiento para controlar la conmutación de los elementos emisores individuales. De manera similar, se puede proporcionar un multiplexor donde se incluye más de un sensor 112, multiplexor que puede acoplarse 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 utilizado junto con el controlador 114, se pueden utilizar varios dispositivos de salida. Como se ilustra en la figura 1, un diodo emisor de luz 130-1 puede estar fijado o incorporado al instrumento quirúrgico asociado 106, e incluso puede estar dispuesto en el extremo de trabajo 104 del instrumento 106. De manear alternativa o adicional, se puede mostrar una alerta en un monitor de vídeo 130-2 que se esté utilizando para la cirugía, o se puede hacer que una imagen en el monitor cambie de color o parpadee, cambie de tamaño o cambie de aspecto de alguna otra manera. Por ejemplo, la figura 26 ilustra una parte de una interfaz gráfica de usuario (GUI) que puede mostrarse en el monitor de vídeo 130-2, en donde una primera región 132 es representativa de la ubicación de una sección de un vaso y tejido circundante entre las mordazas del instrumento quirúrgico 106 y una segunda región 134 es una representación mejorada de la sección de vaso y tejido circundante ilustrada en la primera región 132 con el vaso representado de manera contrastada con el tejido circundante (por ejemplo, mediante el uso de bandas de diferente color para el vaso y el tejido circundante). El indicador 130 también puede tener la forma de o incluir un altavoz 130-3 que proporcione una alarma sonora. El indicador 130 también puede tener la forma de o puede incorporar un bloqueo de seguridad 130-4 asociado al instrumento quirúrgico 106 que interrumpa el uso del instrumento 106. Por ejemplo, el bloqueo podría evitar la ligadura o la cauterización cuando el instrumento quirúrgico 106 sea un dispositivo de ligadura térmica. Como otro ejemplo más, el indicador 130 también puede tener la forma de sistema de retroalimentación háptica, tal como un vibrador 130-5, que puede estar fijado o formado integralmente con un mango o empuñadura del instrumento quirúrgico 106 para proporcionar una indicación táctil o alarma. También se pueden utilizar varias combinaciones de estas formas particulares del indicador 130.

Como se ha mencionado anteriormente, el sistema quirúrgico 100 también puede incluir el instrumento quirúrgico 106 con el extremo de trabajo 104 al que están fijados el emisor de luz 110 y el sensor de luz 112 (como alternativa, de forma retirable/reversible o permanente/irreversible). En cambio, el emisor de luz 110 y el sensor de luz 112 pueden formarse integralmente (es decir, como una pieza) con el instrumento quirúrgico 106. Además, es posible fijar el emisor de luz y el sensor de luz a un instrumento o herramienta independiente que se utilice junto con el instrumento o herramienta quirúrgica 106.

Como se ha señalado 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 un agarre o pinzas de agarre con mordazas opuestas. Según otras realizaciones más, el instrumento quirúrgico puede ser otros instrumentos quirúrgicos como disectores, grapadoras quirúrgicas, aplicadores de clips y sistemas quirúrgicos robóticos, por ejemplo. Según otras realizaciones más, el instrumento quirúrgico puede no tener otra función que la de llevar 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 realizado una serie de experimentos usando una realización del sistema descrito anteriormente. Los experimentos y resultados se presentan a continuación.

El primer conjunto de experimentos se realizó utilizando una arteria carótida porcina extirpada. Para simular el flujo pulsátil de fluido que se encuentra en dichos vasos sanguíneos, se utilizó 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 específico. El fluido utilizado fue sangre entera bovina a la que se le había añadido heparina y que se mantuvo a temperatura elevada para mantener la viscosidad fisiológica. Para los experimentos que se describen a continuación, la sangre se bombeó a 60 ciclos por minuto y a un caudal de 500 ml por minuto.

Se dispuso una matriz de emisores de luz frente a una matriz de sensores de luz con la arteria carótida porcina extirpada dispuesta entre ellas. La matriz de emisores de luz incluía cinco diodos emisores de luz que emitían luz a 660 nm. La matriz de sensores de luz incluía una matriz de CCD lineal compuesta por 250 elementos dispuestos unos junto a otros, encajando cada grupo o conjunto de 20 elementos en 1 mm de espacio contiguo a lo largo de la matriz. El sistema se puso en funcionamiento durante 10 segundos, con los resultados de los experimentos representados en la figura 27. El diámetro interno del vaso se determinó utilizando la distancia entre un par de posiciones donde la magnitud del componente pulsátil era el 50 % de la magnitud máxima (es decir, la línea C en la figura 27).

El segundo conjunto de experimentos se realizó utilizando una matriz de emisores de luz frente a una matriz de sensores de luz, con la arteria carótida porcina de un cerdo vivo dispuesta entre ellas. La matriz de sensores de luz incluía cinco diodos emisores de luz que emitían luz a 660 nm. La matriz de sensores de luz incluía 16 elementos fotodetectores individuales, teniendo cada elemento 0,9 mm de ancho. Los elementos se espaciaron con 0,1 mm entre elementos adyacentes, de manera que cada elemento ocupaba 1 mm de espacio contiguo a lo largo de la matriz. El sistema se puso en funcionamiento durante 15 segundos, con los resultados del experimento representados en la figura 28. Las medidas de cada fotodetector se interpolaron y se convirtieron en píxeles para permitir una comparación entre el primer conjunto de experimentos y el segundo conjunto de experimentos. De nuevo, el diámetro interno del vaso se determinó utilizando la distancia entre un par de posiciones donde la magnitud del componente pulsátil era el 50 % de la magnitud máxima (es decir, la línea C en la figura 28).

En ambos conjuntos de experimentos, los diámetros internos de las arterias porcinas determinados usando realizaciones del sistema divulgado estaban dentro de un milímetro de las medidas del diámetro bruto del vaso. Por ejemplo, con respecto al primer conjunto de experimentos, el diámetro interno determinado mediante la realización del sistema fue de 4,7 mm, mientras que la medida del diámetro bruto fue de 4,46 mm. En cuanto al segundo conjunto de experimentos, el diámetro interno determinado mediante la realización del sistema fue de 1,35 mm y la medida del diámetro bruto fue de 1,1 mm.

Para un tercer conjunto de experimentos, se usó una realización del sistema que incluye una matriz de LED que emite a 940 nm y una matriz de CCD lineal. El sistema se usó para determinar los diámetros externos en reposo de cuatro arterias diferentes (gástrica, renal izquierda, renal derecha y abdominal) en un cerdo vivo. El sistema se puso en funcionamiento durante 10 segundos y los diámetros internos se determinaron utilizando un par de puntos asociados al 50 % de la magnitud máxima. Después de usar el sistema para determinar los diámetros internos, se extirparon las arterias y se obtuvieron los diámetros brutos de los vasos cuantificando la sección transversal de los vasos en el punto de medición a lo largo de los vasos usando el software NIH ImageJ.

Los resultados del tercer grupo de experimentos se ilustran en la figura 29. Como se indica en el gráfico, existe una estrecha correlación entre los diámetros internos determinados usando una realización del sistema divulgado en este documento y los diámetros internos medidos usando técnicas convencionales. Las barras de error representan la desviación estándar de las mediciones de la misma arteria tomadas en diferentes momentos.

La invención se define en las reivindicaciones adjuntas.

Claims

REIVINDICACIONES

1. Un sistema quirúrgico óptico (100) que comprende:

una pluralidad de emisores de luz (110) dispuestos en un extremo de trabajo (104) de un instrumento quirúrgico (116) sobre una primera superficie;

una pluralidad de sensores de luz (112) dispuestos en el extremo de trabajo (104) del instrumento quirúrgico (116) sobre una segunda superficie opuesta a la primera superficie, las superficies primera y segunda dispuestas sobre un par de mordazas no paralelas; y

un controlador (114) acoplado a la pluralidad de sensores de luz (112), el controlador (114) configurado para:

determinar un patrón de iluminación de un componente no pulsátil de las señales recibidas de la pluralidad de sensores de luz (112),

determinar un primer punto en un primer lado de una región de interés dentro del patrón de iluminación y un segundo punto en un segundo lado de la región de interés,

determinar una curva lineal que incluya los puntos primero y segundo dispuestos alrededor de la región de interés,

caracterizado por que el controlador también está configurado para

utilizar la curva lineal para eliminar, al menos parcialmente, la distorsión angular de la región de interés entre los puntos primero y segundo.

2. El sistema de la reivindicación 1, en donde la región de interés puede ser un perfil de absorción dentro del patrón de iluminación.

3. El sistema de la reivindicación 1, en donde los puntos primero y segundo pueden estar a ambos lados del perfil de absorción.

4. El sistema de la reivindicación 1, en donde la curva lineal tiene una pendiente, m, y un desplazamiento, c, y el controlador (114) está configurado para utilizar la curva lineal para eliminar al menos parcialmente la distorsión angular utilizando:

CCk - CC^b- mXk- C

donde CCk es un valor de compensación para la región de interés en el k° sensor (112), CC^bes un valor no compensado para la región de interés en el segundo punto, y Xk es la ubicación para el k° sensor (112) medido desde la punta más distal del extremo de trabajo (104) del instrumento quirúrgico (106).

5. El sistema de la reivindicación 1, en donde el controlador (114) está configurado para determinar una curva lineal que incluye los puntos primero y segundo determinando una pendiente usando coordenadas del primer punto y el segundo punto, y determinando un desplazamiento usando la pendiente y las coordenadas del primer punto o el segundo punto.

6. El sistema de la reivindicación 1, en donde el controlador (114) está configurado para utilizar curvas lineales para eliminar al menos parcialmente la distorsión angular de todo el patrón de iluminación.

7. El sistema de la reivindicación 1, en donde el par de mordazas no paralelas son ajustables para variar un ángulo entre las superficies opuestas primera y segunda.