JP7138145B2 - 脈管のサイズ及び／又は辺縁を決定するためのシステム及び方法 - Google Patents

Description

背景
本発明は、血管などの脈管のサイズ及び／又は辺縁を決定するためのシステム及び方法、特に、脈動成分を含むセンサアレイに伝送される光を使用するシステム及び方法に関する。

外科的処置中に術野内のアーチファクト、特に脈管を識別するシステム及び方法は、外科医又は外科チームに貴重な情報を提供する。米国の病院は、手術中の偶発的な脈管損傷のために、払い戻し不可能な費用において毎年何十億ドルを失っている。加えて、その関連患者は最高３２％の死亡率に直面し、また矯正治療が必要となるため更に９日間入院することになり、数十万ドルではなくとも数万ドルの追加費用が生じるおそれがある。結果として、術野内の血管などの脈管の存在を正確に決定することのできる方法及びシステムから得られる重要な価値があり、これらの費用を削減又は回避することができるようになる。

術野内の血管の存在に関する情報を提供するシステム及び方法は、低侵襲外科的処置中に特に重要である。伝統的に、外科医は、外科的処置中に触感に頼って血管を識別し、またこれらの脈管に対して不用意な損傷を回避してきた。腹腔鏡手術及びロボット手術などの低侵襲処置への移行のため、外科医は術野内の血管の存在に関して決定を下すための直接視覚化及び触感覚を使用する能力を失っている。結果的に、外科医は主に慣例及び経験に基づいて術野内に血管が存在するかどうかを決定しなければならない。残念なことに、先天性異常、以前の手術による瘢痕及び体質（例えば、肥満）のために、解剖学的不規則性が生じる場合が多い。

術野内の脈管の有無を決定する能力は、外科医又は外科チームに価値のある利点を提供し、かつ、直接的な視覚化及び触感識別方法が失われている低侵襲性処置にとって特に重要なものであると同時に、識別された脈管系を特徴付ける能力は、更なる重要な利点を提供する。例えば、脈管の内径又は外径などの脈管のサイズに関する情報を提供することが有利であろう。別の例として、脈管の辺縁に関する情報を提供することが有利であろう。サイズ情報及び／又は辺縁の検出が関連する。食品医薬品局（ＦＤＡ）は、現在、例えば、ほとんどの熱結紮装置について所定のサイズ範囲内、典型的には直径７ｍｍ未満で脈管を封止及び切断するための熱結紮装置を認可しているからである。熱結紮装置を使用してより大きな脈管又は脈管の一部のみを封止すると、このように形成された封止の破損率は１９％程度に高くなる場合がある。

加えて、この情報を脈管検出と脈管分析との間で最小限の遅れで提供することが好ましく、それによって情報をリアルタイムなものとして特徴付けることができる。分析にかなりの時間を要する場合には、最低限でもこの遅延によって処置の実施に必要な時間が増大することになる。さらに、外科医は、器具の動きと情報の伝達との間の遅延を埋め合わせるために慎重なペースで動く必要があるため、遅延によって外科医の疲労が増える場合がある。実際にそのような遅延によって、提供される情報が脈管損傷のリスクを低減させる場合であっても、システムの採用が妨害される場合がある。

更に、造影媒体又は造影剤の使用を要することなく脈管系を検出及び分析することが有利であろう。造影剤を使用して脈管系を識別することは従来型となっているが、造影剤を使用することにより依然として処置の複雑さが増す。造影剤の使用は、それがなければ必要とされない追加の設備を必要とし、処置によって生じる医療廃棄物を増加させる場合がある。更に、造影剤の使用によって、患者による副作用のリスクが増える。

以下により詳細に示すように、本発明は、既存の方法に対する有利な選択肢を具現化し、脈管の回避又は隔離のための識別の改善を与えることができる、脈管のサイズを決定し及び／又は脈管の辺縁を検出するためのシステム及び方法を含めた外科用システムを説明する。

概要
本発明の一態様によれば、外科用器具の作業端部に近接する領域内の脈管のサイズを決定するために使用される外科用システムは、外科用器具の作業端部に配置される少なくとも１つの発光体と、少なくとも１つの発光体の反対側の外科用器具の作業端部に配置される光センサアレイであって、当該光センサアレイは少なくとも１列の光センサを備え、光センサの列内の個々の光センサは、第１脈動成分と第２非脈動成分とを含む信号を生成するように構成された光センサアレイとを備える。システムはまた、光センサアレイに連結された制御装置を備え、当該制御装置は、第１脈動成分を第２非脈動成分から分離するためのスプリッタと、光センサの列内の個々の光センサで脈動成分及び非脈動成分のスケールを決定し、脈動成分の第１ピークスケール及び第２ピークスケールを決定し、脈動成分の第１ピークスケール及び第２ピークスケールに基づいて脈管の静止外径を決定するための分析器とを備える。

本発明の別の態様によれば、外科用器具の作業端部に近接する領域内の脈管のサイズを決定する方法は、外科用器具の作業端部で光を放射し、少なくとも１列の光センサを備える光センサアレイで外科用器具の作業端部での光を感知し、光センサの列に沿って個々のセンサについて第１脈動成分を第２非脈動成分から分離し、光センサの列内の個々の光センサで脈動成分及び非脈動成分のスケールを決定し、脈動成分の第１ピークスケール及び第２ピークスケールを決定し、及び脈動成分の第１及び第２ピークスケールに基づいて脈管の静止外径を決定することを含む。

本発明は、添付の図面と併せて以下の説明からより完全に理解されるであろう。いくつかの図面は、他の要素をより明確に示すために選択された要素の省略によって簡略化されている場合がある。いくつかの図面における要素のそのような省略は、対応する記載に明示的に表示される場合を除いて、例示的な実施形態のいずれにおいて特定の要素の有無を必ずしも示すものではない。図面は必ずしもスケール通りではない。

図１は、本発明の一実施形態に係る外科用システムの概略図である。 図２は、光発体と光センサとの間に配置されるように例示された脈管の部分に関する、図１に係る光発体と光センサとを備える外科用器具の拡大部分図である。 図３は、血管の外径の変化をよりよく示すために誇張された静止状態と拡張状態との間の外径の変化に関する、血液が血管内を流れるときに拡張及び収縮する壁を有する血管の拡大断面図である。 図４は、図１のシステムを使用して実施することができる本発明の一実施形態に係る方法のフロー図である。 図５は、図４に示す方法の一部として実行できる特定動作のフロー図である。 図６は、本明細書に開示される一般的な概念を示すために使用される、光センサアレイの素子（ピクセル）のそれぞれについての脈動（ＡＣ）成分及び非脈動（ＤＣ）成分のスケールのグラフである。 図７は、図４に示す方法の一部として実行できる別の動作のフロー図である。 図８は、様々なブタ動脈の外径をこれらの動脈の内径と比較したグラフである。 図９は、図１のシステムを使用して実施できる本発明の別の実施形態に係る方法のフロー図である。 図１０は、図１のシステムを使用して実施できる本発明の更に別の実施形態に係る方法のフロー図である。 図１１は、図１のシステムにおいて使用されるビデオモニタの模擬部分画面キャプチャである。 図１２は、実験の第１セットで使用された光センサアレイ（リニアＣＣＤアレイ）の素子（ピクセル）のそれぞれについての脈動（ＡＣ）及び非脈動（ＤＣ）成分のスケールのグラフである。 図１３は、実験の第２セットで使用された光センサアレイ（光検出器アレイ、測定値は図７との比較のためにピクセルで与える）の素子のそれぞれについての脈動（ＡＣ）及び非脈動（ＤＣ）成分のスケールのグラフである。 図１４は、光センサアレイ（リニアＣＣＤアレイ）を使用して決定され、かつ、実験の第３セットで測定されたときの様々なブタ動脈の内径を比較したグラフである。 図１５は、本発明の一実施形態に係る辺縁検出のシステム及び方法を使用して実行される第１実験に関する。 図１６は、本発明の一実施形態に係る辺縁検出のシステム及び方法を使用して実行される第１実験に関する。 図１７は、本発明の一実施形態に係る辺縁検出のシステム及び方法を使用して実行される第２実験に関する。 図１８は、本発明の一実施形態に係る辺縁検出のシステム及び方法を使用して実行される第２実験に関する。 図１９は、本発明の一実施形態に係る辺縁検出のシステム及び方法を使用して実行される第３実験に関する。 図２０は、本発明の一実施形態に係る辺縁検出のシステム及び方法を使用して実行される第３実験に関する。 図２１は、本発明の一実施形態に係る辺縁検出のシステム及び方法を使用して実行される第４実験に関する。 図２２は、本発明の一実施形態に係る辺縁検出のシステム及び方法を使用して実行される第４実験に関する。

様々な実施形態の詳細な説明
本発明の一実施形態に係る外科用システムは、少なくとも１つの発光体と少なくとも１つの光センサと制御装置とを備える。システムはまた、外科用器具も同様に備えてもよい。

このシステムは、外科用器具の作業端部に近接する領域内の脈管のサイズ及び／又は辺縁を決定する。特に、このシステムを使用して脈管を取り囲む組織の存在又はタイプにかかわらず、外科用器具の作業端部に近接する領域内の脈管のサイズ及び／又は辺縁を決定することができると考えられる。以下に説明するシステムの実施形態は、光センサによって決定される光透過率に基づいて、対象領域内の脈管の存在及びサイズに関連する決定を行うため、実施形態は、酸素飽和度（すなわち、酸素と結合した血液ヘモグロビンの割合）を決定するために透過型パルスオキシメトリで使用される技術に表面的に類似しているようにもみえるかもしれない。以下の開示を慎重に考慮することにより、開示されるシステムは、発光体及び光センサを制御装置（独自の回路又は独自にプログラムされたプロセッサの形態）と共に使用して、パルスオキシメータでは提供されないであろう脈管の存在及びサイズに関する情報を提供することが明らかになるであろう。更に、開示される実施形態はセンサアレイを使用することを含み、制御装置はそのアレイからの信号の脈動成分及び非脈動成分を処理して脈管の直径（例えば、内径又は静止外径）に関する情報を生じさせる。また、開示される技術は血管以外の脈管に使用してもよく、開示されるシステム及び方法を透過型パルスオキシメータと更に区別することができる。

図１及び図２は、このような外科用システム１００を使用して、外科用器具１０６の作業端部１０４に近接する組織Ｔの領域１０２内の脈管Ｖのサイズ（例えば、直径）及び／又は辺縁を決定する実施形態を示す。脈管Ｖは、組織Ｔの領域１０２と共に他の脈管に繋がっていてよく、加えて、脈管Ｖは患者の体内においても見られる他の器官（例えば、心臓）と流体連通するように領域１０２を越えて延びていてもよいと解される。更に、図１及び図２において、組織Ｔは脈管Ｖを特定の深さまで完全に囲んでいるようにみえる（円周及び長さの両方の点で）が、これはシステム１００を使用する全ての例においてそうである必要はない。例えば、組織Ｔは、脈管Ｖの長さの周囲を部分的に取り囲む及び／又は該長さの一部を取り囲むに過ぎないものであってもよく、或いは、組織Ｔは、非常に薄い層で脈管Ｖを覆っていてもよい。更なる非限定的な例として、脈管Ｖは血管であってもよく、組織Ｔは結合組織、脂肪組織又は肝臓組織であってもよい。

外科用システム１００は、少なくとも１つの発光体１１０（又は単に発光体１１０）と少なくとも１つの光センサ又は検出器１１２（又は単に光センサ１１２）と発光体１１０及び光センサ１１２に連結した制御装置１１４とを備える。上記のように、システム１００は、外科用器具１０６を備えていてもよい。

発光体１１０は、外科用器具１０６の作業端部１０４に配置される。また、光センサ１１２も外科用器具１０６の作業端部１０４に配置される。図１及び２に示すように、光センサ１１２は発光体１１０の反対側に配置できる。以下に詳細に説明するように、発光体１１０及び光センサ１１２は外科用器具１０６の対向する構成要素上に配置されるからである。

発光体１１０は、少なくとも１つの波長の光を放射するように構成される。例えば、発光体１１０は、６６０ｎｍの波長を有する光を放射することができる。これは単一の素子又は複数の素子（これらの素子は、例えば以下に詳細に説明するように、アレイに配置又は構成されてもよい）によって達成されてもよい。同様に、光センサ１１２は、少なくとも１つの波長（例えば、６６０ｎｍ）で光を検出するように構成される。本明細書で記載される実施形態によれば、光センサ１１２は複数の素子を含み、これらの素子はアレイに配置又は構成される。

特定の実施形態によれば、発光体１１０は少なくとも２つの異なる波長の光を放射するように構成されてもよく、光センサ１１２は少なくとも２つの異なる波長で光を検出するように構成されてもよい。例えば、発光体１１０は３つの波長の光を放射することができると共に、光センサは３つの波長の光を検出することができる。一例として、発光体１１０は可視範囲の光、近赤外線範囲の光及び赤外線範囲の光を放射することができ、光センサ１１２は当該光を検出することができる。具体的には、発光体１１０は６６０ｎｍ、８１０ｎｍ及び９４０ｎｍで光を放射することができ、光センサ１１２は当該光を検出することができる。このような実施形態を使用して、例えば生体内条件下での血管Ｖ及び周囲組織Ｔの最適な透過を確実にすることができる。

特に、８１０ｎｍで放射される光を、動き及び／又は血液灌流による光出力の変動を除去するための基準として使用してもよい。８１０ｎｍの波長は、酸素化ヘモグロビンと脱酸素化ヘモグロビンの両方の吸収が等しい等吸収点に相当する。結果的に、この波長での吸収は血液の酸素化とは無関係であり、動き及び／又は灌流変化による光の透過率の変化に影響を受けるにすぎない。

上記のように、光センサは光センサアレイの形であってもよい。実際には、光センサアレイ１１２は、少なくとも１列の光センサを更に含み（図２参照）、特定の実施形態によれば、アレイ１１２は単一の列のみの光センサを含むことができ、このアレイ１１２を代わりにリニアアレイということができる。少なくとも１列の光センサ１１２は、個々の光センサを複数備える。個々の光センサ１１２は互いに隣接して配置されてもよく、又は光センサは互いに離間していてもよい。さらに、光センサの列を画定する個々の光センサが、アレイの異なる列又は行を画定する光センサによって互いに分離されることも可能な場合がある。しかしながら、特定の実施形態によれば、アレイは電荷結合素子（ＣＣＤ）、特に複数のピクセルを備えるリニアＣＣＤ撮像装置を備えることができる。

本発明の実施形態によれば、個々の光センサ１１２（例えば、ピクセル）は、第１脈動成分と第２非脈動成分とを含む信号を生成するように構成される。第１脈動成分は信号の交流（ＡＣ）成分であってよく、一方で第２非脈動成分は直流（ＤＣ）成分であってよいことが分かるであろう。光センサ１１２がＣＣＤアレイのようなアレイの形である場合には、脈動及び非脈動情報は、アレイのそれぞれの素子について又は少なくとも１列のアレイを画定する少なくともアレイのそれぞれの素子について生成できる。

脈動成分に関して、血管は毎分約６０パルス（又は脈拍）の特徴的な脈動を有するものであると説明できることが分かるであろう。これは患者の年齢及び状態によって変化し得るが、脈動の範囲は典型的には毎分６０～１００パルス（又は脈拍）の間である。光センサ１１２は、脈管を通る血液の動きに相当する特定のＡＣ波形を有する信号（制御装置１１４に通される）を生成することになる。特に、ＡＣ波形は、脈管内の脈動血流による光吸収に相当する。一方、ＤＣ成分は、主として周囲組織による光の吸収及び散乱に相当する。

特に、脈管Ｖの発光体１１０とは反対側に配置される光センサアレイ１１２の素子は、脈管Ｖが発光体１１０と光センサアレイ１１２との間には配置されない素子よりも高いＡＣ信号を有すると考えられる。というのも、透過光の最も顕著な変動は、脈管の関連する脈動によって引き起こされるからである。また、脈管Ｖの発光体１１０とは反対側に配置されるアレイ１１２の素子は、脈管Ｖが発光体１１０と光センサアレイ１１２との間には配置されないアレイ１１２の素子よりも減少したＤＣ信号を有することになると考えられる。

実際には、血管のような脈管の特定領域は、他の領域よりも顕著な脈動を受けることができ、その相違はアレイ１１２から受信する信号の脈動成分の相違に反映されると考えられる。特に、非限定的な例として血管に関して、心臓が体内に向けて血液を送り出すときに、筋肉動脈は脈打って体内に向けられている血液容量を収容する。これが生じると、脈管の中間層（又は中膜）が拡張及び収縮する。中膜の拡張及び収縮によって、脈管の内径よりも脈管の外径に比較的大きな変化が生じる。外径は拡張位置Ａと静止位置Ｂとの間で変動する（図３参照）ので、脈管の拡張及び収縮中に生じる外径の比較的著しい変化によって、脈管の辺縁で時間の経過とともにＡＣ信号の最大変動（上記のように、これは脈動に関連する）が生じる。

このように、開示される実施形態によれば、制御装置１１４は光センサ１１２に連結され、光センサアレイ１１２のそれぞれの素子について第１脈動成分を第２非脈動成分から分離するためのスプリッタ１１６を備える。また、制御装置１１４は、脈動成分に基づいて外科用器具１０６の作業端部１０４に近接する領域１０２内の脈管Ｖのサイズを定量化するための分析器１１８も備える。領域１０２内の脈管Ｖのサイズを表示し、示し又はそうでなければ伝達するために、制御装置１１４は、視覚的、可聴的、触覚的又は他の信号を外科用器具１０６のユーザに提供することのできる出力装置又はインジケータ１３０（図１参照）に連結されていてもよい。

特に、分析器１１８は、光センサの列内の個々の光センサで脈動成分のスケールを決定することができる。更に、分析器は、脈動成分の第１ピークスケール及び第２ピークスケールを決定してもよい。分析器は、以下に詳細に説明するように、高いスケールと低いスケールとの間での信号の脈動成分及び非脈動成分の移行場所を最初に決定した後に、第１及び第２ピークスケールに関する決定を行ってもよい。加えて、分析器１１８は、脈動成分の第１及び第２ピークスケールに基づいて脈管Ｖの静止外径を決定してもよい。

特定の実施形態によれば、分析器１１８は、脈動成分のスケールが第１（又は第２）ピークスケールの所定の割合（例えば、２５％～７５％の間、例えば５０％）である光センサの列に沿った第１対の位置と、脈動成分のスケールが第１（又は第２）ピークスケールの同一の割合である光センサの列に沿う、光センサの列に沿って第１対の位置間に配置される第２対の位置とを決定することによって、脈管Ｖの静止外径を決定してもよい。その後、分析器は、第１対の位置間の第１距離と第２対の位置間の第２距離とを決定し、脈管の静止外径を第１距離及び第２距離の平均として決定する。他の実施形態によれば、分析器１１８は、その代わりに内側の対の位置及び内径と静止外径との間の関係を使用してもよい。特定の実施形態によれば、脈動成分の代わりに非脈動成分を使用してもよい。

特定の実施形態によれば、スプリッタ１１６及び分析器１１８は、１つ以上の電気回路構成要素によって画定されてもよい。他の実施形態によれば、１つ以上のプロセッサ（又は単にプロセッサ）を、スプリッタ１１６及び分析器１１８の動作を実行するようにプログラムしてもよい。更なる別の実施形態によれば、スプリッタ１１６及び分析器１１８は、電気回路構成要素によって部分的に、且つ、スプリッタ１１６及び分析器１１８の動作を実行するようにプログラムされたプロセッサによって部分的に画定されてもよい。

例えば、スプリッタ１１６は、第１脈動成分を第２非脈動成分から分離するようにプログラムされたプロセッサを備える又はそれによって画定されてもよい。更に、分析器１１８は、第１脈動成分に基づいて外科用器具１０６の作業端部１０４に近接する領域１０２内の脈管Ｖのサイズを定量化するようにプログラムされたプロセッサを備える又はそれによって画定されてもよい。プロセッサをプログラムする命令は、プロセッサに関連するメモリに格納されてもよく、そのメモリは１つ以上の有形の非一時的なコンピュータ可読メモリを含むことができ、プロセッサによって実行されると１つ以上のプロセッサに１つ以上の動作を実施させることができる、それに格納される実行可能なコンピュータ命令を有することができる。

システム１００に加えて、本発明は、外科用器具１０６の作業端部１０４に近接する領域１０２内の脈管Ｖのサイズを決定する方法２００の実施形態を含む。方法２００は、例えば、図１に関して上述されたシステム１００を使用して実施してもよい。図４に示すように、システム１００を操作する方法２００は、ブロック２０２において外科用器具の作業端部に光を放射し、ブロック２０４において少なくとも１列の光センサを備える光センサアレイで外科用器具の作業端部での光を感知することを含む。上で説明したように、放射される光は少なくとも２つの異なる波長の光を含むことができるため、感知するステップは、少なくとも２つの異なる波長の光を感知することを含むことができる。また、上記のように、３つの異なる波長の光を、例えば可視領域及び近赤外線領域において使用してもよい。一実施形態によれば、使用する光は６６０ｎｍ、８１０ｎｍ及び９４０ｎｍの波長を有することができる。

方法２００はブロック２０６に続き、そこでは光センサの列に沿って個々のセンサについて脈動成分を非脈動成分から分離する。また、方法２００は、ブロック２０８で光センサの列内の個々の光センサで脈動成分のスケールを決定し、ブロック２１０で脈動成分の第１ピークスケール及び第２ピークスケールを決定し、ブロック２１２で脈動成分の第１及び第２ピークスケールに基づいて脈管の静止外径を決定することを含む。

特に図５に示すように、図４の方法２００のブロック２１２は、１つ以上の動作を含むことができる。特に、図５に示すように、ブロック２１２の動作は、ブロック２１２－１で光センサの列に沿って第１の対及び第２の対の位置を決定することを含むことができ、ここで、第１及び第２の対の位置の脈動成分のスケールは、第１（又は第２）ピークスケールの所定の割合である。第２の対の位置は、以下に図６に関して説明するように、第１の対の位置の間に配置される。加えて、ブロック２１２の動作は、ブロック２１２－２で第１の対の位置間の第１距離と第２の対の位置間の第２距離とを決定し、ブロック２１２－３で脈管Ｖの静止外径を第１及び第２距離の平均として決定することを含むことができる。

図４及び図５に示すように、システム１００の操作の方法２００を更に説明するために、図６にプロットを与える。特に、図６は、光センサアレイのそれぞれの素子についての脈動（ＡＣ）成分のスケールのシミュレートプロットと、アレイの同じ素子についての非脈動（ＤＣ）成分のスケールのプロットである。線には、２つのプロットを区別するためにＡＣ及びＤＣが付されている。このシミュレーションによると、光センサアレイと発光体アレイとの間に脈管（具体的には血管）が配置され、脈管は概して４０～１８０ピクセルの領域において発光体アレイと光センサアレイとの間に配置されている。

図６に示すように、ＤＣ信号プロットは、センサアレイ１１２に沿った２つの異なる点で（すなわち、点３００、３０２で）比較的高い値からかなり低い値に減少し、その後低い値から高い値に増加している。上記の観察に従うと、領域内のＤＣ信号のスケールの減少は、脈管が発光体１１０と光センサ１１２との間に配置されているところで生じると予想されるため、脈管Ｖは、ＤＣ信号プロットが高い値から低い値に移行する点（すなわち点３００）と、ＤＣ信号プロットが低い値から高い値に戻る点（すなわち、点３０２）との間に配置されていると推測できる。

加えて、ＡＣ信号は、脈管がおそらく配置される場所の一方側の点（すなわち、点３０４）で比較的低い値から高い値に大きく増大し、脈管が配置される場所の他方側で高い値から低い値（すなわち、点３０６）に減少する。また上記のように、脈動（ＡＣ）信号の相対的な増大は、脈管が発光体１１０と光センサ１１２との間に配置されているところで生じると考えられるため、脈管Ｖは、ＡＣ信号プロットが低い値から高い値に移行する点（すなわち、点３０４）と、ＡＣ信号プロットが高い値から低い値に戻る点（すなわち、点３０６）に配置されていると推測できる。

ＤＣ信号の変化又はＡＣ信号の変化のいずれかを使用して関心領域（ＲＯＩ）を定義してもよく、ＡＣ信号における移行に関する情報の組み合わせをＤＣ信号における移行と組み合わせて、脈動（ＡＣ）情報の更なる考察が限定されるＲＯＩを画定してもよい。すなわち、システム１００（特に制御装置１２０）は、この情報に従ってセンサアレイ１１２の素子の全てに関する素子のサブセットを考慮してもよい。このことは、アレイに沿った個々のセンサにおける脈管とは無関係な変動を排除することに特に役立つ。このような実施形態によれば、ＤＣ及びＡＣ信号プロットのそれぞれについての高い値と低い値との間の移行を決定し、減少したＤＣスケールと増加したＡＣスケールとの間で重複があるＲＯＩのみを考慮する。図６に示すように、この領域は縦軸の間（すなわち約４０ピクセルから１８０ピクセルまで）となる。

本発明の実施形態によれば、図４及び図５に示すように、脈管の静止外径を、脈管の拡張外径と脈管の内径との間で観察される相関に基づいて計算してもよい。特に、脈管の静止外径は、脈管の拡張外径と脈管の内径との平均に相関することが観察されている。この計算を行うために、脈管の拡張外径（又は線Ａ）を、ＡＣスケールがＡＣピークスケールの約５０％である点の第１の対の間の距離であると決定する：左端のＡＣピークスケール（すなわち、点３０８）より前の（又は先行する）左端起点（すなわち、点３１２）と、右端のＡＣピークスケール（すなわち、点３１０）より後の（又は遅れた）右端起点（すなわち、点３１４）。加えて、内径（又は線Ｃ）を、ＡＣスケールがＡＣピークスケールの約５０％である点の第２の対の間の距離であると決定する：左端のＡＣピークスケール（すなわち、点３０８）より後の（又は遅れた）左端起点（すなわち、点３１６）と、右端のＡＣピークスケール（すなわち、点３１０）より前の（又は先行する）右端起点（すなわち、点３１８）。これらの距離は、ＡＣピークスケールの外側及び内側の５０％ＡＣピークスケールの２つの起点間の距離として説明することもできる。また第２の対は、第１の対の間又は内側に配置されるということもできる。

本発明の全ての実施形態によれば、５０％ＡＣピークスケールの起点を使用する必要はない。他の実施形態によれば、内径を５％ＡＣピークスケールの左端のＡＣピークスケールより後の（又は遅れた）左端起点と右端ＡＣピークスケールより前の（又は先行する）右側起点との間の距離であると決定することができると共に、拡張外径も、上記の５％ＡＣピークスケール起点で決定することができる。

最後に、図６に示すように、静止外径（線Ｂ）を、内径（線Ｃ）と拡張外径（線Ａ）との間の平均であると決定してもよい。

本発明の他の実施形態によれば、脈管Ｖの静止外径の決定を、光センサの列に沿った２対の位置を参照せずに計算してもよい。特に、脈管Ｖの静止外径を決定する図４の方法２００のブロック２１２でシステム１００によって実行される動作は、図７に示すとおりのものであることができる。この別法によれば、ブロック２１２の動作は、ピークスケールが生じる２つの位置の間においてブロック２１２－１’で光センサの列に沿った位置の対を決定することを含むことができる。単一の対の位置（又は「内側」の対）は、脈動成分のスケールが第１（又は第２）ピークスケールの所定の割合のところで生じてもよい。例えば、内側の対を、ピークスケールが第１（又は第２）ピークスケールの５０％に対応して生じる位置の間の一対の位置によって定義してもよい。更に、ブロック２１２の動作は、ブロック２１２－２’で内側対間の距離を決定することを含むことができる。

その後、ブロック２１２－３’で、内側の対の位置の間の距離を使用して静止外径を計算する。この方法によれば、図５の方法における場合のように、内側の対の位置の間の距離は脈管Ｖの内径を表す。更に、拡張及び収縮する脈管の内径は、外径よりかなり小さい程度に（あるとしても）変化するものと考えられる。更に、脈管の辺縁からの信号は、脈管の周りにある組織の存在によって不明瞭になる場合があることが認められている。結果として、脈管の外径に近づけようとするのではなく、内径と静止外径との間で関係を経験的に決定することができ、この関係を使用してブロック２１２－１’及び２１２－２’の動作に従って決定されるような内径の測定に基づいて静止外径を計算することができる。

最も簡潔な形態では、静止外径を内径の倍数であると決定してもよい。他の実施形態によれば、静止外径を、定数項の加算を伴った内径の倍数となるように計算してもよい。図８は、一組の筋肉動脈の内径と静止外径とを比較するグラフである。このグラフに基づいて、外径（ｙ）と内径（ｘ）との関係式を決定した（ｙ＝１．２ｘ＋０．９）。従って、ブロック２１２－１’及び２１２－２’で決定された所与の内径に対して、ブロック２１２－３’で上記式を用いて静止外径を計算してもよい。

例えば、図１に示すシステム１００を使用して実施することができる方法の更なる実施形態を図９に示す。図９に示す方法２２０は、脈管を図１及び図２に示すような器具のジョー部間でしっかりと把持する場合に起こり得る複雑さに対処する。特に、外科用器具１０６のジョー部の間での脈管Ｖの圧縮は、信号の脈動成分を変化させる場合があり、それによって、図６に示すような２つのピークの代わりに、単一のピークのみが観察される場合がある。

方法２２０は、ブロック２２２で光が発光体１１０から放射され、ブロック２２４で透過された光が光センサアレイ１１２によって感知又は検出されるという点で方法２００と類似する。システム１００（又は特に制御装置１１４）は、ブロック２２６で信号の非脈動成分を信号の脈動成分から分離し、ブロック２２８で個々のセンサで脈動成分のスケールを決定するように動作する。

その後、ブロック２３０で、システム１００（制御装置１１４）は、ブロック２３０でピーク脈動スケールにより識別された位置の数に関する決定を行う。特定の実施形態によれば、この決定を、非脈動成分における移行（例えば、高いスケールから低いスケール）及び任意に脈動成分における移行（例えば低いスケールから高いスケール）を使用して関心領域が識別された後に行ってもよい。実際、いくつかの実施形態によれば、高いスケールから低いスケールへの信号の非脈動成分における移行が識別されたら、ブロック２３０で決定を行う。

例えば、２つのピークが存在するという決定をブロック２３０で行う場合には、方法２２０はブロック２３２、２３４、２３６に進むことができ、そこで図７に関して説明したものと同様の方法が実行される（とはいえ図５に関して説明したものと同様の方法を代用できることが分かるであろう）。単一のピークが存在するという決定をブロック２３０で行う場合には、方法２２０はブロック２４２、２４４、２４６に進むことができる。特に、脈動成分のスケールがピークスケールの所定の割合である光センサの列に沿った単一の対の位置に関して、ブロック２４２で決定を行う。例えば、その対は、スケールがピークスケールの５０％に対応するピークスケールのいずれかの側（すなわちピークスケールに相当する位置の左又は右）上の位置の対によって定義できる。加えて、システム１００（制御装置１１４）は、ブロック２４４でこの対の位置間の距離を決定してもよい。その後、システム１００は、内径の値として決定された距離を使用し、そして図７におけるブロック２１２－３’に関して説明したものと同様のプロセスで内径と外径との間で確立された関係を使用して静止外径を計算することができる。

方法２２０を存在するピーク個数に関する決定を参照して説明したが、この決定を具体的にどのように行うのかは、様々な実施形態の間で異なってもよいことが分かるであろう。例えば、１つのピーク又は２つのピークが存在するかどうかに従って決定を行うことができる。あるいは、単一のピークが存在するかどうかに応じて決定を行うことができ、後の動作を、この質問に対する答えがはい又はいいえであるかどうかに応じてとることができる。

図４～図９に記載の方法に対するさらなる選択肢は、信号の非脈動成分を使用して脈管の外径を決定することである。図１０に示すように、方法２５０は、ブロック２５２で光が放射され、ブロック２５４で透過された光が感知又は検出され、ブロック２５６で脈動及び非脈動成分が分離されるという点で方法２００、２２０と極めて類似する。上記の方法とは異なり、システム１００（制御装置１１４）はブロック２５８で非脈動成分から直接の情報を得てブロック２５８において個々のセンサで非脈動スケールを決定する。更に、上記の方法とは異なり、システム１００は、ブロック２６０で、非脈動スケールが高い値から低い値に移行し、また非脈動スケールが低い値から高い値に移行する光センサの列に沿った位置を決定する。その後、ブロック２６２で、信号の非脈動成分におけるこれらの移行に基づいて、この対の位置を使用して静止外径を決定する。例えば、対の位置間の距離を静止外径の推定値として使用してもよく、又は経験的データに基づく関係を使用して、非脈動成分が移行する対の位置間の距離に従って静止外径を計算してもよい。

特定の実施形態によれば、脈管の辺縁を決定するためのシステム及び方法を、上記のものと共に提供することができる。しかしながら、この辺縁決定のシステム及び方法は前述のシステム及び方法とは別個に使用できるが、このシステム及び方法は、発光体１１０、光センサ１１２などの点で同じハードウェアを使用してもよいことが分かるであろう。このような実施形態によれば、制御装置１１４は、アレイ１１２から受信する信号に基づいて外科用器具１０６の作業端部１０４に近接した領域１０２内の脈管Ｖの辺縁を定量化するための分析器１１８を含む。領域１０２内の脈管Ｖの辺縁を表示し、示し又はそうでなければ伝達するために、制御装置１１４を、可視的信号、可聴的信号、触知的信号又は他の信号を器具１０６のユーザに提供することのできる出力デバイス又はインジケータ１３０（図１参照）に連結してもよい。

特に、分析器１１８は、光センサの列内の個々の光センサで脈動（ＡＣ）及び非脈動（ＤＣ）成分のスケールを決定することができる。実際に、分析器１１８は、器具の最遠端部、すなわち患者に最も近い端部でセンサに焦点を合わせてもよい。器具１０６が一対のジョー部を有する場合には、これはジョー部の開口部に最も近いセンサとなる。センサがＤＣスケールの有意な低減とＡＣスケールの有意な増大を感知する場合には、分析器１１８は、この事象を、ジョー部、特にジョー部の最遠端のセンサが何か（組織、血管など）に遭遇したことを示すものと解釈することができる。これらの状況下では、分析器１１８は、上述のインジケータ１３０の１つを使用してユーザに警告することができる。

しかしながら、外科用器具１０６のジョー部は処置の開始時には開放空間内に存在するので、ジョー部間を移動する材料のタイプにかかわらず、分析器１１８は、ＤＣ成分のスケールの低減とそれに対応するＡＣ成分のスケールの増大とを決定することが分かった。このように、ユーザはアラートを受信することができるが、そのアラートが組織又は脈管の存在によるものであるかどうかは分からないであろう。

しかしながら、分析器１１８が再帰的計算を使用してＤＣ及びＡＣのスケールを決定している場合には、各入力サンプル（データ点）で計算される新たなＤＣ及びＡＣのスケールが存在する。このような状況では、分析器１１８は、分析器１１８がＤＣ及びＡＣスケールにおいて変化が生じたことを決定すると、分析器１１８が複数の連続するＡＣスケールのデータを収集するように構成できる。器具１０６のジョー部がそれらの間に組織を有する場合には、吸収される光の強度はわずかな程度でしか変化しないことがあり、スケールはあまり変化していないはずである。ＡＣスケールは観察される値の変化に比例するため、次の入力サンプルで値がわずかに増加する。血管又はより具体的には血管の辺縁がジョー部の遠位端にある場合には、スケールは正弦波状に変化し、ＡＣスケールは次の入力サンプル（データ点）で大幅な変化を見るはずである。

特に、分析器１１８は、以下の関係又は方程式に従って辺縁決定を実行するように構成できる。これらの関係又は方程式において、時点ｔでジョー部の最遠端にあるセンサによって受光される光強度はＩ（ｔ）である。ベールの法則（方程式１）に従うと：

であり、ここでα（ｔ）（時間の関数である）は物質の吸収係数であり、Ｌは物質の厚さである。再帰的分散（ＡＣの２乗 ＲＭＳ）を、次の方程式（式２）を使用して計算する。

ここで、

及び

は、それぞれ時点ｔ及びｔ－１で計算される平均を示す。物質が組織である場合には、α（ｔ）＝αであり、これは

を示し、さらには

を表す。これらの関係を評価すると次式（方程式３）となる。

方程式（２）及び（３）を組み合わせると、次式（方程式４）になる。

方程式４によれば、組織についての分散又はＡＣ ＲＭＳは、経時的にほぼ一定のままであろう。しかしながら、これは血管がジョー部の間にある場合にはそうではないだろう（α（ｔ）≠α）。血管について、信号は正弦波となり、分散／ＡＣ ＲＭＳはその実際値（約１時間間隔）で飽和する前に急激に増加する。そこで、ｖ（ｔ）の値をみると、１≦ｔ≦ｕであり、ここで２≦ｕＴであり、Ｔは信号又は心拍数の時間間隔である。

これらの関係のこの識別性質を、コントラスト強調因子を含めることにより更に強調することができる。特に、ＤＣスケールをコントラスト強調因子として使用することができる。具体的には、同じ時間でのＡＣ及びＤＣスケールの変化を検査すると、組織と血管との間にコントラストを加えることができると考えられる。ＤＣスケールが大きいほど、ジョー部の間には何も（組織又は脈管）存在しない可能性が高くなる。ＡＣスケールの変化のみに基づいて辺縁決定を行うのではなく、コントラスト強調因子としてのＤＣスケールを実施するために、分析器１１８は経時的なＡＣ／ＤＣの比に基づいて辺縁決定を行うことができる。

従って、分析器１１８は、以下の方法に従って脈管の辺縁の存在を決定するように構成できる。まず、分析器１１８は、ＤＣとＡＣに有意な変化があったかどうかを決定する：有意な変化がなかった場合には、分析器１１８は、外科用器具１０６のジョー部の間又は最遠端若しくは端部に何も存在しないと決定する。ジョー部の端部又は縁部にあるセンサのＤＣ

及びＡＣ（ｖ（０））の値が変化する場合には、分析器１１８は、何か（例えば、組織、脈管）が検出されたと決定する。その後、分析器１１８は次の比：

を確認する。
次いで、この比を閾値と比較して組織と血管とを区別することができる。

また、この方法を使用して組織のアーチファクトを排除してもよい。この比に基づいて、この方法は、組織とそれに対応するＡＣピークとによって引き起こされるＤＣ低減を排除することができる。これは、脈管のサイズ（直径）決定を向上させ、サイズ決定をより堅牢なものにすることができるであろう。

このように、外科用システム１００、方法２００及びシステム１００と方法２００の原理を一般的に説明してきたが、システム１００及びその操作を更に詳細に説明する。

最初に、発光体１１０及びセンサ１１２が外科用器具１０６の作業端部１０４に配置されるものとして説明されているが、発光体１１０及びセンサ１１２を画定する構成要素の全てを器具１０６の作業端部に配置する必要はないことが分かるであろう。すなわち、発光体１１０は発光ダイオードを備えてもよく、その構成要素を作業端部１０４に配置してもよい。あるいは、発光体１１０は、ある長さの光ファイバと光源とを備えてもよく、ここで、光源は作業端部１０４から離れて配置され、光ファイバは光源に光学的に結合される第１端部とセンサ１１２に面している作業端部１０４に配置される第２端部とを有する。本発明によれば、そのような発光体１１０は、光が器具１０６の作業端部１０４で組織内に放射されるので、依然として作業端部１０４に配置されるものとして説明される。同様の構成を、センサ１１２について説明することができ、その際、光ファイバは、発光体１１０に面して配置された第１端部（又は、特に発光体１１０を部分的に画定する光ファイバの端部）とセンサ１１２を集合的に画定する他の構成要素に光学的に結合された第２端部とを有する。

また上記のように、発光体１１０及び光センサ１１２は、互いに対向して配置される。このことは、発光体１１０とセンサ１１２とが互いに直接向き合うことを必要とするのものではないが、これが好ましい。特定の実施形態によれば、発光体１１０及びセンサ１１２は、外科用器具１０６のジョー部１８０と一体的に（すなわち、一部として）形成できる。図１及び２を参照されたい。このようにして、ジョー部１８０間で、且つ、関心組織を通して発光体１１０によって放射される光を、光センサ１１２が捕捉することができる。

発光体１１０は、１つ以上の素子を含むことができる。図２に概略的に示す実施形態によれば、光センサ１１２は、第１発光体１１０－１、第２発光体１１０－２及び第３発光体１１０－３を含むことができる。発光体の全ては、特定の波長（例えば、６６０ｎｍ）で光を放射するように構成でき、又は特定の発光体は他の発光体とは異なる波長で光を放射することができる。

例えば図２に示すように、発光体１１０が１つ以上の発光ダイオードを含むアレイの形態であるこれらの実施形態に関して、これらのダイオードは、１次元、２次元又は３次元アレイの形態で配置できる。１次元アレイの例としては、ダイオードを単一の平面において１本の線に沿って配置することを挙げることができ、一方で２次元アレイの例としては、ダイオードを単一の平面において複数の行及び列に配置することを挙げることができる。二次元アレイの更なる例としては、曲面上又は曲面内における線に沿ってダイオードを配置することを挙げることができる。３次元アレイは、曲面上又は曲面内における複数の行及び列など、１つ以上の平面に配置されたダイオードを含むことができる。

また、本発明の実施形態に係る光センサ１１２は、１つ以上の個々の素子を含む。図２に示す実施形態によれば、光センサ１１２は、第１光センサ１１２－１、第２光センサ１１２－２、第ｎ光センサ１１２－ｎなどを含むことができる。発光体１１０－１、１１０－２、１１０－３の場合と同様に、光センサ１１２－１、１１２－２、１１２－３はアレイ状に配置でき、上記のアレイに関する説明をここでも同様に適用する。

上記のように、システム１００は、発光体１１０、センサ１１２及び制御装置１１４に加えて、ハードウェア及びソフトウェアを含むことができる。例えば、１つ以上の発光体１１０を使用する場合には、駆動コントローラを設けて個々の発光体素子の切り替えを制御することができる。同様に、１つ以上のセンサ１１２を含む場合にはマルチプレクサを設けることができ、このマルチプレクサをセンサ１１２と増幅器とに連結することができる。更に、制御装置１１４は、必要に応じてフィルタ及びアナログ／デジタル変換を含むことができる。

制御装置１１４と共に使用するインジケータ１３０に関して、様々な出力装置を使用することができる。図１に示すように、発光ダイオード１３０－１を関連する外科用器具１０６に装着し又は組み込むことができ、器具１０６の作業端部１０４にさらに配置することができる。その代わりに又はそれに加えて、手術に使用するビデオモニタ１３０－２にアラートを表示してもよく、又はモニタ上の画像の色を変え、フラッシュさせ、サイズを変え又はそうでなければ外観を変えることができる。例えば、図１１は、ビデオモニタ１３０－２上に表示することができるグラフィカルユーザインタフェース（ＧＵＩ）の一部を示しており、ここで、第１領域１３２は、外科用器具１０６のジョー部間にある脈管と周辺組織の一部の配置を示し、第２領域１３４は、第１領域１３２に示された脈管と周辺組織の一部の強調された表示であり、脈管は周囲組織と対比して（例えば、脈管と周辺組織とについて異なる色帯を使用することによって）表されている。また、インジケータ１３０は、聴覚アラームを与えるスピーカ１３０－３の形態とすることができ又はスピーカ１３０－３を含むことができる。また、インジケータ１３０は、器具１０６の使用を中断する外科用器具１０６に関連する安全ロックアウト１３０－４の形態とすることができ又は安全ロックアウト１３０－４を組み込むことができる。例えば、ロックアウトは、外科用器具１０６が熱結紮装置である場合には結紮又は焼灼を防止することができるだろう。更に他の例として、インジケータ１３０は、外科用器具１０６のハンドル又はハンドピースに装着され又はそれと一体的に形成されて触覚表示又はアラートを提供することのできるバイブレータ１３０－５などの触覚フィードバックシステムの形態であってもよい。インジケータ１３０のこれらの特定の形態の様々な組合せを使用することもできる。

上記のように、外科用システム１００は、発光体１１０と光センサ１１２とが装着された（選択肢として、取外し可能に／可逆的に又は永久的に／不可逆的に）作業端部１０４を有する外科用器具１０６も含むことができる。その代わりに、発光体１１０及び光センサ１１２は、外科用器具１０６と一体的に（すなわち、一部として）形成できる。更に、発光体及び光センサを、外科用器具又はツール１０６と共に使用する別個の器具又はツールに装着することが可能である。

上記のように、一実施形態では、外科用器具１０６は熱結紮装置とすることができる。別の実施形態では、外科用器具１０６は、単に、対向するジョー部を有する把持器又は把持鉗子とすることができる。更なる実施形態によれば、外科用器具は、例えば解剖器具、外科用ステープラ、クリップアプライア及びロボット外科用システムなどの他の外科用器具であってもよい。更に他の実施形態によれば、外科用器具は、発光体／光センサを保持し、それらを術野内に配置する以外の機能を有していなくてもよい。単一の実施形態の図は、システム１００を他の外科用器具又は器具１０６と共に使用することを排除することを意図するものではない。

上記システムの実施形態を使用して実験を行った。実験及び結果を以下に報告する。

第１セットの実験を、切除したブタ頸動脈を使用して実施した。このような血管に見られる流体の脈動流れをシミュレートするために、潜水型ＤＣポンプを使用した。ポンプは毎分４０～８０サイクルで作動することができ、特定の値に設定することができる流量を供給することができた。使用した流体は、ヘパリンを添加したウシ全血であり、生理的粘度を維持するために高温に維持した。以下に説明する実験について、血液を毎分６０サイクル及び毎分５００ｍＬの流量で圧送した。

光センサアレイの反対側に発光体アレイを配置し、その間に切除したブタ頸動脈を配置した。発光体アレイは、６６０ｎｍで光を放射する５つの発光ダイオードを含むものであった。光センサアレイは、横に並べて配置された２５０の素子からなるリニアＣＣＤアレイを含み、２０個の素子の各群又はセットがアレイに沿って１ｍｍの連続空間に嵌め込まれたものであった。システムを１０秒間にわたって動作させ、これらの実験の結果を図１２にプロットした。脈動成分のスケールがピークスケールの５０％である一対の位置間の距離（すなわち図１２における線Ｃ）を使用して脈管内径を決定した。

第２セットの実験を、光センサアレイに対向する発光体アレイを使用して、その間に生きたブタ被験体のブタ頸動脈を配置して実施した。光センサアレイは、６６０ｎｍで光を放射する５つの発光ダイオードを含むものであった。光センサアレイは、各素子が０．９ｍｍ幅である、１６個の個々の光検出素子を含むものであった。各素子がアレイに沿って１ｍｍの連続するスペースを占めるように、隣接する素子の間に０．１ｍｍの間隔を開けて素子を配置した。システムを１５秒間にわたって動作させ、これらの実験の結果を図１３にプロットした。各光検出器の測定値をピクセルに補間及び変換して、第１セットの実験と第２セットの実験との比較を可能にした。また、脈動成分のスケールがピークスケールの５０％である一対の位置間の距離（すなわち、図１３における線Ｃ）を使用して脈管の内径を決定した。

実験の両セットにおいて、開示されたシステムの実施形態を使用して決定されたブタ動脈の内径は、該血管の総直径測定値の１ミリメートル以内であった。例えば、第１セットの実験に関して、このシステムの実施形態を使用して決定された内径は４．７ｍｍであるのに対し、総直径測定値は４．４６ｍｍであった。第２セットの実験に関して、このシステムの実施形態を使用して決定された内径は１．３５ｍｍであり、総直径測定値は１．１ｍｍであった。

第３セットの実験について、９４０ｎｍで放射するＬＥＤアレイとリニアＣＣＤアレイとを含むシステムの実施形態を使用した。このシステムを使用して、生きたブタ被験体における４つの異なる動脈（胃、左腎、右腎及び腹部）の静止外径を決定した。システムを１０秒間にわたって動作させ、ピークスケールの５０％に関連する一対の位置を用いて内径を決定した。このシステムを使用して内径を決定した後、動脈を摘出し、ＮＩＨ ＩｍａｇｅＪソフトウェアを用いて脈管に沿った測定点で血管の断面を定量化することによって脈管の総直径を得た。

この第３グループの実験の結果を図１４に示す。グラフに示すように、本明細書に開示されるシステムの実施形態を使用して決定された内径と、従来技術を使用して測定された内径との間には密接な相関がある。エラーバーは、異なる時点で取得された同じ動脈の測定値の標準偏差を表す。

加えて、上で開示された辺縁決定の方法に関する４つのセットの実験を実施した。これらの実験を４のμ値を使用して実施した。従って、周波数（ＦＳ）のサンプリングレートについて、ｒを計算するのにかかる時間は４／ＦＳであり、これは最も遅いサンプリングレート（１０Ｈｚ）ついて約０．４秒である。

実験Ｉ

この実験を、ジョー部の端部での血管を用いて実施した。図１５及び図１６に示すように、脈管の辺縁は、比のスケールに基づいて明らかである。

実験ＩＩ

この実験を、ジョー部の端部での組織のみを用いて実施した。比のスケールは、端部で高いが、血管（実験１）の比ほど顕著ではない。図１７及び１８を参照。

実験ＩＩＩ

この実験を、ジョー部内での血管及び組織の両方を用いて実施した。図１９及び図２０に示すように、組織と血管との間に明確な相違がある。組織は脈管と共に動いていたので、組織についての比のスケールはあまり小さくない。しかしながら、このことは、比についての大きな値が存在するときの問題を提示するものではなく、外科用器具が血管又はそれに付随する組織のいずれかに到達しているという知識をもたらす。いずれの事象においても、分析器はジョー部が血管に接近しているという表示を提供することができる。

実験ＩＶ

この実験を、血管及びジョー部の端部にある組織である脂肪組織を用いて実施した。図２１及び２２に示すように、比を用いて脈管と組織とを区別することができる。

結論として、前述の内容は本発明の異なる実施形態の詳細な説明を示すが、本発明の法的範囲は本明細書の最後に示される特許請求の範囲の用語によって定義されることを理解すべきである。あらゆる可能な実施形態を説明することは不可能ではないにしても非現実的であるため、詳細な説明は単に例示的なものと解釈され、本発明のあらゆる可能な実施形態を説明するものではない。現在の技術又は本願の出願日後に開発された技術のいずれかを使用して、本発明を規定する特許請求の範囲内に依然として含まれるであろう多数の別の実施形態を実施することができるであろう。

なお、「本明細書で使用するときに、用語‘ ’とは、．．．を意味すると定義される」又は同様の文を使用して本明細書において用語が明示的に定義されていない限り、この用語の意味をその明白な又は通常の意味を超えて明示的又は黙示的に限定する意図はなく、このような用語は、本明細書の任意の節でなされた任意の記述（特許請求の範囲の用語以外）に基づいて範囲を限定するものと解釈されるべきではない。本明細書の最後にある特許請求の範囲に記載されている用語は、単一の意味に一致する態様で本明細書において言及されている程度まで、読者を混乱させないようにするためのみに明確化されており、当該特許請求の範囲の用語は、暗示その他によってその単一の意味に限定されることを意図しない。最後に、特許請求の範囲の要素が、用語「手段」及び構造の記載のない機能を記載することによって定義されていない限り、いかなる特許請求の範囲の要素の範囲も米国特許法第３５条§１１２（ｆ）の条項に基づいて解釈されることを意図しない。

Claims (12)

1. 外科用器具の作業端部に近接する領域内の脈管のサイズを決定するために構成される外科用システムであって、
   前記外科用器具の作業端部に配置される少なくとも１つの発光体と、
   前記少なくとも１つの発光体の反対側の前記外科用器具の作業端部に配置される光センサアレイであって、前記光センサアレイは光センサの少なくとも１列を備え、前記光センサの列内の個々の光センサは脈動成分と非脈動成分とを含む信号を生成するように構成される光センサアレイと、
   前記光センサアレイに連結された制御装置であって、前記制御装置は、前記脈動成分を前記非脈動成分から分離するためのスプリッタと、前記光センサの列内の前記個々の光センサで前記非脈動成分のスケールを決定し、高いスケールから低いスケールへの前記非脈動成分の第１移行と、低いスケールから高いスケールへの前記非脈動成分の第２移行とに対応する個々の光センサの一対の位置を決定し、前記一対の位置に基づいて前記脈管の静止外径を決定するための分析器とを備える制御装置と
   を備える、外科用システム。
2. 前記脈管の静止外径は、個々の光センサの前記一対の位置間の距離に従って計算される、請求項１に記載の外科用システム。
3. 前記脈動成分が交流（ＡＣ）信号成分を含み、前記非脈動成分が直流（ＤＣ）信号成分を含む、請求項１又は２に記載の外科用システム。
4. 前記制御装置は、プロセッサとメモリとを備え、
   前記スプリッタは、前記脈動成分を前記非脈動成分から分離するようにプログラムされた前記プロセッサを備え、
   前記分析器は、前記光センサの列内の前記個々の光センサで前記非脈動成分のスケールを決定し、高いスケールから低いスケールへの前記非脈動成分の第１移行と、低いスケールから高いスケールへの前記非脈動成分の第２移行とに対応する個々の光センサの一対の位置を決定し、前記一対の位置に基づいて前記脈管の静止外径を決定するようにプログラムされた前記プロセッサを備える、
   請求項１～３のいずれか１項に記載の外科用システム。
5. 前記光センサアレイがリニアＣＣＤアレイを備える、請求項１～４のいずれか一項に記載の外科用システム。
6. 作業端部を有する外科用器具を更に備える、請求項１～５のいずれか一項に記載の外科用システム。
7. 前記外科用器具は、第１及び第２の対向するジョー部構成要素を備え、前記少なくとも１つの発光体が前記第１ジョー部構成要素上に配置され、前記光センサアレイが対向する前記第２ジョー部構成要素上に配置される、請求項６に記載の外科用システム。
8. 前記外科用器具が把持器又は熱結紮装置である、請求項７に記載の外科用システム。
9. 外科用器具の作業端部に近接する領域内の脈管の辺縁を決定するために構成される外科用システムであって、
   前記外科用器具の作業端部に配置される少なくとも１つの発光体と、
   前記少なくとも１つの発光体の反対側の前記外科用器具の作業端部に配置される光センサアレイであって、前記光センサアレイは光センサの少なくとも１列を備え、前記光センサの列内の個々の光センサはＡＣ成分とＤＣ成分とを含む信号を生成するように構成される光センサアレイと、
   前記光センサアレイに連結された制御装置であって、前記制御装置は、前記ＡＣ成分を前記ＤＣ成分から分離するために構成されるスプリッタと、以下の比に基づいて脈管の辺縁が存在するかどうかを決定するために構成される分析器とを備える制御装置と
   を備える、外科用システム。
   

   

   （式中、
   ｒは前記比であり、
   ｕは前記比を計算するために使用されるサンプルの数であり、
   ｖ（ｔ）は再帰的分散であって、ＡＣの二乗平均平方根の二乗であり、
   

   

   は、前記少なくとも１列の最遠端にある光センサによって受光される平均光強度であり、時刻ｔで計算される。）
10. 前記分析器は、以下に従って再帰的分散を決定するように構成される、請求項９に記載の外科用システム。
    

    

    （式中、
    Ｉ（ｔ）は、時刻ｔにおける前記少なくとも１列の最遠端にある光センサによって受光される光強度であり、
    

    

    は、時刻ｔ－１で計算される平均光強度である。）
11. 前記外科用システムは外科用器具を備え、前記外科用器具は、第１及び第２の対向するジョー部構成要素を備え、前記少なくとも１つの発光体が前記第１ジョー部構成要素上に配置され、前記光センサアレイが対向する前記第２ジョー部構成要素上に配置され、前記少なくとも１列の最遠端にある光センサは、前記第２ジョー部構成要素の最遠端にある光センサである、請求項９又は１０に記載の外科用システム。
12. 前記制御装置はインジケータに連結され、前記制御装置は、前記インジケータを使用して可視的信号、可聴的信号又は触知的信号を前記外科用器具のユーザに提供するように構成される、請求項９～１１のいずれか１項に記載の外科用システム。

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