ES2914049T3 - Dispositivo de oximetría tisular inalámbrico portátil - Google Patents
Dispositivo de oximetría tisular inalámbrico portátil Download PDFInfo
- Publication number
- ES2914049T3 ES2914049T3 ES13827632T ES13827632T ES2914049T3 ES 2914049 T3 ES2914049 T3 ES 2914049T3 ES 13827632 T ES13827632 T ES 13827632T ES 13827632 T ES13827632 T ES 13827632T ES 2914049 T3 ES2914049 T3 ES 2914049T3
- Authority
- ES
- Spain
- Prior art keywords
- tissue
- light
- sensor
- probe tip
- source
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Active
Links
- 238000002496 oximetry Methods 0.000 title claims description 140
- 239000000523 sample Substances 0.000 claims abstract description 125
- 238000004611 spectroscopical analysis Methods 0.000 claims abstract description 23
- 239000013307 optical fiber Substances 0.000 claims abstract description 14
- 230000005855 radiation Effects 0.000 claims abstract description 7
- QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N atomic oxygen Chemical compound [O] QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 140
- 229910052760 oxygen Inorganic materials 0.000 claims description 140
- 239000001301 oxygen Substances 0.000 claims description 140
- 238000000034 method Methods 0.000 claims description 56
- 230000001419 dependent effect Effects 0.000 claims description 6
- 230000008878 coupling Effects 0.000 claims description 3
- 238000010168 coupling process Methods 0.000 claims description 3
- 238000005859 coupling reaction Methods 0.000 claims description 3
- 210000003811 finger Anatomy 0.000 claims description 3
- 210000003813 thumb Anatomy 0.000 claims description 2
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 418
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 95
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 53
- 102000001554 Hemoglobins Human genes 0.000 description 49
- 108010054147 Hemoglobins Proteins 0.000 description 49
- 230000006870 function Effects 0.000 description 46
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 description 41
- 239000000835 fiber Substances 0.000 description 28
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 22
- XUMBMVFBXHLACL-UHFFFAOYSA-N Melanin Chemical compound O=C1C(=O)C(C2=CNC3=C(C(C(=O)C4=C32)=O)C)=C2C4=CNC2=C1C XUMBMVFBXHLACL-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 20
- 238000005286 illumination Methods 0.000 description 20
- 230000004044 response Effects 0.000 description 20
- 239000000976 ink Substances 0.000 description 17
- 239000003550 marker Substances 0.000 description 15
- INGWEZCOABYORO-UHFFFAOYSA-N 2-(furan-2-yl)-7-methyl-1h-1,8-naphthyridin-4-one Chemical compound N=1C2=NC(C)=CC=C2C(O)=CC=1C1=CC=CO1 INGWEZCOABYORO-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 12
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 description 9
- 210000004027 cell Anatomy 0.000 description 9
- 239000004744 fabric Substances 0.000 description 8
- QSHDDOUJBYECFT-UHFFFAOYSA-N mercury Chemical compound [Hg] QSHDDOUJBYECFT-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 8
- 229910052753 mercury Inorganic materials 0.000 description 8
- 238000012544 monitoring process Methods 0.000 description 8
- 238000001356 surgical procedure Methods 0.000 description 8
- 230000008859 change Effects 0.000 description 7
- 125000006850 spacer group Chemical group 0.000 description 7
- XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N water Substances O XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 7
- 238000004497 NIR spectroscopy Methods 0.000 description 6
- 239000003086 colorant Substances 0.000 description 6
- 230000003595 spectral effect Effects 0.000 description 6
- 239000008280 blood Substances 0.000 description 5
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 description 5
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 5
- 206010012601 diabetes mellitus Diseases 0.000 description 4
- 230000001965 increasing effect Effects 0.000 description 4
- 230000008569 process Effects 0.000 description 4
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 description 4
- 230000035899 viability Effects 0.000 description 4
- 230000005856 abnormality Effects 0.000 description 3
- 230000004913 activation Effects 0.000 description 3
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 description 3
- 230000031700 light absorption Effects 0.000 description 3
- 239000000463 material Substances 0.000 description 3
- 239000004033 plastic Substances 0.000 description 3
- 150000003071 polychlorinated biphenyls Chemical class 0.000 description 3
- 230000036316 preload Effects 0.000 description 3
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 3
- 102000018832 Cytochromes Human genes 0.000 description 2
- 108010052832 Cytochromes Proteins 0.000 description 2
- 241001465754 Metazoa Species 0.000 description 2
- 238000000342 Monte Carlo simulation Methods 0.000 description 2
- 239000012491 analyte Substances 0.000 description 2
- 230000000712 assembly Effects 0.000 description 2
- 238000000429 assembly Methods 0.000 description 2
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 2
- 230000003750 conditioning effect Effects 0.000 description 2
- 238000012937 correction Methods 0.000 description 2
- 230000000875 corresponding effect Effects 0.000 description 2
- ZXJXZNDDNMQXFV-UHFFFAOYSA-M crystal violet Chemical compound [Cl-].C1=CC(N(C)C)=CC=C1[C+](C=1C=CC(=CC=1)N(C)C)C1=CC=C(N(C)C)C=C1 ZXJXZNDDNMQXFV-UHFFFAOYSA-M 0.000 description 2
- 238000013480 data collection Methods 0.000 description 2
- 230000003247 decreasing effect Effects 0.000 description 2
- 238000009792 diffusion process Methods 0.000 description 2
- 238000009826 distribution Methods 0.000 description 2
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 2
- 239000012530 fluid Substances 0.000 description 2
- 229960001235 gentian violet Drugs 0.000 description 2
- 230000001976 improved effect Effects 0.000 description 2
- 230000006872 improvement Effects 0.000 description 2
- 238000003780 insertion Methods 0.000 description 2
- 230000037431 insertion Effects 0.000 description 2
- 150000002632 lipids Chemical class 0.000 description 2
- 229910001416 lithium ion Inorganic materials 0.000 description 2
- 229910052751 metal Inorganic materials 0.000 description 2
- 239000002184 metal Substances 0.000 description 2
- 210000003470 mitochondria Anatomy 0.000 description 2
- -1 nickel metal hydride Chemical class 0.000 description 2
- 230000002980 postoperative effect Effects 0.000 description 2
- 238000011084 recovery Methods 0.000 description 2
- NDVLTYZPCACLMA-UHFFFAOYSA-N silver oxide Chemical compound [O-2].[Ag+].[Ag+] NDVLTYZPCACLMA-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 238000004088 simulation Methods 0.000 description 2
- 241000894007 species Species 0.000 description 2
- 238000003860 storage Methods 0.000 description 2
- 230000000287 tissue oxygenation Effects 0.000 description 2
- IOVARPVVZDOPGQ-UHFFFAOYSA-N 1,2,3,5-tetrachloro-4-(4-chlorophenyl)benzene Chemical compound C1=CC(Cl)=CC=C1C1=C(Cl)C=C(Cl)C(Cl)=C1Cl IOVARPVVZDOPGQ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- CPKVUHPKYQGHMW-UHFFFAOYSA-N 1-ethenylpyrrolidin-2-one;molecular iodine Chemical compound II.C=CN1CCCC1=O CPKVUHPKYQGHMW-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- RBTBFTRPCNLSDE-UHFFFAOYSA-N 3,7-bis(dimethylamino)phenothiazin-5-ium Chemical compound C1=CC(N(C)C)=CC2=[S+]C3=CC(N(C)C)=CC=C3N=C21 RBTBFTRPCNLSDE-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 238000012935 Averaging Methods 0.000 description 1
- ZOXJGFHDIHLPTG-UHFFFAOYSA-N Boron Chemical compound [B] ZOXJGFHDIHLPTG-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 229920000049 Carbon (fiber) Polymers 0.000 description 1
- 102000008186 Collagen Human genes 0.000 description 1
- 108010035532 Collagen Proteins 0.000 description 1
- 229920001651 Cyanoacrylate Polymers 0.000 description 1
- 239000004593 Epoxy Substances 0.000 description 1
- WQZGKKKJIJFFOK-GASJEMHNSA-N Glucose Natural products OC[C@H]1OC(O)[C@H](O)[C@@H](O)[C@@H]1O WQZGKKKJIJFFOK-GASJEMHNSA-N 0.000 description 1
- 241000282412 Homo Species 0.000 description 1
- 230000005483 Hooke's law Effects 0.000 description 1
- 206010021143 Hypoxia Diseases 0.000 description 1
- HBBGRARXTFLTSG-UHFFFAOYSA-N Lithium ion Chemical compound [Li+] HBBGRARXTFLTSG-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 206010028851 Necrosis Diseases 0.000 description 1
- 239000004677 Nylon Substances 0.000 description 1
- 229920000153 Povidone-iodine Polymers 0.000 description 1
- 239000004830 Super Glue Substances 0.000 description 1
- HCHKCACWOHOZIP-UHFFFAOYSA-N Zinc Chemical compound [Zn] HCHKCACWOHOZIP-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- BPKGOZPBGXJDEP-UHFFFAOYSA-N [C].[Zn] Chemical compound [C].[Zn] BPKGOZPBGXJDEP-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 210000001015 abdomen Anatomy 0.000 description 1
- 238000002835 absorbance Methods 0.000 description 1
- 239000006096 absorbing agent Substances 0.000 description 1
- 230000003213 activating effect Effects 0.000 description 1
- 239000000853 adhesive Substances 0.000 description 1
- 230000001070 adhesive effect Effects 0.000 description 1
- 238000000149 argon plasma sintering Methods 0.000 description 1
- 230000000386 athletic effect Effects 0.000 description 1
- 239000003181 biological factor Substances 0.000 description 1
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 1
- 230000036770 blood supply Effects 0.000 description 1
- 238000009529 body temperature measurement Methods 0.000 description 1
- 229910052796 boron Inorganic materials 0.000 description 1
- 210000000481 breast Anatomy 0.000 description 1
- OJIJEKBXJYRIBZ-UHFFFAOYSA-N cadmium nickel Chemical compound [Ni].[Cd] OJIJEKBXJYRIBZ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 239000004917 carbon fiber Substances 0.000 description 1
- 229920001436 collagen Polymers 0.000 description 1
- 230000002596 correlated effect Effects 0.000 description 1
- 238000002316 cosmetic surgery Methods 0.000 description 1
- 230000001186 cumulative effect Effects 0.000 description 1
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 1
- 239000006185 dispersion Substances 0.000 description 1
- 239000003814 drug Substances 0.000 description 1
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 1
- 238000005265 energy consumption Methods 0.000 description 1
- 239000003365 glass fiber Substances 0.000 description 1
- 239000008103 glucose Substances 0.000 description 1
- 230000036541 health Effects 0.000 description 1
- 230000003862 health status Effects 0.000 description 1
- 230000007954 hypoxia Effects 0.000 description 1
- 239000007943 implant Substances 0.000 description 1
- 238000010348 incorporation Methods 0.000 description 1
- 230000001939 inductive effect Effects 0.000 description 1
- 230000003993 interaction Effects 0.000 description 1
- 230000003834 intracellular effect Effects 0.000 description 1
- 238000012804 iterative process Methods 0.000 description 1
- 238000002357 laparoscopic surgery Methods 0.000 description 1
- 239000007788 liquid Substances 0.000 description 1
- 239000004973 liquid crystal related substance Substances 0.000 description 1
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 description 1
- 239000011159 matrix material Substances 0.000 description 1
- 229910052987 metal hydride Inorganic materials 0.000 description 1
- VNWKTOKETHGBQD-UHFFFAOYSA-N methane Chemical compound C VNWKTOKETHGBQD-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 229960000907 methylthioninium chloride Drugs 0.000 description 1
- 239000000203 mixture Substances 0.000 description 1
- 210000003205 muscle Anatomy 0.000 description 1
- 230000017074 necrotic cell death Effects 0.000 description 1
- 229910052759 nickel Inorganic materials 0.000 description 1
- PXHVJJICTQNCMI-UHFFFAOYSA-N nickel Substances [Ni] PXHVJJICTQNCMI-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 229920001778 nylon Polymers 0.000 description 1
- 238000005457 optimization Methods 0.000 description 1
- 210000004197 pelvis Anatomy 0.000 description 1
- 230000035515 penetration Effects 0.000 description 1
- 230000008447 perception Effects 0.000 description 1
- 230000010363 phase shift Effects 0.000 description 1
- 230000001766 physiological effect Effects 0.000 description 1
- 238000004023 plastic welding Methods 0.000 description 1
- 229960001621 povidone-iodine Drugs 0.000 description 1
- 238000007781 pre-processing Methods 0.000 description 1
- 238000003672 processing method Methods 0.000 description 1
- 230000000644 propagated effect Effects 0.000 description 1
- 230000001902 propagating effect Effects 0.000 description 1
- 238000005295 random walk Methods 0.000 description 1
- 238000002278 reconstructive surgery Methods 0.000 description 1
- 239000011347 resin Substances 0.000 description 1
- 229920005989 resin Polymers 0.000 description 1
- 238000005070 sampling Methods 0.000 description 1
- 229910001923 silver oxide Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000007787 solid Substances 0.000 description 1
- 210000004003 subcutaneous fat Anatomy 0.000 description 1
- 230000009897 systematic effect Effects 0.000 description 1
- 238000012549 training Methods 0.000 description 1
- 238000012546 transfer Methods 0.000 description 1
- 229910052725 zinc Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000011701 zinc Substances 0.000 description 1
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration or pH-value ; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid or cerebral tissue
- A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration or pH-value ; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid or cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
- A61B5/14551—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration or pH-value ; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid or cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters for measuring blood gases
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
- A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
- A61B5/6843—Monitoring or controlling sensor contact pressure
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration or pH-value ; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid or cerebral tissue
- A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration or pH-value ; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid or cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
- A61B5/1459—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration or pH-value ; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid or cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters invasive, e.g. introduced into the body by a catheter
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration or pH-value ; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid or cerebral tissue
- A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration or pH-value ; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid or cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
- A61B5/14551—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration or pH-value ; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid or cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters for measuring blood gases
- A61B5/14552—Details of sensors specially adapted therefor
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B2560/00—Constructional details of operational features of apparatus; Accessories for medical measuring apparatus
- A61B2560/04—Constructional details of apparatus
- A61B2560/0431—Portable apparatus, e.g. comprising a handle or case
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
- A61B5/6846—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be brought in contact with an internal body part, i.e. invasive
- A61B5/6847—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be brought in contact with an internal body part, i.e. invasive mounted on an invasive device
- A61B5/6851—Guide wires
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
- A61B5/6846—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be brought in contact with an internal body part, i.e. invasive
- A61B5/6847—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be brought in contact with an internal body part, i.e. invasive mounted on an invasive device
- A61B5/6852—Catheters
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Pathology (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Public Health (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Abstract
Un sistema (100) que comprende: un recinto (105) que comprende: un recinto (105) que comprende: una primera placa de circuito impreso (415), alojada dentro del recinto, la primera placa de circuito impreso (415) que comprende un procesador y una memoria, donde la memoria se acopla al procesador; una pantalla (125), acoplada al procesador, donde la pantalla (125) es visible desde un lado exterior del recinto; una batería (220), alojada dentro del recinto, acoplada al procesador y la pantalla; y una punta de sonda (300), acoplada a un lado exterior del recinto, que comprende al menos una primera abertura de sensor, una segunda abertura de sensor y una tercera abertura de sensor, donde una primera distancia está entre la primera y segunda aberturas de sensor, y una segunda distancia está entre la primera y tercera aberturas de sensor, y la primera distancia es diferente de la segunda distancia; código ejecutable, almacenado en la memoria, donde el código ejecutable es ejecutable por el procesador, el código ejecutable comprende un primer código para recibir primeros datos asociados con la primera y segunda aberturas de sensor de la primera distancia, un segundo código para recibir segundos datos asociados con la primera y segunda aberturas de sensor de la segunda distancia, y un tercer código para realizar espectroscopía espacialmente resuelta usando los primeros y segundos datos; una segunda placa de circuito impreso (410), acoplada al procesador, colocada en un primer extremo de la punta de sonda (300), una pluralidad de fotodetectores (170) montados en la segunda placa de circuito impreso (410) en el primer extremo de la punta de sonda (300), la primera abertura de sensor se forma en la segunda placa de circuito impreso (410), la segunda abertura de sensor se forma en la segunda placa de circuito impreso (410); un primer diodo fuente (150a) acoplado al procesador; un segundo diodo fuente (150b) acoplado al procesador; una primera fibra óptica (435a), acoplada entre la primera abertura de sensor y el primer diodo fuente (150a); y una segunda fibra óptica (435b), acoplada entre la segunda abertura del sensor y el segundo diodo fuente (150b), donde la primera fibra óptica (435a) transmite radiación emitida por el primer diodo fuente (150a) a la primera abertura de sensor para irradiar el tejido que se va a medir, y la segunda fibra óptica (435b) transmite radiación emitida por el segundo diodo fuente (150b) a la segunda abertura de sensor para irradiar el tejido que se va a medir.
Description
DESCRIPCIÓN
Dispositivo de oximetría tisular inalámbrico portátil
Esta solicitud de patente reivindica el beneficio de la solicitud de patente provisional de Estados Unidos 61/682,146, presentada el 10 de agosto de 2012, y es una continuación en parte de las solicitudes de patente de Estados Unidos 13/887,130, 13/887,152, 13/887,220, 13/887,213 y 13/887,178, presentada el 3 de mayo de 2013, que reivindican el beneficio de las solicitudes de patente de Estados Unidos 61/642,389, 61/642,393, 61/642,395, Y 61/642,399, presentadas el 3 de mayo de 2012.
Antecedentes de la Invención
La presente invención se refiere en general a sistemas ópticos que monitorean los niveles de oxígeno en el tejido. Más específicamente, la presente invención se refiere a sondas ópticas, tal como oxímetros portátiles compactos, que incluyen fuentes y detectores en los cabezales de sensores de las sondas ópticas.
Los oxímetros son dispositivos médicos usados para medir la saturación de oxígeno del tejido en humanos y seres vivos para diferentes propósitos. Por ejemplo, los oxímetros se usan para propósitos médicos y de diagnóstico en hospitales y otras instalaciones médicas (por ejemplo, quirófanos para cirugía, sala de recuperación para monitoreo de pacientes o ambulancia u otro monitoreo móvil para, por ejemplo, hipoxia); propósitos deportivos y atléticos en una arena deportiva (por ejemplo, monitoreo de atletas profesionales); monitoreo personal o atómico de individuos (por ejemplo, monitoreo de salud general o entrenamiento de personas para un maratón); y propósitos veterinarios (por ejemplo, monitoreo de animales).
En particular, es importante valorar la saturación de oxígeno de un paciente, tanto a nivel regional como local, puesto que es un indicador del estado de salud del paciente. Por lo tanto, los oxímetros se usan frecuentemente en entornos clínicos, tal como durante la cirugía y recuperación, donde se puede sospechar que el estado de oxigenación de tejido del paciente es inestable. Por ejemplo, durante la cirugía, los oxímetros deben ser capaces de entregar rápidamente mediciones precisas de saturación de oxígeno bajo una variedad de condiciones no ideales. En tanto que los oxímetros existentes han sido suficientes para el monitoreo tisular postoperatorio donde la precisión absoluta no es crítica y los datos de tendencia solos son suficientes, se requiere, sin embargo, precisión durante la cirugía en la cual se puede usar la verificación puntual para determinar si el tejido puede seguir siendo viable o se necesita remover.
Los oxímetros de pulso y oxímetros tisulares son dos tipos de oxímetros que operan con principios diferentes. Un oxímetro de pulso requiere un pulso para funcionar. Un oxímetro de pulso habitualmente mide la absorbancia de la luz debido a la sangre arterial pulsante. Por el contrario, un oxímetro tisular no requiere un pulso para funcionar y se puede usar para realizar mediciones de saturación de oxígeno de un colgajo de tejido que se ha desconectado de un suministro de sangre.
El tejido humano, como ejemplo, incluye una variedad de moléculas absorbentes de luz. Estos cromóforos incluyen hemoglobinas oxigenadas y desoxigenadas, melanina, agua, lípido y citocromo. Las hemoglobinas oxigenadas y desoxigenadas son los cromóforos más dominantes en el tejido para gran parte del intervalo espectral visible e infrarrojo cercano. La absorción de luz difiere significativamente para las hemoglobinas oxigenadas y desoxigenadas en ciertas longitudes de onda de luz. Los oxímetros tisulares pueden medir los niveles de oxígeno en el tejido humano al explotar estas diferencias de absorción de luz.
US 5551 422 A divulga la medición espacialmente resuelta de luz dispersa múltiple para medir las concentraciones de glucosa, Hb o HbO2. Entre las diferentes realizaciones, se describe un cabezal de medición, este cabezal comprende fibras ópticas para iluminar la piel y fotodiodos para detectar señales espacialmente resueltas.
A pesar del éxito de los oxímetros existentes, existe un deseo continuo de mejorar los oxímetros, por ejemplo, al mejorar la precisión de medición; reducir el tiempo de medición; reducir el costo; reducir el tamaño, peso del factor de forma; reducir el consumo de energía; y por otras razones, y cualquier combinación de estos.
Por lo tanto, existe la necesidad de un dispositivo de oximetría tisular mejorado y métodos para realizar mediciones usando estos dispositivos.
Breve sumario de la invención
La invención se define por las reivindicaciones independientes. Las realizaciones preferidas se definen por las reivindicaciones dependientes. Las realizaciones se refieren a un dispositivo de oximetría tisular portátil compacto que incluye fuentes de luz y detectores de luz. Las implementaciones de dispositivo son completamente autónomas, sin ninguna necesidad de conectarse, mediante alambres o de manera inalámbrica, a una unidad de sistema separada para realizar mediciones de saturación de oxígeno. Las fuentes y detectores se disponen en una disposición circular que tiene diferentes distancias de par de fuente-detector que permiten calibración robusta, autocorrección y espectroscopía espacialmente resuelta en una sonda compacta. También son posibles otras disposiciones de fuente-detector.
En una implementación, el dispositivo es un oxímetro tisular, que puede medir la saturación de oxígeno sin requerir un pulso o frecuencia cardíaca. Un oxímetro tisular de la invención es aplicable a muchas áreas de la medicina y cirugía, incluida la cirugía plástica. El oxímetro tisular puede realizar mediciones de saturación de oxígeno de tejido donde no hay pulso; este tejido, por ejemplo, se puede haber separado del cuerpo (por ejemplo, un colgajo) y se trasplantará a otro lugar en el cuerpo.
Breve descripción de los dibujos
La figura 1 es un diagrama de bloques simplificado de un dispositivo de oximetría tisular de acuerdo con una realización, y muestra varios módulos de procesamiento que se pueden incluir en el dispositivo de oximetría tisular.
La figura 2 es un diagrama de bloques simplificado de un subsistema de sensor del dispositivo de oximetría tisular de acuerdo con una realización.
La figura 3 es un diagrama de bloques simplificado del módulo de adquisición del dispositivo de oximetría tisular de acuerdo con una realización.
La figura 4 es un diagrama de bloques simplificado del módulo de medición del dispositivo de oximetría tisular de acuerdo con una realización.
La figura 5 es un diagrama de bloques simplificado de la fuente de alimentación del dispositivo de oximetría tisular de acuerdo con una realización.
La figura 6 es un diagrama de bloques simplificado del subsistema de sensor, el módulo de adquisición, el módulo de medición y la fuente de alimentación y muestra los flujos de información y energía a través y entre estos elementos. Las figuras 7A y 7B son dos vistas en perspectiva generales del dispositivo de oximetría tisular de acuerdo con una realización.
La figura 7C es una vista lateral del dispositivo de oximetría tisular.
La figura 7D es una vista del dispositivo de oximetría tisular donde el alojamiento se muestra como sustancialmente transparente y donde se muestran diferentes elementos colocados en el alojamiento.
Las figuras 7E, 7F y 7G son vistas agrandadas adicionalmente de la porción de punta del alojamiento y el cabezal de sensor.
La figura 7H es una vista alternativa del cabezal de sensor.
La figura 7I es una vista de extremo de la porción de punta del alojamiento.
La figura 7J es una vista superior simplificada de un extremo en forma de disco del alojamiento.
La figura 7K es una imagen simplificada de la jaula.
Las figuras 8A y 8B son imágenes del dispositivo de oximetría tisular que se sostiene por una mano de un usuario para uso.
La figura 9A es una vista de extremo simplificada de la parte inferior de la punta de sonda de acuerdo con una realización. La figura 9B es una vista de extremo simplificada de la parte inferior de la punta de sonda de acuerdo con una realización alternativa.
Las figuras 10A y 10B son una vista en perspectiva simplificada y una vista con separación de partes, respectivamente, del montaje de fuente-sensor que compone al menos una porción del subsistema de sensor. Estas figuras ilustran un montaje que no implica fibras ópticas. Por lo tanto, estas figuras definen un ejemplo que no está dentro del alcance de las reivindicaciones.
La figura 10C es un frente simplificado de la placa de circuito impreso de fuente.
La figura 10D es una vista frontal simplificada de la placa de circuito impreso de detector.
La figura 11A es una vista en sección transversal del montaje de fuente-sensor y muestra la luz emitida desde uno de los elementos de iluminación y que pasa a través de una de las lentes y uno de los cables de fibra óptica.
La figura 11B es una vista en sección transversal del montaje de fuente-sensor de acuerdo con una realización alternativa donde la placa separadora y los cables de fibra óptica se alargan.
La figura 12 es un diagrama de flujo de alto nivel de un método para calibrar cada par de fuente-detector.
La figura 13 es un diagrama de flujo de alto nivel de un método para calibrar los detectores de luz.
La figura 14 es un diagrama de flujo de alto nivel de un método para detectar anomalías durante el uso del dispositivo de oximetría tisular.
La figura 15 es un diagrama de flujo de alto nivel de un método para calibrar la cantidad de luz emitida por las fuentes de luz.
La figura 16 es un esquema simplificado de luz generada por los elementos de iluminación (por ejemplo, ocho LED) en una de las fuentes de luz.
La figura 17 es una gráfica de ejemplo de una curva de reflectancia, que puede ser para una configuración específica de las fuentes de luz y los detectores de luz.
La figura 18A es un diagrama de flujo de alto nivel de un método para determinar las propiedades ópticas del tejido. La figura 18B es un diagrama de flujo de alto nivel de un método para encontrar la curva de reflectancia simulada particular que mejor se ajusta a los puntos de datos de reflectancia en la cuadrícula pequeña de acuerdo con una implementación. La figura 19 es un diagrama de flujo de alto nivel de otro método para determinar las propiedades ópticas del tejido por el dispositivo de oximetría tisular.
La figura 20 es un diagrama de flujo de alto nivel de un método para ponderar datos de reflectancia generados por detectores de luz seleccionados.
La figura 21 muestra vista posterior y frontal de una resistencia de percepción de fuerza.
Las figuras 22A y 22B son imágenes simplificadas de la pantalla.
La figura 23 es un diagrama de flujo de alto nivel de un método para medir la presión de la punta de sonda contra el tejido que se sondea.
La figura 24 muestra una realización de la punta de sonda donde la punta de sonda 300 incluye al menos una porción de dispensador de un marcador de tejido.
La figura 25 es un diagrama de flujo de alto nivel de un método para marcar tejido para indicar intervalos de saturación de oxígeno del tejido.
Descripción detallada de la invención
La espectroscopia se ha usado para mediciones no invasivas de diferentes propiedades fisiológicas en sujetos animales y humanos. La espectroscopía visible (por ejemplo, luz roja) y de infrarrojo cercano se utiliza frecuentemente debido a que los tejidos fisiológicos tienen una dispersión relativamente baja en estos intervalos espectrales. Los tejidos humanos, por ejemplo, incluyen numerosos cromóforos absorbentes de luz, tal como hemoglobina oxigenada, hemoglobina desoxigenada, melanina, agua, lípido y citocromo. Las hemoglobinas son los cromóforos dominantes en el tejido para gran parte del intervalo espectral visible e infrarrojo cercano y mediante la absorción de luz, contribuyen al color de los tejidos humanos. En el intervalo visible e infrarrojo cercano, las hemoglobinas oxigenadas y desoxigenadas tienen características de absorción significativamente diferentes. Por consiguiente, se ha aplicado espectroscopía visible y de infrarrojo cercano para explotar estas diferentes características de absorción para medir los niveles de oxígeno en medios fisiológicos, tal como saturación de oxígeno de hemoglobina tisular (algunas veces referida como saturación de oxígeno) y concentraciones de hemoglobina total.
Se han desarrollado diferentes técnicas para la espectroscopía visible y de infrarrojo cercano, tal como espectroscopia resuelta en el tiempo (TRS), técnicas de dominio de frecuencia tal como espectroscopía de modulación de fase (PMS) y espectroscopía de onda continua (CWS). En un modelo homogéneo y semi-infinito de medios fisiológicos, se han usado tanto TRS como PMS para obtener el coeficiente de absorción y el coeficiente de dispersión reducido del medio fisiológico por el uso de los modelos Monte Carlo y de aproximación de difusión de fotones. A partir de los coeficientes de absorción en múltiples longitudes de onda, se pueden determinar las concentraciones de hemoglobinas oxigenadas y desoxigenadas y a partir de estas concentraciones, se puede calcular la saturación de oxígeno tisular.
CWS en general no posee suficiente información para separar los efectos de la dispersión y absorción. Por consiguiente, las concentraciones de hemoglobinas oxigenadas y desoxigenadas no se pueden aislar habitualmente entre sí. CWS se ha usado habitualmente para resolver una ecuación de Beer-Lambert modificada que requiere suposiciones sobre la dispersión de tejidos y dos o más longitudes de onda se usan de manera ratiométrica para cancelar la longitud de ruta óptica, que de otro modo se requeriría para resolver la ecuación. CWS, en su forma comúnmente usada, proporciona saturación de oxígeno relativa solamente y no puede proporcionar saturación de oxígeno absoluta o concentraciones de hemoglobinas oxigenadas y desoxigenadas.
A pesar de la capacidad de TRS y PMS para proporcionar concentraciones de hemoglobina y saturación de oxígeno absoluta, un inconveniente importante del equipo de TRS y PMS es que el equipo es voluminoso y relativamente costoso. Otro inconveniente importante es que ambas de estas técnicas tienen dificultades para medir a través de volúmenes relativamente pequeños de tejido (es decir, medición “local”, dentro de unos pocos milímetros). Estas técnicas se usan habitualmente para mediciones “regionales” (mínimo de 1 centímetro) debido a los pequeños cambios de tiempo o cambios de fase asociados con tiempos de tránsito cortos a través de pequeños volúmenes de tejido. Por el contrario, el equipo de CWS se puede fabricar a un costo relativamente menor, pero habitualmente se limita en su utilidad como se describió anteriormente a menos que se realicen mejoras al incluir ya sea información espectral de banda ancha o al incluir información espacial. En tanto que las sondas actuales basadas en CWS han demostrado ser suficientes para el monitoreo tisular postoperatorio donde la velocidad de medición es menos crítica y relativa en lugar de donde las mediciones de saturación absoluta son motivo de preocupación. Sin embargo, se ha mostrado que las sondas actualmente disponibles dan mediciones de saturación inexactas cuando se usan intraoperatoriamente debido a suposiciones comunes de CWS. Las realizaciones de la invención presentemente descrita proporcionan mejoras en la oximetría tisular con respecto a dispositivos conocidos.
La espectroscopía espacialmente resuelta (SRS) es un tipo de espectroscopía visible y de infrarrojo cercano que permite que se determine la absorción de tejido independientemente de la dispersión de tejido, permitiendo de este modo mediciones absolutas de concentraciones de cromóforo, tal como hemoglobinas oxigenadas y desoxigenadas. Más específicamente, un instrumento de SRS puede emitir luz en el tejido a través de una fuente de luz y recolectar la luz difusamente reflejada en dos o más detectores colocados a diferentes distancias de la fuente de luz.
De manera alternativa, un instrumento de SRS puede emitir luz de dos o más fuentes de luz colocadas a diferentes distancias de uno o más detectores. La dispersión de luz de regreso a los detectores se provoca por cambios relativos en el índice de refracción del tejido e incluye la dispersión de Mie de estructuras más grandes tal como mitocondrias (la mayoría de la dispersión de tejido es un resultado de mitocondrias) y la dispersión de Rayleigh de estructuras más pequeñas tal como vesículas intracelulares. La absorción de la luz se provoca por la interacción con los cromóforos del tejido.
A partir de la reflectancia (es decir, la intensidad de luz recuperada), que se recupera como una función de distancia (por ejemplo, múltiples distancias discretas de detectores de luz) de la fuente de luz, un instrumento de SRS puede cuantificar el coeficiente de absorción y el coeficiente de dispersión del tejido a una longitud de onda individual.
Se pueden usar múltiples longitudes de onda de luz con SRS para determinar las concentraciones de hemoglobina oxigenada y desoxigenada y por lo tanto, la saturación de oxígeno dentro del volumen del tejido sondeado. Además, las longitudes de onda de la fuente de luz o fuentes de luz y las posiciones relativas de la o las fuentes de luz con respecto a los detectores, permiten que se realicen mediciones de oximetría tisular para una profundidad de tejido predeterminada.
Un campo en el cual es útil la espectroscopía visible y de infrarrojo cercano, tal como SRS, es en cirugía de colgajo de tejido en la cual se mueve un colgajo de tejido de una ubicación en un paciente a otra ubicación para cirugía reconstructiva. Las técnicas de espectroscopía visible y de infrarrojo cercano se pueden usar para medir la saturación de oxígeno en un colgajo de tejido de tal forma que la viabilidad del colgajo de tejido se pueda determinar en la cirugía y después de la cirugía. Las sondas de oximetría de colgajo de tejido intraoperatorio que emplean SRS visible y de infrarrojo cercano deben ser capaces de entregar rápidamente mediciones precisas de saturación de oxígeno bajo una variedad de condiciones no ideales. Las solicitudes de patente de Estados Unidos 13/887,130, 13/887,220, 13/887,213, 13/887,178 y 13/887,152, presentadas el 3 de mayo de 2013, describen dispositivos de oximetría tisular que pueden usar espectroscopía espacialmente resuelta.
Dispositivo de oximetría tisular
Las realizaciones de la presente invención se refieren a dispositivos de oximetría tisular que usan SRS para proporcionar concentraciones de hemoglobina oxigenada y hemoglobina desoxigenada a partir de las cuales los dispositivos de oximetría tisular pueden determinar la saturación de oxígeno estimada. Las realizaciones de los dispositivos de oximetría tisular son relativamente compactas que proporcionan facilidad de uso portátil por un usuario individual.
La figura 1 es un diagrama de bloques simplificado de un dispositivo de oximetría tisular 100 de acuerdo con una realización, y muestra varios módulos de procesamiento que se pueden incluir en el dispositivo de oximetría tisular. El dispositivo de oximetría tisular 100 es un dispositivo portátil configurado para uso portátil por un usuario individual y usa SRS para determinar la saturación de oxígeno absoluta del tejido.
En una implementación, el dispositivo de oximetría tisular muestra una saturación de oxígeno absoluta que es un valor porcentual de 0 a 100 (o de 0 a 99 para una pantalla de 2 dígitos). En otras implementaciones, el dispositivo de oximetría tisular muestra un valor u otra representación de indicación de una saturación de oxígeno absoluta. Este valor representativo puede ser otro intervalo (por ejemplo, 0 a 20 o 0 a 50), luces indicadoras (por ejemplo, luces LED), gráfica de barras o medidor u otro indicador que sea representativo de la saturación de oxígeno absoluta. La escala de esta visualización alternativa de la saturación de oxígeno absoluta puede ser lineal, geométrica, logarítmica u otra escala.
Además, en otras implementaciones, el dispositivo de oximetría tisular muestra una saturación de oxígeno estimada de tejido. Este valor estimado puede ser la saturación de oxígeno absoluta analizada anteriormente u otra estimación de la saturación de oxígeno. Esta saturación de oxígeno estimada puede ser un valor intermedio, que se determina usando la circuitería y técnicas descritas en esta solicitud, y la saturación de oxígeno absoluta se calcula o genera a partir de este valor de saturación de oxígeno estimado. Entonces, el dispositivo calcula el valor de saturación de oxígeno estimado (no mostrado) y la saturación de oxígeno absoluta (mostrada). Y de manera alternativa, se puede determinar un valor de saturación de oxígeno estimado a partir de la saturación de oxígeno absoluta.
De acuerdo con la realización mostrada en la figura 1, el dispositivo de oximetría tisular 100 incluye un alojamiento de dispositivo portátil 105 (línea circundante en negrita en la figura 1), un subsistema de sensor 110 y módulo de adquisición 115, un módulo de medición 120 (algunas veces también referido como un módulo de cómputo), una pantalla 125 (por ejemplo, una pantalla visualización de cristal líquido opcionalmente retroiluminada), uno o más controles de entrada 130 y una fuente de alimentación 135. El alojamiento de dispositivo portátil 105 (“alojamiento”) se configura para alojar uno o más de los elementos listados anteriormente. Más adelante se describen realizaciones de ejemplo específicas del alojamiento 105.
El subsistema de sensor 110 y módulo de adquisición 115 se pueden acoplar de manera comunicativa mediante un sistema de bus, y el módulo de adquisición 115 y módulo de medición 120 también se pueden acoplar de manera comunicativa mediante un sistema de bus. La fuente de alimentación 135 se puede configurar para proporcionar energía de CC, energía modulada o ambas al subsistema de sensor 110, módulo de adquisición 115 y módulo de medición 120.
El subsistema de sensor 110 incluye diferentes elementos ópticos para generar y emitir luz o radiación (visible, infrarroja o ambas) en el tejido 140, y recolectar luz dispersada o reflejada de regreso del tejido en el subsistema de sensor. El subsistema de sensor 110 puede generar datos de reflectancia de la luz dispersada detectada por el subsistema de sensor y transmitir los datos de reflectancia al módulo de adquisición 115 para preprocesamiento. El módulo de medición 120 se puede configurar para recibir los datos de reflectancia preprocesados del módulo de adquisición 115 para determinar la saturación de oxígeno para el tejido. El módulo de medición 120 se puede acoplar de manera comunicativa a uno o más de los controladores de entrada 130 y a la pantalla 125. Con base en la entrada de usuario recibida de uno de los
controladores de entrada 130, el módulo de oximetría tisular 100 puede determinar la saturación de oxígeno para el tejido y mostrar un resultado para la saturación de oxígeno en la pantalla 125.
El subsistema de sensor 110 se describe además actualmente. La figura 2 es un diagrama de bloques simplificado del subsistema de sensor 110 de acuerdo con una realización. El subsistema de sensor 110 puede incluir una o más de las fuentes de luz 150 (por ejemplo, dos fuentes de luz) donde cada fuente de luz incluye uno o más de los elementos de iluminación 152a-152n (referidos colectivamente como elementos de iluminación 152), tal como uno o más diodos emisores de luz (LED), uno o más diodos láser o similares. El subsistema de sensor 110 puede incluir adicionalmente un primer conjunto de dispositivos ópticos 155 (por ejemplo, dispositivos ópticos clásicos, tal como lentes, cables de fibra óptica o similares) que recolecta luz emitida de cada fuente de luz 150 y dirige la luz emitida al tejido 140.
El sistema sensor 110 también puede incluir uno o más sensores de temperatura 160, tal como uno o más termistores, configurados para detectar la temperatura de las fuentes de luz 150. En una realización, los sensores de temperatura 160 se asocian respectivamente con las fuentes de luz 150 y se configuran para medir la temperatura de las fuentes de luz.
Los sensores de temperatura 160 pueden transmitir información de temperatura para las fuentes de luz 150 a uno o más del subsistema de sensor 110, módulo de adquisición 115, módulo de medición 120, que puede usar la información de temperatura para regular una señal de control (por ejemplo, una señal de control variable de tiempo) suministrada a las fuentes de luz donde la señal de control controla la luminosidad de las fuentes de luz. Por ejemplo, conforme los LED de una de las fuentes de luz se calientan y se enfrían, la eficiencia de los LED cambia y por lo tanto, puede cambiar la luminosidad de los LED.
El subsistema de sensor 110, módulo de adquisición 115 o módulo de medición 120, o una combinación de estos elementos, pueden cambiar la señal de control suministrada a los LED de tal forma que los LED proporcionen una luminosidad sustancialmente constante. Por ejemplo, si se suministra una señal de control, tal como una señal de control en forma de onda sinusoidal, a los LED, subsistema de sensor 110, módulo de adquisición 115 o módulo de medición 120, o una combinación de estos elementos, puede alterar una señal de servicio de la señal de control de tal forma que los LED proporcionan una luminosidad sustancialmente constante conforme los LED se calientan o enfrían.
En una realización alternativa, un fotodetector se puede colocar en el subsistema de sensor 110, tal como en una punta de sonda (descrita más adelante), para detectar incrementos, disminuciones y ningún cambio en la luminosidad de las fuentes de luz. Uno o más del subsistema de sensor 110, módulo de adquisición 115 y módulo de medición 120 se pueden conectar de manera comunicativa al fotodetector para recibir información de fotodetector, donde la información de fotodetector incluye información para el incremento, disminución o falta de cambio (por ejemplo, sin cambio). Uno o más del subsistema de sensor 110, módulo de adquisición 115 y módulo de medición 120 pueden usar la información de fotodetector recibida para controlar las fuentes de luz de tal forma que las fuentes de luz generan luminosidad sustancialmente constante o uniforme.
En una implementación específica, la luminosidad emitida por los elementos de iluminación 152 se puede cambiar por el subsistema de sensor 110, módulo de adquisición 115, módulo de medición 120 o una combinación de estos si la temperatura de los elementos de iluminación 152 cambia en una cantidad umbral entre dos mediciones sucesivas de la temperatura realizadas por los sensores de temperatura 160. Específicamente, si el cambio de temperatura está en el umbral o dentro del umbral, la luminosidad de los elementos de iluminación no se puede cambiar (por ejemplo, la señal de servicio de la señal de control variable de tiempo se mantiene constante). De manera alternativa, si el cambio de temperatura es mayor que el umbral, entonces se puede cambiar la luminosidad de los elementos de iluminación (por ejemplo, el ciclo de trabajo de la señal de control variable de tiempo se puede elevar o reducir o alterar de otro modo, en consecuencia) para mantener una luminosidad sustancialmente constante.
El subsistema de sensor 110 puede incluir además un segundo conjunto de dispositivo óptico 165 que recolecta la luz reflejada del tejido 140 y dirige esta luz a uno o más detectores de luz 170a-170n (referidos colectivamente como detectores de luz 170), tal como uno o más de diodos PIN, uno o más fotorresistores o similares. Cada detector de luz 170 puede generar datos de reflexión con base en la luz detectada, que se pueden usar por módulo de adquisición 115, módulo de medición 115 o ambos para generar una medición de saturación de oxígeno para tejido 140. Más adelante se describen detalles adicionales de la distribución espacial de las fuentes de iluminación 150 y detectores de luz 170 donde la distribución espacial permite que SRS se realice por el dispositivo de oximetría tisular 100.
El subsistema de sensor 110 también puede incluir un sensor de presión 175 que se configura para detectar una presión de un cabezal de sensor del subsistema de sensor contra el tejido 140. El sensor de presión 175 puede incluir uno o más de una resistencia de percepción de fuerza, una celda de carga o similares. El sensor de presión 175 se menciona brevemente aquí y se describe adicionalmente más adelante. Se señala que realizaciones seleccionadas del dispositivo de oximetría tisular 100 incluyen el sensor de presión 175, en tanto que otras realizaciones del dispositivo de oximetría tisular pueden no incluir el sensor de presión.
El módulo de adquisición 115 se describe además actualmente. La figura 3 es un diagrama de bloques simplificado del módulo de adquisición de acuerdo con una realización. El módulo de adquisición 115 puede incluir un circuito de accionamiento 180, un colector de datos de reflectancia 185, un colector de datos de presión 190 y un procesador de
adquisición de señales 195. Diferentes realizaciones del subsistema de adquisición 115 pueden incluir algunos o todos estos elementos en cualquier combinación. Mediante el procesador de adquisición de señales 195, el circuito de accionamiento 180 o ambos, el módulo de adquisición 115 puede proporcionar la señal de control variable a las fuentes de luz 150 para controlar la luz emitida desde la misma. Por ejemplo, el procesador de adquisición de señales 195 puede suministrar una forma de onda, tal como una forma de onda digital al circuito de accionamiento 180. La forma de onda digital puede ser una forma digital de la señal de control variable de tiempo (por ejemplo, señal de control en forma de onda sinusoidal) descrita anteriormente.
Un convertidor digital a analógico (DAC) 180a del circuito de accionamiento 180 recibe la forma de onda digital y convierte la forma de onda digital en una forma analógica de la señal de control (es decir, señal de control de onda sinusoidal analógica) y suministra o produce la forma analógica de la señal de control a un controlador de corriente 180b. El procesador de adquisición de señales 195 también suministra o produce un patrón de corriente predefinido y un nivel de accionamiento digital al circuito de accionamiento 180. El controlador de corriente 180b recibe el patrón de corriente sustancialmente de manera directa del proceso de adquisición de señales 195 y recibe una forma analógica del nivel de accionamiento de un segundo DAC 180c del circuito de accionamiento 180. El controlador de corriente 180 puede usar la forma analógica de la señal de control, el patrón y el nivel de accionamiento para suministrar la señal de control a la fuente de luz 150 donde el accionamiento de corriente puede usar el patrón y el nivel de accionamiento para acondicionar la señal de control antes de la transferencia al subsistema de sensor 105.
El procesador de adquisición de señales 195, módulo de medición 120 o ambos se pueden configurar para recibir información de temperatura del sensor de temperatura 160 y ajustar una o más de la señal de control, el patrón y el nivel de accionamiento para incrementar o disminuir el ciclo de trabajo de la señal de control, con base en la temperatura como se describió anteriormente. Más específicamente, el procesador de adquisición de señales 195 se puede configurar para recibir la información de temperatura de un termistor o similar (incluido en el sensor de temperatura 160) para controlar los ajustes descritos anteriormente. El subsistema de sensor 110 puede incluir un módulo de acondicionamiento de información de temperatura (no mostrado) que se puede configurar para recibir la información de temperatura (por ejemplo, una señal analógica) y acondicionar la información de temperatura para uso por el procesador de adquisición de señales 195, módulo de medición 120 o ambos. El módulo de acondicionamiento de información de temperatura puede filtrar la señal analógica para la información de temperatura, convertir la información de temperatura a digital o realizar otras operaciones en la misma para hacer que la información de temperatura sea utilizable por uno o ambos del procesador de adquisición de señales 195 y el módulo de medición 120.
Regresando ahora al colector de datos de reflectancia 185, el colector de datos de reflectancia se puede configurar para recibir datos de reflectancia sin procesar generados por detectores de luz 170 y procesar los datos de reflectancia sin procesar. Más específicamente, el colector de datos de reflectancia 185 se puede configurar para recibir, acumular, filtrar, digitalizar y promedir datos de reflectancia sin procesar, que posteriormente se pueden convertir en correspondientes cantidades físicas, tal como intensidad de luz. El colector de datos de reflectancia 185 puede incluir un acondicionador de señal 185a que recibe los datos de reflectancia sin procesar y puede filtrar los datos de reflectancia sin procesar como sea necesario. Un convertidor analógico a digital (a Dc ) 185b, con un circuito de retención y muestra, puede convertir los datos de reflectancia sin procesar a una señal digital, que se pueden promediar y correlacionar con la luz emitida desde las fuentes por el procesador de adquisición de señales 195 para procesamiento adicional por el módulo de medición 120.
La correlación puede incluir correlacionar la información de calibración para cada detector de luz 170 con cada elemento de iluminación 152. Es decir, la información de calibración usada por el dispositivo de oximetría tisular 100 puede incluir información de calibración para cada detector de luz calibrado para cada fuente de luz. La luminosidad de cada fuente de luz, la ganancia de cada detector de luz o ambos se pueden ajustar con base en la información de calibración. De manera alternativa, los datos de reflectancia generados por cada detector de luz se pueden ajustar con base en la información de calibración por el módulo de adquisición 115 (por ejemplo, procesador de adquisición de señales 195), módulo de medición 120 o ambos. La generación de la información de calibración se describe adicionalmente más adelante.
El procesador de adquisición de señales 195 también se puede configurar para controlar la ganancia de los detectores de luz 170 (por ejemplo, diodos PIN) mediante la emisión de una señal de control de ganancia al módulo de adquisición 115, que puede convertir la señal de control de ganancia de una señal digital a una señal analógica mediante un DAC 85C, que a su vez proporciona la señal de control de ganancia al acondicionador de señales 185a para transmisión adicional a uno o más detectores de luz 170. El procesador de adquisición de señales 195 puede incluir uno o más circuitos de control lógico, tal como un arreglo de compuerta programable en campo (FPGA), un dispositivo lógico programable (PLD), arreglo de compuertas, circuito integrado de aplicación específica (ASIC), un procesador o similares para realizar los procesos descritos anteriormente.
El módulo de medición 120 se describe además actualmente. La figura 4 es un diagrama de bloques simplificado del módulo de medición 120 de acuerdo con una realización. El módulo de medición 120 puede incluir un procesador de control 200, tal como un microcontrolador, un microprocesador, lógica de control o similares, o cualquier combinación de estos elementos de circuito. El módulo de medición 120 también puede incluir un dispositivo de memoria 205. El dispositivo de memoria 205 puede incluir uno o más de una variedad de tipos de memoria, tal como un disco (por ejemplo, una unidad de micro disco), Flash o similares, donde el dispositivo de memoria se puede configurar para almacenar instrucciones de código de computadora, datos (por ejemplo, información de calibración) o ambos. Las instrucciones de código de
computadora almacenadas, datos o ambos se pueden usar por el procesador de control 200, procesador de adquisición de señales 195 o ambos para realizar uno o más de los métodos y cálculos descritos en la presente, tal como los diferentes métodos para determinar la saturación de oxígeno para el tejido 140 a partir de luz recolectada. La determinación de la saturación de oxígeno se describe en más detalle más adelante en la sección de la solicitud titulada simulación Monte Carlo.
Después de que se calcula un valor de saturación de oxígeno para la saturación de oxígeno, por ejemplo, como un valor indexado de un porcentaje de la saturación de oxígeno posible total del tejido 140 o como valor normalizado, el valor de saturación de oxígeno se puede mostrar en la pantalla 125. La determinación y visualización del valor de saturación de oxígeno puede ser un proceso repetitivo. Por ejemplo, la saturación de oxígeno del tejido 140 se puede determinar varias veces por segundo, tal como tres veces por segundo. Dos o más mediciones, tal como tres mediciones, del valor de saturación de oxígeno se pueden promediar por el procesador de control 200 para visualización en la pantalla 125. Por ejemplo, se pueden realizar tres mediciones de la saturación de oxígeno en un segundo y se pueden promediar.
Este valor de saturación de oxígeno promedio entonces se puede mostrar en la pantalla 125 y el valor de saturación de oxígeno mostrado se puede actualizar en la pantalla una vez por segundo (por ejemplo, a un hercio). En general, el promedio de las mediciones de saturación de oxígeno durante períodos relativamente largos no se realiza de tal forma que las mediciones de saturación de oxígeno no se promedien para diferentes ubicaciones en el tejido 140. Por ejemplo, si un usuario mueve el dispositivo de oximetría tisular 100 de una ubicación en el tejido a otra ubicación en el tejido, que frecuentemente tarda un segundo o más, en general no se debe mostrar en la pantalla un promedio de los valores de saturación de oxígeno para estas diferentes ubicaciones. En general, limitar el promedio a valores de saturación de oxígeno a un plazo de un segundo limita el promedio de valores de saturación de oxígeno para más de una ubicación de tejido.
La fuente de alimentación 135 se describe además actualmente. La figura 5 es un diagrama de bloques simplificado de la fuente de alimentación 135 de acuerdo con una realización. La fuente de alimentación 135 puede incluir una o más baterías 220, un conmutador de energía 225, un convertidor de energía 230 o similares. La fuente de alimentación 135 puede suministrar energía de CC, energía modulada o ambas a uno o más del subsistema de sensor 110, módulo de adquisición 115, módulo de medición 120, pantalla 125 y controladores de entrada 130. La fuente de alimentación 135 también puede ser comunicativa acoplada al módulo de medición 120 donde el módulo de medición puede controlar el módulo de energía para suministrar energía para diferentes modos de operación de energía del dispositivo de oximetría tisular 100, tal como operaciones de encendido, modo de espera y similares.
La batería 220 puede ser una batería desechable o una batería recargable. Como se conoce en la técnica, las baterías desechables se desechan después de que se gasta su carga almacenada. Algunas tecnologías de química de baterías desechables que se pueden usar en la fuente de alimentación 135 incluyen alcalina, zinc-carbono, litio-aire, zinc-aire u óxido de plata. Las baterías pueden incluir cuatro baterías de 1,5 voltios (por ejemplo, baterías tamaño AAA, AA o N) o dos baterías de 3 voltios (por ejemplo, CR2032, CR2016, CR123A y otras) que están eléctricamente en serie de tal forma que la fuente de alimentación 135 puede proporcionar hasta 6 voltios a los diferentes componentes del dispositivo de oximetría tisular 100.
Las baterías tienen suficiente carga almacenada para proporcionar el uso del dispositivo de oximetría tisular 100 durante varias horas. Por ejemplo, las baterías se pueden configurar para proporcionar dos o más horas de uso del dispositivo de oximetría tisular 100. Después del uso, el dispositivo de oximetría tisular 100 o una porción desechable del mismo se puede desechar. En otras implementaciones, las baterías son recargables y se pueden recargar múltiples veces después de que se gasta la carga almacenada. Algunas tecnologías de química de baterías recargables que se pueden usar en la fuente de alimentación 135 incluyen níquel-cadmio (NiCd), hidruro de metal de níquel (NiMH), ion de litio (Li-ion) y zincaire. Las baterías se pueden recargar, por ejemplo, mediante un adaptador de CA con un cable que se conecta al dispositivo de oximetría tisular. La circuitería en el dispositivo de oximetría tisular puede incluir un circuito de recarga (no mostrado) para la recarga de batería. Las baterías con química de baterías recargables algunas veces se pueden usar como baterías desechables, donde las baterías no se recargan, pero se desechan después del uso. El dispositivo de oximetría tisular 100 puede usar baterías recargables si el dispositivo de oximetría tisular o una porción del mismo se configura para reutilización.
El conmutador de energía 225 de la fuente de alimentación 135 puede ser un conmutador operable por el usuario que se puede configurar para operar con el módulo de medición 120 para encendido, apagado, entrar en un modo de operación de energía de reserva, salir del modo de operación de energía de reserva y otras funciones. Por ejemplo, si el dispositivo de oximetría tisular 100 se apaga, una activación del conmutador de energía 225 puede provocar que el dispositivo de oximetría tisular 100 ejecute una secuencia de encendido bajo el control del módulo de medición 120. Si el dispositivo de oximetría tisular 100 se enciende, una activación relativamente corta (por ejemplo, menos de dos segundos) del conmutador de energía 225 puede colocar el dispositivo de oximetría tisular en el modo de energía de reserva para ahorrar energía de batería. Si el dispositivo de oximetría tisular 100 está en el modo de energía de reserva, una activación relativamente corta posterior (por ejemplo, menos de dos segundos) del conmutador de energía 225 puede colocar el dispositivo de oximetría tisular en el modo de energía completa de manera relativamente rápida. Si el dispositivo de oximetría tisular 100 está en modo de energía completa o en modo de energía de reserva, una activación relativamente
larga (por ejemplo, dos segundos o más) del conmutador de energía 225 puede provocar que el dispositivo de oximetría tisular se apague.
El módulo de medición 120 también puede provocar que el dispositivo de oximetría tisular 100 entre en el modo de energía de reserva o se apague si se cumplen uno o más criterios, tal como que el dispositivo de oximetría tisular no se haya activado durante uno o más períodos de tiempo dados. Por ejemplo, el módulo de medición 120 puede poner el dispositivo de oximetría tisular 100 en el modo de energía de reserva si el dispositivo de oximetría tisular no está activo durante 20 segundos y puede poner el dispositivo de oximetría tisular en el modo apagado si el dispositivo de oximetría tisular no está activo durante 5 minutos.
Después del encendido, el dispositivo de oximetría tisular puede realizar una variedad de auto-verificaciones, tal como calibrar la presión del sensor de presión, eliminar los mensajes de error que pueden residir en uno o más del subsistema de sensor 110, módulo de adquisición 115, módulo de medición 120 y fuente de alimentación 135.
El convertidor de energía 230 de la fuente de alimentación 135 puede ser un convertidor CC a CC configurado para convertir la salida de voltaje de la batería 220 en una variedad de voltajes de CC que se usan por el subsistema de sensor 110, módulo de adquisición 115, módulo de medición 120, pantalla 125 y controles de entrada 130. Por ejemplo, el convertidor de energía 230 se puede configurar para producir 1,2 voltios, 2,5 voltios, 3,3 voltios, 5 voltios, 6 voltios o similares. El convertidor de energía 230 se puede configurar para producir uno o más de estos voltajes en un momento dado.
Para algunas realizaciones, el subsistema de sensor 110, módulo de adquisición 115, módulo de medición 120, pantalla 125, controles de entrada 130 y fuente de alimentación 135 se refieren algunas veces como componentes electrónicos autónomos en el sentido de que estos componentes electrónicos pueden realizar una medición de oximetría tisular y proporcionar información para saturación de oxígeno de tejido sin la necesidad de comunicarse (por alambre o de manera inalámbrica) con otros dispositivos (por ejemplo, dispositivos externos al alojamiento del dispositivo de oximetría tisular). Como tal, algunas de las realizaciones del dispositivo de oximetría tisular 100 se refieren como autónomas.
La figura 6 es un diagrama de bloques simplificado del subsistema de sensor 110, módulo de adquisición 115, módulo de medición 120 y fuente de alimentación 135 y muestra los flujos de información y energía a través y entre estos elementos. Las líneas continuas entre los bloques funcionales y de circuito indican el flujo de señales analógicas. Las líneas punteadas con el guion relativamente largo indican el flujo de señales digitales. Las líneas discontinuas con el guion relativamente corto indican el flujo de energía. La línea de guion-punto mezclada indica el flujo de señales mezcladas.
Las figuras 7A y 7B son dos vistas en perspectiva generales del dispositivo de oximetría tisular 100 de acuerdo con una realización. La figura 7C es una vista lateral del dispositivo de oximetría tisular 100 y la figura 7D es una vista del dispositivo de oximetría tisular 100 donde el alojamiento 105 se muestra como sustancialmente transparente. En la vista transparente del alojamiento 105 en la figura 7D, las posiciones de los elementos en el alojamiento se muestran de acuerdo con una realización.
En la realización particular del dispositivo de oximetría tisular 100 mostrado en las figuras 7A-7D, el alojamiento 105 incluye una porción superior 105a que incluye la pantalla 125. El alojamiento 105 también incluye una porción de cuerpo 105b y una porción de punta 105c, que forma una porción de un cabezal de sensor 250. La porción superior 105a del alojamiento 105 se configura para que se coloque hacia arriba con una porción de cuerpo de retención de usuario 105b en su mano y con el cabezal de sensor 250 presionado contra el tejido de un paciente. La porción superior 105a puede orientar la pantalla 125 hacia la cara de un usuario en tanto que el usuario sostiene la porción de cuerpo 105b con el cabezal de sensor 250 sostenido contra el tejido.
El alojamiento 105 puede ser relativamente compacto, por ejemplo, el alojamiento puede tener aproximadamente 25 centímetros o menos de longitud desde la porción superior 105a hasta el cabezal de sensor 250, puede tener menos de 13 centímetros de ancho a través de cualquier eje lateral. El alojamiento 105 se puede formar a partir de una variedad de materiales, tal como plástico, nailon, metal o una combinación de estos. El alojamiento 105 puede cumplir con los requerimientos de UL/IEC/CAN 60601-1 y documentos relacionados para resistencia a derrames de fluidos. La porción de punta 105c puede ser sumergible a un nivel suficiente para la calibración de simulador de líquido.
Al menos uno de los controles de entrada 130 se puede colocar en el alojamiento 105 en una parte inferior de la porción superior 105a, y puede ser un botón. El al menos un control de entrada en la parte inferior de la porción superior 105a puede ser un botón de energía configurado para encender, apagar, entrada de modo de energía de reserva y salida de modo de energía de reserva (descrito anteriormente).
En la realización específica del dispositivo de oximetría tisular 100 mostrada en la figura 7D, el módulo de adquisición 115 incluye una placa de circuito impreso 115a con varios circuitos colocados en la misma, tal como los circuitos del módulo de adquisición descrito anteriormente. El módulo de adquisición 115 se puede colocar sustancialmente en la porción de cuerpo 105b del alojamiento 105, tal como a lo largo de un lado frontal de la porción de cuerpo 105b. Como se muestra adicionalmente en la realización del dispositivo de oximetría tisular 100 en la figura 7D, el módulo de medición 120 incluye una placa de circuito impreso 120a con varios circuitos colocados en la misma, tal como los circuitos del módulo de
medición descrito anteriormente. El módulo de medición 120 se puede colocar sustancialmente en la porción superior 105a del alojamiento 105, tal como a lo largo de una parte inferior de la pantalla 125. El módulo de adquisición 115 y módulo de medición 120 se pueden sujetar al alojamiento 105 mediante una variedad de sujetadores, tal como tornillos, tuercas y pernos, o similares, o mediante una variedad de adhesivos, tal como epoxi, súper pegamento, soldadura de plástico o similares. Se señala que en tanto que el módulo de adquisición 115 y módulo de medición 120 se muestran como que están la porción de cuerpo 105b y porción superior 105a, respectivamente, las ubicaciones del módulo de adquisición y el módulo de medición se pueden cambiar en el alojamiento 105, pueden estar ambas en la sección de cuerpo o pueden estar ambas en la porción superior. Las baterías 220 se pueden colocar en el alojamiento 105 a lo largo de una parte trasera del alojamiento y se pueden extender desde la porción superior 105a a la porción de cuerpo 105b.
De acuerdo con una realización específica, la porción de punta 105c del alojamiento 105 se puede configurar como un brazo que se extiende rígidamente desde la porción de cuerpo 105b para sostener rígidamente el cabezal de sensor 250 y una punta de sonda 300 relativamente fija con respecto al alojamiento 105 durante el uso. En otra realización, la punta de sonda 300 se puede acoplar de manera flexible al alojamiento 105 o el alojamiento 105 puede incluir un miembro flexible que proporciona flexibilidad a la punta de sonda 300 cuando la punta de sonda se coloca en contacto con el tejido. Por ejemplo, la porción de cuerpo 105b se puede configurar como un brazo flexible o puede incluir uno o más dispositivos tipo muelle que permiten que la punta de sonda 300 y cabezal de sensor 250 proporcionen flexibilidad para la punta de sonda. El cabezal de sensor 250 o punta de sonda 300 también pueden incluir diferentes dispositivos tipo muelle para proporcionar esta calidad de tipo flexible o muelle.
En una implementación, un cabezal de sensor se puede acoplar de manera flexible mediante un muelle que tiene una constante de muelle (por ejemplo, que opera de acuerdo con la ley de Hooke). El miembro flexible que acopla el cabezal de sensor al recinto se puede deformar elásticamente, de tal forma que regrese a su forma original después de que se deforma. Este cabezal de sensor flexible puede ayudar a impedir que un usuario ejerza demasiada presión contra el tejido que el usuario está tratando de medir.
En algunas realizaciones, la porción de punta 105c, las porciones de la porción de cuerpo 105b, cabezal de sensor 250, punta de sonda 300 o una combinación de estos pueden ser desmontables del dispositivo de oximetría tisular 100 y pueden ser reemplazables. Por ejemplo, la porción de punta 105c y cabezal de sensor 250 se pueden configurar para uso con un paciente individual y se pueden separar del dispositivo de oximetría tisular 100 después del uso con el paciente. Posteriormente, la porción de punta y el cabezal de sensor se pueden reemplazar con una nueva porción de punta estéril 105c y un nuevo cabezal de sensor estéril 250 para uso con un paciente diferente. La porción de cuerpo restante 105b, porción superior 105a y los dispositivos electrónicos contenidos en las mismas se pueden configurar para que se reutilicen con diferentes pacientes después de que se reemplaza por ejemplo, la porción de punta 105c y el cabezal de sensor 250.
Las figuras 7E, 7F y 7G son vistas agrandadas adicionalmente de la porción de punta 105c y cabezal de sensor 250 de acuerdo con una realización. Específicamente, las figuras 7E, 7F y 7G son una vista lateral agrandada, una vista frontal agrandada y una vista en perspectiva agrandada, respectivamente, del cabezal de sensor y la porción de punta del alojamiento. La porción de punta 105c del alojamiento 105 puede tener un extremo en forma de disco 105d con una abertura formada en el mismo para recibir un sujetador 250a para unir el extremo en forma de disco a una jaula 250b del cabezal de sensor. La jaula 250b se puede configurar para sostener conjuntamente diferentes componentes del cabezal de sensor. Por ejemplo, el extremo con forma de disco 105d de la porción de punta 105c puede tener un rebaje formado en el mismo donde el rebaje puede tener forma para recibir una tuerca 250f (ver figura 7H) que se une al sujetador 250a para unir la porción superior 105c a la jaula 250b. Específicamente, la figura 7H es una vista lateral simplificada del cabezal de sensor 250, que se muestra sin la porción de punta 105c del alojamiento 105 y sin la punta de sonda 300 de tal forma que se puede mostrar la tuerca 250f acoplada al sujetador 250a para una comprensión adicional del acoplamiento de la porción de punta 105c a la jaula 250b. Más adelante se proporciona una explicación adicional de la vista del cabezal de sensor 250 que se muestra en la figura 7H.
La figura 7I es una vista de extremo del extremo en forma de disco 105d de la porción de punta 105c y muestra un rebaje formado en el mismo donde el rebaje se centra alrededor de la abertura central del extremo en forma de disco. Como se describió de manera breve anteriormente, el rebaje puede tener una forma hexagonal como se muestra o puede tener otras formas útiles para recibir la tuerca 250f u otros sujetadores similares.
El cabezal de sensor 250 puede ser de 1,25 centímetros a aproximadamente 4 centímetros de largo y aproximadamente 0,7 centímetros a aproximadamente 2 centímetros de ancho (por ejemplo, aproximadamente 1 centímetro en una realización específica). La porción de punta 105c del alojamiento 105 puede tener una longitud de aproximadamente 9 milímetros a aproximadamente 20 milímetros (por ejemplo, aproximadamente 12 milímetros en una realización específica). El extremo en forma de disco 105d de la porción de punta 105c puede tener un diámetro de aproximadamente 8 milímetros a aproximadamente 12 milímetros (por ejemplo, aproximadamente 10,6 milímetros en una realización específica).
El cabezal de sensor 250 puede incluir adicionalmente una o más arandelas de muelle 250d y 250e donde la primera arandela de muelle 250d se puede colocar debajo del cabezal del sujetador 250a y la segunda arandela de muelle 250 se puede colocar dentro de la jaula 250b y dentro de un segundo rebaje del extremo en forma de disco 105d donde el segundo rebaje se forma en la parte superior del extremo en forma de disco. La figura 7J es una vista superior simplificada
del extremo en forma de disco 105d del alojamiento 105 y muestra el segundo rebaje formado en la parte superior del extremo en forma de disco donde el rebaje se centra alrededor de la abertura formada en el mismo. El cabezal de sensor 250 puede incluir una o más arandelas adicionales colocadas entre las arandelas de muelle 250d y 250e y la parte superior de la jaula 250b.
El cabezal de sensor 205 puede incluir adicionalmente un separador 250c posicionado entre el extremo en forma de disco 105d y la punta de sonda 300. En algunas realizaciones, el separador 250c es un sensor de presión 175 (por ejemplo, una resistencia de percepción de fuerza, una celda de carga o ambas) configurado para detectar la presión de la punta de sonda 300 contra el tejido. La presión en la punta de sonda 300 se puede transferir al sensor de presión donde la presión se detecta por el sensor de presión y la información para la presión detectada se puede transferir del sensor de presión al módulo de adquisición 115, módulo de medición 120 o ambos para reportar esta presión detectada a un usuario, tal como en la pantalla 125.
La detección de presión y reporte de presión se describen adicionalmente más adelante. Sin embargo, se señala aquí que se puede colocar una fuerza de precarga en el sensor de presión, por ejemplo, si el sensor de presión incluye una celda de carga, mediante la fuerza aplicada por el sujetador 250d, tuerca 250f y arandelas de muelle 250d y 250e al sensor de presión. La fuerza de precarga se puede incrementar o disminuir al apretar o aflojar el sujetador 250d y la tuerca 250f. La fuerza de precarga también se puede usar para calibrar el sensor de presión. En una realización donde el sensor de presión es una celda de carga, la celda de carga puede ser de aproximadamente 3 milímetros a aproximadamente 5 milímetros de altura y aproximadamente 8 milímetros a aproximadamente 11 milímetros (aproximadamente 9,6 milímetros en una realización específica) de diámetro. La celda de carga puede incluir un extremo de botón 250g configurado para contactar la punta de sonda 300 para detectar la presión transferida de la punta de sonda contra el tejido.
La figura 7K es una imagen simplificada de la jaula 250B. La jaula 250b puede ser de metal, fibra resinada (por ejemplo, fibra de carbono, fibra de boro o similares), plástico o similares. La jaula 250a puede incluir una porción de cuerpo 250h (por ejemplo, tres brazos), un disco superior 250i y un disco inferior 250j, donde la porción de cuerpo enlaza el disco superior al disco inferior. El disco superior 250i puede tener una abertura superior formada en el mismo donde la abertura superior se configura para recibir el sujetador 250a. El disco inferior 250j puede tener una abertura inferior formada en el mismo donde la abertura inferior se configura para aceptar una placa de abertura 430 (ver figuras 7F, 10A y 10B) de la punta de sonda 300. El disco inferior 250j puede formar un reborde para otras porciones de la punta de sonda 300, tal como la placa de circuito impreso de detector (PCB) 410 de la punta de sonda 300. La punta de sonda 300, PCB de detector 410 y placa de abertura 430 se describen adicionalmente más adelante. La jaula 250b puede ser de aproximadamente 11 milímetros a aproximadamente 14 milímetros de largo (por ejemplo, aproximadamente 13 milímetros de largo en una realización específica). La jaula 205b puede tener un diámetro en la parte inferior de aproximadamente 7 milímetros a aproximadamente 9 milímetros (por ejemplo, aproximadamente 8 milímetros de acuerdo con una realización). La jaula 250b puede tener un diámetro de aproximadamente 8 milímetros a aproximadamente 11 milímetros en la parte más ancha de la jaula.
Las figuras 8A y 8B son imágenes del dispositivo de oximetría tisular 100 que se sostiene por una mano de un usuario para uso. Específicamente, las figuras 8A y 8B muestran la mano del usuario que sostiene la porción de cuerpo 105B del alojamiento 105 para uso. En un método de uso, un usuario puede sostener la porción de cuerpo 105b con un pulgar en una parte frontal de la porción de cuerpo y con uno o más dedos envueltos alrededor de la parte trasera y los lados de la porción de cuerpo. De este modo, la masa del dispositivo de oximetría tisular 100 se puede soportar sustancialmente por los dedos del usuario envueltos alrededor de la porción de cuerpo 105b. En tanto que la mano del usuario se muestra como que sostiene la porción de cuerpo 105b del alojamiento 105, un usuario puede sostener de manera alternativa la porción superior 105a del alojamiento o una combinación de la porción superior y la porción de cuerpo.
Punta de sonda
La figura 9A es una vista de extremo simplificada de la parte inferior de la punta de sonda 300 de acuerdo con una realización. En la realización mostrada en la figura 9A, la punta de sonda 300 incluye dos fuentes de luz 150a y 150b y ocho detectores de luz 170a a 170h. En tanto que la realización específica en la figura 9 muestra que la punta de sonda 300 incluye dos fuentes de luz y ocho detectores de luz, diferentes realizaciones alternativas de la punta de sonda 300 pueden incluir más o menos fuentes de luz y pueden incluir más o menos detectores de luz. Por ejemplo, en una realización alternativa, la punta de sonda 300 puede incluir tres fuentes de luz como se muestra en la figura 9B.
Como se describió anteriormente, las fuentes de luz 150 se configuran para generar y emitir luz (por ejemplo, luz roja y de infrarrojo cercano) en el tejido con el que está en contacto la sonda de oximetría tisular 100. El tejido refleja una porción de la luz y cada detector de luz 170 detecta una porción de la luz que se refleja. Cada detector de luz 170 genera datos de reflectancia (es decir, una respuesta) para la porción de luz recibida, y el subsistema de sensor 110 en combinación con el módulo de medición 115 determina una saturación de oxígeno del tejido con base en los datos de reflectancia.
Las fuentes de luz 150 se pueden colocar linealmente a través de la punta de sonda 300 y los detectores de luz 170 se pueden disponer en un arco o un círculo (es decir, disposición circular) en la punta de sonda 300. Más específicamente, las fuentes de luz 150 se pueden disponer en una línea (por ejemplo, un diámetro) que divide un círculo en el cual se
pueden disponer los detectores de luz 170. Las fuentes de luz 150a y 150b se pueden separar a una distancia D1 separada donde D1 puede variar de aproximadamente 3 milímetros a aproximadamente 10 milímetros.
En una realización donde la punta de sonda 300 incluye una fuente de luz central 150c (ver figura 9B), la fuente de luz central 150c se puede colocar en un punto medio aproximado entre las fuentes de luz 150a y 150b. La fuente de luz central 150c puede estar de manera sustancialmente equidistante (por ejemplo, /- 10 micrómetros) de cada detector de luz 170 donde la distancia entre la fuente de luz central y cada detector de luz es aproximadamente 1,5 milímetros a 5 milímetros. Es decir, el círculo en el cual se disponen los detectores de luz 170 puede tener un diámetro de aproximadamente 3 milímetros a aproximadamente 10 milímetros (por ejemplo, 4 milímetros de acuerdo con una realización específica).
Esta distancia máxima entre las fuentes de luz y los detectores limita sustancialmente los datos de reflectancia a la luz que se propaga dentro de la capa superior de tejido, donde poca o ninguna capa muscular o de grasa subcutánea subyacente contribuye a los datos de reflectancia generados por los detectores de luz 170 a partir de la luz reflejada del tejido. La profundidad de propagación incrementa con el incremento de la distancia de fuente a detector, con aproximadamente 4-5 milímetros en general que es un límite superior suficiente para asegurar pocos fotones detectados propagados en capas de tejido inferiores.
En tanto que los detectores de luz 170 se describen como que se disponen en un arco o círculo, la punta de sonda 300 puede tener otras configuraciones de detectores de luz, tal como lineal, cuadrado, rectangular, pseudoaleatorio u otro patrón arbitrario.
Como se describió de manera breve anteriormente, la realización específica de la punta de sonda 300 mostrada en las figuras 9A y 9B incluye ocho detectores de luz 170a, 170b, 170c, 170d, 170e, 170f, 170g y 170h. En otras realizaciones específicas, sin embargo, la punta de sonda 300 puede incluir dos o más detectores de luz 170.
Los detectores de luz 170 pueden ser detectores de estado sólido y se pueden montar en la placa de circuito impreso de detector 410. Además, los detectores de luz 170 pueden ser dispositivos combinados o dispositivos discretos.
El módulo de adquisición 115, módulo de medición 120 o ambos se pueden configurar para controlar las fuentes de luz 150 y los detectores de luz 170 mediante un conjunto de trazas eléctricas que se ejecutan a través de una o más placas de circuito impreso en las cuales se montan las fuentes de luz y los detectores de luz. La configuración circular de los detectores de luz 170 y la disposición lineal de las fuentes de luz 155 permite una disposición relativamente simple de las trazas eléctricas en estas placas de circuito impreso. Por ejemplo, las trazas eléctricas se pueden extender radialmente hacia afuera desde las fuentes de luces 150 y los detectores de luz 170 de tal forma que las trazas eléctricas no se superponen en la una o más PCB en las cuales se montan estos dispositivos, que permite espaciamiento relativamente uniforme entre las trazas eléctricas y por lo tanto proporciona diafonía eléctrica relativamente baja entre las trazas eléctricas. En algunas situaciones, la diafonía relativamente baja entre las trazas eléctricas reduce la relación señal a ruido tanto de las fuentes de luz 150 como de los detectores de luz 170 en comparación con las trazas eléctricas que se disponen de manera alternativa.
En una implementación específica, los detectores de luz 170 se colocan con respecto a las fuentes de luz 150a y 150b de modo que se crean dos o más (por ejemplo, catorce) distancias únicas de fuente a detector. Con un mayor número de distancias de fuente a detector, esto se puede usar para obtener mayor precisión, calibración más rápida y redundancia (cuando se proporcionan distancias de fuente a detector duplicadas). Al menos una distancia de fuente a detector es aproximadamente 1,5 milímetros o menos (por ejemplo, 0,5 milímetros hasta aproximadamente 1,7 milímetros) y al menos una distancia de fuente a detector es aproximadamente 2,5 milímetros o más (por ejemplo, 1,5 milímetros hasta aproximadamente 3,2 milímetros).
Por ejemplo, en una realización, una primera distancia de fuente a detector es aproximadamente 1,5 milímetros o menos. Una segunda distancia de fuente a detector es aproximadamente 1,5 milímetros o menos. Una tercera distancia de fuente a detector es aproximadamente 2,5 milímetros o más. Una cuarta distancia de fuente a detector es aproximadamente 2,5 milímetros o más. Puede haber diferentes números de fuentes de luz y disposiciones de detector de luz para obtener estas cuatro distancias de fuente a detector, tal como una fuente de luz y cuatro detectores de luz, dos fuentes de luz y dos detectores de luz, un detector de luz y cuatro fuentes de luz u otras disposiciones y combinaciones.
Por ejemplo, una realización incluye al menos dos fuentes de luz y al menos dos detectores de luz, donde una distancia máxima entre una fuente de luz y un detector de luz es aproximadamente 4 milímetros (o aproximadamente 5 milímetros), donde al menos una distancia de fuente a detector es aproximadamente 2,5 milímetros o más y donde al menos una distancia de fuente a detector es aproximadamente 1,5 milímetros o menos.
Cuando se incluye un mayor número de fuentes de luz y detectores de luz en la punta de sonda, están disponibles mayores números de distancias de fuente a detector. Como se analizó, estos se pueden usar para proporcionar mayor precisión, calibración más rápida o redundancia, o una combinación de estos. La disposición de las fuentes de luz y detectores de luz puede ser en un patrón circular, tal como en puntos a lo largo del arco de un círculo con radio de aproximadamente 4 milímetros a aproximadamente 5 milímetros. En una implementación, una tolerancia de las posiciones del detector de luz
o la fuente de luz en el arco está dentro de 10 micrómetros de la curva de arco. En otras implementaciones, la tolerancia está dentro de aproximadamente 0,25 milímetros.
Las distancias de fuente a detectores descritas anteriormente permiten la determinación del coeficiente de dispersión y el coeficiente de absorción mediante SRS a partir de los datos de reflectancia, que se genera por los detectores de luz 170. Específicamente, los datos de reflectancia que se generan por los detectores de luz 170, que tienen distancias de fuente a detector relativamente pequeñas (por ejemplo, 1,5 milímetros o más cercanas), son una función del coeficiente de dispersión de tejido y no del coeficiente de absorción. Además, los datos de reflectancia que se generan por los detectores de luz 170, que tienen distancias de fuente a detector relativamente grandes (por ejemplo, 2,5 milímetros o más lejos), son una función de |jeff (la inversa de la profundidad de penetración), donde |jeff es una función tanto del coeficiente de dispersión como del coeficiente de absorción. Con al menos dos detectores de luz 170 colocados a 1,5 milímetros o más cerca de al menos una fuente de luz 150 y con al menos dos detectores colocados a 2,5 milímetros o más lejos de al menos una fuente de luz 150, el coeficiente de dispersión y el coeficiente de absorción se pueden determinar independientemente.
De acuerdo con una realización específica, se proporcionan dieciséis distancias únicas de fuente a detector. Las dieciséis distancias únicas de fuente a detector pueden ser: 150a-170d = 1,000 milímetros; 150b-170h = 1,249 milímetros; 150a-170e = 1,500 milímetros; 150b-170a = 1,744 milímetros; 150a-170c = 2,000 milímetros; 150b-170g = 2,261 milímetros; 150a-170f = 2,500 milímetros; 150b-170b = 2,712 milímetros; 150a-170b = 2,940 milímetros; 150b-170f= 3,122 milímetros; 150a-170g = 3,300 milímetros; 150b-170c = 3,464 milímetros; 150a-170a = 3,600 milímetros; 150b-170e = 3,708 milímetros; 150a-170h = 3,800 milímetros; y 150b-170d = 3,873 milímetros donde estas distancias pueden variar por aproximadamente /- 10 micrómetros
En una realización alternativa, al menos dos de las distancias de fuente a detector son las mismas, tal como las distancias de fuente a detector más cortas. Por ejemplo, la distancia de fuente a detector más corta D2 entre la fuente de luz 150a y el detector de luz 170e, y la distancia de fuente a detector más corta D3 entre la fuente de luz 150b y el detector de luz 170a puede ser la misma. Por consiguiente, la distancia de fuente a detector D4 entre la fuente de luz 150a y el detector de luz 170a, y la distancia de fuente a detector D5 entre la fuente de luz 150b y el detector de luz 170e también puede ser la misma. Las distancias de fuente a detector D4 y D5 son las distancias de fuente a detector más largas para las fuentes de luz 150a y 150b. La descripción anterior es para una realización de ejemplo. Por ejemplo, otros pares de distancias de fuente a detector pueden ser los mismos, tal como las distancias de fuente a detector más cortas y las distancias de fuente a detector más largas.
Con la excepción de la distancia de fuente a detector más corta y la distancia de fuente a detector más larga para las fuentes de luz 150a y 150b, las distancias de fuente a detector para las fuentes de luz 150a y 150b pueden ser únicas. Como se describió anteriormente, la punta de sonda 300 puede tener catorce distancias únicas de fuente a detector que permiten que se recolecten catorce puntos de datos de reflectancia por los detectores de luz 170a-170h a partir de luz emitida de las fuentes de luz 150a y 150b.
Además, las distancias de fuente a detector para las fuentes de luz 150a y 150b también se pueden seleccionar de modo que los incrementos en estas distancias son sustancialmente uniformes. De este modo, una gráfica de distancias de fuente a detector versus reflectancia detectada por los detectores de luz 170 puede proporcionar una curva de reflectancia donde los puntos de datos están sustancialmente separados uniformemente a lo largo del eje x. Estas distancias de fuente a detector y el incremento uniforme de las mismas para las fuentes de luz 150a y 150b reducen la redundancia de datos y pueden conducir a la generación de curvas de reflectancia relativamente precisas.
Las figuras 10A y 10B son una vista en perspectiva simplificada y una vista con separación de partes, respectivamente, de un montaje de fuente-sensor 400 que compone al menos una porción del subsistema de sensor 110. Estas figuras ilustran un montaje que no implica fibras ópticas. Por lo tanto, estas figuras ilustran un ejemplo específico que no está dentro del alcance de las reivindicaciones. El montaje de fuente-sensor 400 incluye la punta de sonda 300, que se ubica y un extremo del montaje de fuente-sensor. La punta de sonda 300 se puede componer de porciones de uno o más componentes del montaje de fuente-sensor.
En una realización, el montaje de fuente-sensor 400 incluye la PCB de detector 410 y PCB de fuente 415 que se configuran para acoplar eléctricamente la punta de sonda 300 al módulo de adquisición 115. Los detectores de luz 170 se pueden montar en la PCB de detector 410 y las fuentes de luz 150 se pueden montar en la PCB de fuente 410. La PCB de detector 410 puede incluir una porción rígida 410a (mostrada en general como redonda en la figura 10B) a la cual se montan los detectores de luz 170, y puede incluir una parte flexible 410b que se configura para encaminar la señal eléctrica entre los detectores de luz y el módulo de adquisición 115. La PCB de fuente 415 puede incluir de manera similar una porción rígida 415a (mostrada en general como redonda en la figura 10B) a la cual se monta la fuente de luz 150, y puede incluir una porción flexible 415b que se configura para encaminar la señal eléctrica entre las fuentes de luz 150 y el módulo de adquisición 115.
La porción flexible 410b de la PCB de detector 410 y la porción flexible 415b de la PCB de fuente 415 se muestran en las figuras 7C y 7D en una configuración flexionada con porciones rígidas 410a y 415a acopladas a la jaula 250a y extremos de conector acoplados eléctricamente y físicamente a la PCB 115a del módulo de adquisición 115. Los extremos de
conector de las porciones flexibles 410b y 415b pueden ser uno de una variedad de tipos de conectores que se configuran para acoplarse a la PCB 115a. En una implementación, los extremos del conector de las porciones flexibles 410b y 415b pueden incluir conectores de fuerza de inserción cero (ZIF) que se conectan a los correspondientes conectores ZIF en la PCB 115a. Los conectores eléctricos en las porciones flexibles 410b y 415b pueden tener una separación de aproximadamente 0,5 milímetros y pueden ser conectores HIROSE serie FH12 de 10 terminales. El número de parte de los conectores HIROSE puede ser FH12-10S-0,5SH. Cada una de las porciones flexibles 410b de la PCB de detector 410 y 415b de la PCB de fuente 115 puede ser de aproximadamente 40 milímetros a aproximadamente 50 milímetros de largo (por ejemplo, aproximadamente 46 milímetros en una realización específica) y puede ser de aproximadamente 4 milímetros a aproximadamente 6,5 milímetros de ancho (por ejemplo, aproximadamente 5,5 milímetros en una realización específica).
En una implementación, las fuentes de luz 150a y 150b se montan (por ejemplo, se sueldan) en la porción rígida 415a de la PCB de fuente 415. Por ejemplo, si la fuente de luz 150a incluye varios LED, estos LED se pueden montar en la porción rígida 415a, y si la fuente de luz 150b incluye varios LED, estos LED también se pueden montar en la porción rígida 415a.
En otra implementación, los detectores de luz 170 se montan (por ejemplo, se sueldan) en la porción rígida 410a de la PCB de detector 410. Por ejemplo, si los detectores de luz 170 son fotodiodos, estos fotodiodos se pueden montar en la porción rígida 410a. La figura 10C es una vista frontal simplificada de la PCB de fuente 415 y la figura 10D es una vista frontal simplificada de la PCB de detector 410. En tanto que se describe el montaje de fuente-sensor 400 como que incluye dos PCB que tienen las fuentes de luz y detectores de luz montados en las dos PCB diferentes, las fuentes de luz y detectores de luz se pueden montar en una PCB individual.
Dos conjuntos de lentes 510 y 515 se pueden colocar adyacentes a las fuentes de luz 150a y 150b, respectivamente, para dirigir la luz emitida desde estas fuentes de luz hacia adelante. Más específicamente, cada conjunto de lentes 510 y 515 puede incluir una o más lentes para dirigir la luz emitida desde las fuentes de luz 150a y 150b hacia adelante. De acuerdo con un ejemplo que no está dentro del alcance del conjunto de reivindicaciones, el conjunto de lentes 510 incluye un número de lentes que iguala al número de elementos de iluminación 152 en la fuente de luz 150a, y el conjunto de lentes 515 incluye un número de lentes igual a al número de elementos de iluminación incluidos en la fuente de luz 150b. Además, las lentes en el conjunto de lentes 510 corresponden respectivamente a elementos de iluminación 152 en la fuente de luz 150a, y las lentes en el conjunto de lentes 515 corresponden respectivamente a los elementos de iluminación 152 en la fuente de luz 515. Las lentes pueden ser hemisféricas o similares. De acuerdo con un ejemplo alternativo que no está dentro del alcance del conjunto de reivindicaciones, una lente individual dirige la luz de la fuente de luz 150a hacia adelante y otra lente individual dirige la luz emitida de la fuente de luz 150b hacia adelante.
El montaje de fuente-sensor 400 puede incluir una placa de lente 420 que mantiene las lentes en alineación para una dirección hacia adelante sustancialmente óptima de la luz emitida. La placa de lente 420 se puede acoplar entre una placa de abertura de LED 425 y una placa separadora 427 donde la placa de abertura de LED y la placa separadora tienen aberturas formadas en las mismas que son adyacentes a las aberturas en la placa de lente 420 para permitir que la luz emitida desde las fuentes de luz 150a y 150b pase hacia adelante desde la punta de sonda 300.
La placa de contacto 430 se puede acoplar a la parte frente de la porción rígida 410a de la PCB de detector 410. Tanto la porción rígida 410a de la placa de detector 410 como la placa de contacto 430 tienen aberturas formadas en las mismas para permitir además que la luz emitida de las fuentes de luz 150a y 150b pase hacia adelante desde la punta de sonda 300. La placa de contacto 430 también puede incluir varias aberturas formadas en la misma para permitir que la luz dispersada del tejido pase a los detectores de luz 170.
En una realización de la invención, el montaje de fuente-sensor 400 incluye un primer y segundo cable de fibra óptica 435a y 435b (en general cables de fibra óptica 435, algunas veces referidos como guías de onda) que se acoplan de manera óptica, respectivamente, a las fuentes de luz 150a y 150a mediante los conjuntos de lentes 510 y 515. Los cables de fibra óptica pueden ser cables de fibra de vidrio multimodo. Un tipo de cables de fibra óptica que se puede incluir en el montaje de fuente-sensor 400 tiene un diámetro exterior de aproximadamente 440 micrómetros y un diámetro de núcleo de 400 micrómetros.
El primer y segundo cables de fibra óptica 435a y 435b se pueden colocar en una o más de las aberturas formadas en la placa de abertura 425, en la porción rígida 410a de la PCB de detector 410 y en la placa de contacto 430. En una realización, los conjuntos de lentes 510 y 515 se configuran, respectivamente, para enfocar la luz emitida de las fuentes de luz 150a y 150b en el primer y segundo cables de fibra óptica 435a y 435b. El primer y segundo cable de fibra óptica 435a y 435b se configuran para difundir la luz (algunas veces referida como mezclar la luz) de modo que la luz emerja de los cables de fibra óptica con intensidad sustancialmente homogénea a través de las aberturas de los cables de fibra óptica para de este modo iluminar uniformemente el tejido. El primer y segundo cables de fibra óptica 435a y 435b puede ser cada uno de aproximadamente 1 milímetro a aproximadamente 20 milímetros de largo y en una realización particular son de aproximadamente 10 milímetros de largo. El diámetro del primer y segundo cables de fibra óptica 435a y 435b puede ser una función de la longitud de los cables de fibra óptica. Por ejemplo, la longitud de cada cable de fibra óptica puede ser diez veces el diámetro del cable de fibra óptica de tal forma que se emite una intensidad de luz relativamente homogénea desde el mismo.
La figura 11A es una vista en sección transversal del montaje de fuente-sensor 400 y muestra la luz emitida desde uno de los elementos de iluminación 152 que pasa a través de una de las lentes 510 y pasa a través de uno de los cables de fibra óptica 435 para emisión en el tejido 140. La vista en sección transversal muestra la mezcla de la luz en el cable de fibra óptica. La vista en sección transversal también muestra la configuración apilada de la punta de sonda 300 de acuerdo con una realización. Los espesores de los diferentes elementos apilados en la punta de sonda 300 pueden no estar dibujados a escala en la figura 11A.
Con referencia nuevamente a la figura 10B, el montaje de fuente-sensor 400 incluye además el sensor de temperatura 160 (por ejemplo, primer y segundo termistores 160a y 160b) e incluye una tapa de extremo 440 de acuerdo con una realización. La tapa de extremo 400 se puede configurar para alojar el sensor de temperatura. Por ejemplo, la tapa de extremo 440 puede incluir uno o más rebajes (por ejemplo, primera y segunda zanja), una o más aberturas, o similares formadas en la misma para sostener el sensor de temperatura 160 (por ejemplo, termistores 160a y 160b) adyacente a la PCB de fuente 415 para monitorear la temperatura de las fuentes de luz. Los termistores 160a y 160b pueden ser dispositivos relativamente alargados donde los ejes longitudinales de los termistores se alinean sustancialmente con las configuraciones (por ejemplo, cuadradas, rectangulares o similares) de los elementos de iluminación 152 de las fuentes de luz 150a y 150b en la PCB de fuente 152.
La figura 11B es una vista en sección transversal del montaje de fuente-sensor 400 de acuerdo con una realización alternativa donde la placa separadora 427 y los cables de fibra óptica 435a y 435b son relativamente alargados en comparación con las realizaciones de la placa separadora 427 y los cables de fibra óptica 435a y 435b mostrados en la figura 11A. Por ejemplo, la placa separadora 427 y cables de fibra óptica 435a y 435b mostrados en la realización de la figura 11A pueden ser de aproximadamente 1 milímetro a aproximadamente 2,5 milímetros de altura, y pueden ser de aproximadamente 5 milímetros a aproximadamente 20 milímetros de altura en la realización mostrada en la figura 11B. Cada una de la PCB de detector 410, PCB de fuente 415, placa de lente 420, placa de abertura 425, placa separadora 427 y placa de contacto 430 puede variar en espesor de aproximadamente 0,5 milímetros a aproximadamente 2 milímetros. Los diámetros de cada una de la porción rígida 410a de la PCB de detector 410, la porción rígida 415a de la PCB de fuente 415, placa de lente 420, placa de abertura 425 y placa separadora 427 pueden variar de aproximadamente 4 milímetros a aproximadamente 10 milímetros, y el diámetro de la placa de contacto 430 puede variar de diámetro de aproximadamente 3 milímetros a aproximadamente 8 milímetros.
La figura 10C es una vista plana de la PCB de fuente 415 y muestra elementos de iluminación 152 dispuestos en configuración cuadrada tanto en la fuente de luz 150a como 150B. En tanto que los elementos de iluminación 152 se muestran en la figura 10C como que están en una configuración relativamente cuadrada, los elementos de iluminación se pueden disponer en configuraciones alternativas, tal como rectangulares, circulares, ovoides o similares.
La figura 10C muestra además el extremo de conector de la PCB de fuente 415 y muestra las almohadillas de contacto eléctricas 415c del extremo de conector. Las almohadillas de contacto eléctricas pueden formar porciones de trazas eléctricas que corren desde el extremo de conector hasta las almohadillas eléctricas en las cuales los elementos de iluminación se conectan eléctricamente. Algunas de las almohadillas de contacto eléctricas 415c pueden ser almohadillas de tierra que se conectan a trazas de tierra, almohadillas de tierra o ambas. Las tierras se configuran para proporcionar un entorno eléctrico controlado (por ejemplo, resistencia de 50 ohmios para las trazas eléctricas) para las señales de control que se transmiten a través de las trazas eléctricas a las fuentes de luz. Las almohadillas de contacto eléctricas 410c, trazas eléctricas y elementos de tierra de la PCB de detector 410 se pueden configurar de manera similar como se muestra en la figura 10D. En una realización, la mayoría de las almohadillas de contacto y trazas externas en la PCB de detector 410 y PCB de fuente 415 son las tierras, y las almohadillas de contacto y trazas centrales son las trazas y almohadillas de señal.
En tanto que los detectores de luz 170 se muestran como que se configuran para recibir luz de manera directamente sustancial del tejido, en una realización alternativa, los detectores de luz se pueden configurar para recibir la luz de uno o más cables de fibra óptica que encaminan la luz a los detectores de luz. Adicionalmente, en tanto que las fuentes de luz 150 y los detectores de luz 170 se describen y se muestran como que están en la punta de sonda 300, las fuentes de luz y los detectores de luz se pueden ubicar dentro del alojamiento 105, tal como dentro de la porción de cuerpo 105b del alojamiento. En esta configuración, las fuentes de luz 150 y detectores de luz 170 se pueden acoplar ópticamente a la punta de sonda 300 mediante uno o más cables de fibra óptica.
Calibración de fuentes y detectores
La figura 12 es un diagrama de flujo de alto nivel de un método para calibrar cada par de fuente-detector.
En 1200, la punta de sonda 300 hace contacto con un simulador de tejido, que tiene propiedades ópticas homogéneas. La luz se emite de uno o más de los elementos de iluminación 152, paso 1205, en el simulador de tejido y al menos parte de la luz se refleja de regreso por el simulador de tejido. Cada detector de luz 170 recibe una porción de la luz reflejada del simulador de tejido, paso 1210, y cada detector de luz genera datos de reflectancia (es decir, una respuesta) para la porción de luz reflejada recibida, paso 1215. Los datos de reflectancia para los detectores de luz 170 pueden no coincidir con una curva de reflectancia para el simulador de tejido (es decir, se pueden desplazar de la curva de reflectancia). Si los datos de reflectancia generados por los detectores de luz 170 no coinciden con la curva de reflectancia para el
simulador de tejido, los detectores de luz pueden tener una pérdida o ganancia intrínseca, o las fuentes de luz pueden tener más o menos energía que la simulada. Los datos de reflectancia generados se pueden usar por uno o más del subsistema de sensor 110, módulo de adquisición 115 y módulo de medición 120 para generar un conjunto de funciones de calibración de tal forma que los datos de reflectancia sin procesar coincidan con la curva de reflectancia para el simulador de tejido, paso 1220. Los datos de reflectancia sin procesar incluyen los datos de reflectancia generados y producidos por los detectores de luz antes de ser utilizados para determinar las propiedades ópticas para el tejido y antes de ser utilizados para determinar la saturación de oxígeno para el tejido.
Los pasos 1200 a 1220 se pueden repetir para uno o más simuladores de tejido. La función de calibración para cada par de fuente-detector para cada simulador de tejido en general debe ser la misma. Sin embargo, si hay una desviación entre las funciones de calibración para un par de fuente-detector dado para varios simuladores de tejido, entonces los factores dentro de la función de calibración para la fuente-detector dado se pueden promediar. Cada una de las funciones de calibración generadas (incluidas las funciones promediadas) se almacena en el dispositivo de memoria 205, paso 1225.
Los pasos 1200 a 1225 se pueden repetir para cada uno del elemento de iluminación 152 en cada una de las fuentes de luz 150a y 150b. Si se repiten los pasos 1200 a 1225 para cada uno de los elementos de iluminación 152 en cada una de las fuentes de luz 150a y 150b, por ejemplo, entonces se pueden almacenar varias funciones de calibración en el dispositivo de memoria 205 para cada detector de luz 170, y cada una de las funciones de calibración almacenadas para cada detector de luz se asocia con uno de los elementos de iluminación 152. Es decir, cada par de fuente-detector tiene una función de calibración específicamente para el par de fuente-detector.
Por ejemplo, el detector de luz 170a puede tener una primera función de calibración almacenada para la luz emitida desde un primer elemento de iluminación 152 en la fuente de luz 150a, una segunda función de calibración para un segundo elemento de iluminación 152 en la fuente de luz 150a, una tercera función de calibración para un tercer elemento de iluminación 152 en la fuente de luz 150a, una cuarta función de calibración para un cuarto elemento de iluminación 152 en la fuente de luz 150a, y similares si la fuente de luz 150a incluye más elementos de iluminación 152. Además, el detector de luz 170a también puede tener una quinta función de calibración almacenada para la luz emitida desde un primer elemento de iluminación 152 en la fuente de luz 150b, una segunda función de calibración para un segundo elemento de iluminación 152 en la fuente de luz 150b, una tercera función de calibración para un tercer elemento de iluminación 152 en la fuente de luz 150b, una cuarta función de calibración para un cuarto elemento de iluminación 152 en la fuente de luz 150b, y similares si la fuente de luz 150b incluye más elementos de iluminación 152.
Debido a que se almacena una función de calibración para cada par de fuente-detector, las funciones de calibración (por ejemplo, ocho funciones de calibración) para cada detector de luz proporcionan calibración no solo para las variaciones en los detectores de luz sino también para las variaciones en los elementos de iluminación 152 de las fuentes de luz 150. Por ejemplo, la pérdida o ganancia intrínseca para un detector de luz no debe variar cuando se recibe luz de los elementos de iluminación 152 en la fuente de luz 150a o 150b. Si las funciones de calibración difieren para un detector de luz cuando se recibe luz reflejada para diferentes elementos de iluminación, la diferencia en los datos de reflectancia para un simulador de tejido dado es atribuible a las diferencias en la intensidad de luz emitida por los elementos de iluminación. Las funciones de calibración se pueden aplicar a los datos de reflectancia que se generan por los detectores de luz 170 cuando se usa el dispositivo de oximetría tisular 100 para la medición de saturación de oxígeno en tejido real, por ejemplo, de tal forma que se puedan compensar cualquier pérdida o ganancia intrínseca de los detectores de luz 170, y cualquier diferencia en la intensidad de luz de los elementos de iluminación 152. Específicamente, las funciones de calibración se aplican sobre una base de par de fuente-detector para los datos de reflectancia sin procesar generados por los detectores.
Como se describió de manera breve anteriormente, una fuente de luz central 150c puede estar sustancialmente equidistante (por ejemplo, /- 10 micrómetros) de cada uno de los detectores de luz 170 de modo que los detectores de luz se pueden calibrar de manera relativamente fácil usando simuladores de tejido homogéneo. El término “homogeneidad” usado con respecto a un simulador de tejido se refiere a las propiedades ópticas de un simulador de tejido que es sustancialmente constante en todo el volumen del simulador de tejido. Por ejemplo, el coeficiente de absorción |Ja y al coeficiente de dispersión reducido |Js’ de un simulador de tejido se puede referir como que es homogéneo (es decir, sustancialmente constante) en todo el simulador de tejido. Esto contrasta con el tejido real, que exhibe propiedades ópticas anisotrópicas que surgen de la alineación intrínseca de fibras de colágeno y otros factores biológicos, así como las varianzas espaciales, que pueden surgir de diferentes grados de componentes de tejido y saturación de oxígeno.
La figura 13 es un diagrama de flujo de alto nivel de un método para calibrar los detectores de luz 170.
En 1300, la punta de sonda 300 hace contacto con un simulador de tejido, que tiene propiedades ópticas homogéneas. La luz (por ejemplo, luz de infrarrojo cercano) se emite de la fuente de luz central 120c, paso 1305, en el simulador de tejido y al menos parte de la luz se refleja de regreso por el simulador de tejido. Cada detector de luz 170 recibe la luz reflejada del simulador de tejido, paso 1210, y cada detector de luz genera una respuesta a la luz reflejada, paso 1315. Cada detector de luz 170 debe recibir la misma cantidad de luz reflejada debido a la homogeneidad del simulador de tejido. Por lo tanto, cualquier diferencia entre las respuestas de detectores de luz se puede atribuir a las diferencias físicas entre los detectores de luz. Por ejemplo, uno o más de los detectores de luz pueden tener una ganancia intrínseca o una pérdida intrínseca.
Las respuestas de los detectores de luz 170 se usan por uno o más del subsistema de sensor 110, módulo de adquisición 115 y módulo de medición 120 para generar funciones de calibración para los detectores de luz, donde las funciones de calibración se pueden usar por uno o más del subsistema de sensor 110, módulo de adquisición 115 y módulo de medición 120 para aplanar los datos de reflectancia sin procesar (es decir, las respuestas) generados por los detectores de luz a un valor individual, paso 1320. Las funciones de calibración o las respuestas, o ambas, usadas para generar las funciones de calibración se pueden guardar, por ejemplo, en el dispositivo de memoria 205, paso 1325. Las funciones de calibración se pueden aplicar a los datos de reflectancia sin procesar que se generan por los detectores de luz 170 cuando se usa el dispositivo de oximetría tisular 100 para medir los niveles de saturación de oxígeno en tejido real de tal forma que se puede compensar cualquier pérdida o ganancia intrínseca de los detectores de luz.
La figura 14 es un diagrama de flujo de alto nivel de un método para detectar anomalías durante el uso del dispositivo de oximetría tisular 100. El diagrama de flujo de alto nivel representa una realización de ejemplo. Los pasos se pueden agregar a, remover de o combinar en el diagrama de flujo de alto nivel sin desviarse del alcance de la realización.
El dispositivo de oximetría tisular 100 puede emplear el método para detectar anomalías tal como inhomogeneidades significativas, espacialmente congruentes en el tejido real. Esta falta de homogeneidad puede indicar la presencia de un mol o tipo de tejido que no contribuye con información relevante con respecto a las concentraciones de hemoglobina oxigenada y hemoglobina desoxigenada por ejemplo en un colgajo de tejido. La falta de homogeneidad también podría indicar que parte de la sonda ha ido más allá del borde de una herida o está cubierta por sangre.
En 1400, la luz (por ejemplo, luz de infrarrojo cercano) se emite de la fuente de luz central 120c en el tejido, y la luz se refleja por el tejido en uno o más de los detectores de luz 170, paso 1405. Cada detector de luz 170 genera una respuesta de detector a la luz recibida, paso 1410. Si uno o más detectores pierden contacto con el tejido, entonces estos detectores pueden generar una respuesta de detector, pero la respuesta de detector puede no ser a la luz emitida de la fuente de luz central 120c. El dispositivo de oximetría tisular 100 puede determinar si la diferencia en la luz detectada (es decir, respuesta de detector) por al menos uno de los detectores de luz difiere por una cantidad umbral en comparación con la luz detectada por uno o más de los otros detectores de luz, paso 1415.
Si las respuestas de detector a la luz emitida de la fuente de luz central 120c difieren entre los detectores de luz por la cantidad umbral (es decir, en un grado mayor que el previsto por la anisotropía de tejido ordinario), entonces se pueden descartar las respuestas de detector del al menos un detector de luz en la minoría clara de respuestas de detector (es decir, la respuesta de detector difiere por al menos la cantidad umbral), paso 1420, y no se usan para calcular las concentraciones de hemoglobina oxigenada y hemoglobina desoxigenada. Se puede asumir que el al menos un detector de luz en la minoría clara se ha colocado en contacto con un lunar, sangre u otro o ha perdido contacto con el tejido.
De acuerdo con una alternativa, si las respuestas de detector generadas por un número significativo (por ejemplo, cuatro) de detectores de luz 170 difieren significativamente (por ejemplo, por la cantidad umbral) entre sí pero no hay una mayoría clara de respuestas de detector, entonces uno o ambos del módulo de adquisición 115 y módulo de medición 120 pueden ignorar todas las respuestas de detector y pueden indicar (por ejemplo, en la pantalla 125) que la saturación de oxígeno precisa no se puede determinar para esa región de tejido actualmente sondeada. Los pasos del método se pueden repetir sustancialmente de manera continua conforme el dispositivo de oximetría tisular 100 mide la saturación de oxígeno en el tejido. Se señala que la fuente de luz central 120c de otro modo no se puede usar para obtener datos contributivos para una curva de reflectancia usada para determinar la saturación de oxígeno.
Autocorrección de datos durante la detección de saturación de oxígeno
La figura 15 es un diagrama de flujo de alto nivel de un método para calibrar la cantidad de luz emitida por las fuentes de luz 150a y 150b durante mediciones de saturación de oxígeno en tejido o con un simulador de tejido.
Como se describió anteriormente, las distancias de fuente a detector más cortas D2 y D3 se pueden hacer coincidir intencionalmente para las dos fuentes de luz externas 150a y 150b y las distancias de fuente a detector más largas D4 y D5 también se pueden hacer coincidir intencionalmente para estas fuentes de luz. Con las distancias de fuente a detector más cortas coincidentes, cuando la fuente externa 150a emite luz, paso 1500, de una longitud de onda dada en el tejido y el detector de luz 170e detecta esta luz reflejada del tejido, paso 1505, y cuando la fuente de luz 150b emite luz en el tejido, paso 1510, y el detector 170a detecta esta luz reflejada del tejido, paso 1515, los datos de reflectancia generados por los detectores de luz 170a y 170e, pasos 1520 y 1525, respectivamente, deben coincidir sustancialmente. Es decir, la cantidad de luz detectada por los detectores de luz 170a y 170e debe coincidir sustancialmente.
Además, con las distancias de fuente a detector más largas coincidentes, cuando la fuente externa 150a emite luz de una longitud de onda dada en el tejido y el detector de luz 170a detecta esta luz reflejada del tejido, y cuando la fuente de luz 150b emite luz en el tejido y el detector 170e detecta esta luz reflejada del tejido, los datos de reflectancia generados por los detectores de luz 170a y 170e también deben coincidir sustancialmente. Si estos pares de datos de reflectancia no coinciden, entonces la energía de fuente de las fuentes de luz 150a y 150b y la cantidad de luz emitida por estas fuentes externas también pueden no coincidir.
El dispositivo de oximetría tisular usa estos pares de datos de reflectancia (si no coinciden) generados por los detectores de luz 170a y 170e para corregir los datos de reflectancia generados por todos los detectores y para corregir el análisis de saturación de oxígeno realizado por el dispositivo. Más específicamente, una función de calibración, paso 1530, para los datos de reflectancia (debido a una diferencia de energía de fuente entre las fuentes de luz 150a y 150b) se puede determinar a partir de la diferencia entre la reflectancia absoluta detectada por los detectores de luz 170a y 170e. Esta función de calibración se puede aplicar a los datos de reflectancia sin procesar generados por cada detector de luz 170 para compensar la diferencia en la cantidad de luz emitida por las fuentes de luz 150a y 150b. Específicamente, dos conjuntos de puntos de datos de reflectancia que se desplazan entre sí se pueden llevar a una curva de reflectancia individual al aplicar la función generada a los datos de reflectancia generados por cada detector de luz 170, generando de este modo datos de saturación de oxígeno relativamente más precisos.
El dispositivo de oximetría tisular 100 puede monitorear y comparar de manera sustancialmente continua los datos de reflectancia generados por los detectores de luz 170a y 170e para determinar si se presentan diferencias en la cantidad de luz emitida desde las fuentes de luz 150a y 150b. Usando las diferencias (si están presentes), los datos de reflectancia para cada uno de los detectores 170 se pueden corregir de manera sustancialmente continua por el dispositivo de oximetría tisular 100 durante las mediciones de saturación de oxígeno. De acuerdo con un método alternativo, la calibración de las fuentes de luz 150a y 150b se realiza una vez y la función generada se almacena para uso posterior en tanto que se realizan mediciones de saturación de oxígeno.
De acuerdo con una alternativa, se pueden hacer coincidir distancias de fuente a detector adicionales o alternativas para generar una función para los datos de reflectancia debido a la diferencia de energía de fuente entre las fuentes de luz 150a y 150b (es decir, calibrar las fuentes de luz 150a y 150b). Es decir, las distancias de fuente a detector más cortas o más largas (o una combinación de estas) no se requieren para calibrar las fuentes de luz 150a y 150b y para corregir los datos de reflectancia. Además, en tanto que el uso de dos o más pares de distancias de fuente a detector coincidentes puede incrementar la fiabilidad o precisión de la calibración de fuente, se puede usar un par individual de distancias de fuente a detector coincidentes para calibrar las fuentes de luz 150a y 150b.
Si se usa un par individual de distancias de fuente a detector coincidentes (por ejemplo, D2 y D3) para calibrar las fuentes de luz 150a y 150b y para corregir los datos de reflectancia, entonces la relación de señal a ruido de los datos de reflectancia puede ser relevante para seleccionar la distancia de fuente a detector particular para coincidir. Si hay ruido mínimo a bajo, entonces hacer coincidir de las distancias de fuente a detector más largas puede proporcionar la calibración de fuente más robusta. Sin embargo, el ruido puede incrementar como la raíz cuadrada de la magnitud de una medición de datos de reflectancia y por lo tanto, puede ser significativamente mayor para distancias de fuente a detector más largas. En este caso, hacer coincidir las distancias de fuente a detector más cortas o relativamente cortas puede proporcionar una calibración más robusta de las fuentes externas y los datos de reflectancia.
De acuerdo con otra alternativa, todas las distancias de fuente a detector para las fuentes de luz 150a y 150b, y los detectores de luz 170a-170h se hacen coincidir proporcionando cuatro distancias de fuente a detector coincidentes. La coincidencia de cuatro distancias de fuente a detector para las fuentes de luz 150a y 150b permite la generación de dos conjuntos de datos de reflectancia para cada fuente externa, que se pueden comparar para verificar la precisión de los datos de reflexión. La incorporación geométrica de métodos de procesamiento y recolección de datos precisa, autocorrección y calibración rápida y robusta limita las fluctuaciones e inexactitud vistas en las mediciones de saturación realizadas por las sondas intraoperatorias consideradas que son la técnica anterior. La calibración, autocorrección y otras características previamente analizadas pueden conducir a dispositivos de oximetría tisular rápidos precisos, que deben ser deseables para los cirujanos plásticos implicados en la reconstrucción mamaria basada en implantes y otros preocupados por detectar regiones de tejido en peligro de necrosis en ambientes quirúrgicos.
Forma de onda de luz
La figura 16 es un esquema simplificado de una señal de control que se puede suministrar a los elementos de iluminación 152 (por ejemplo, ocho LED) en las fuentes de luz 150a. Específicamente, la figura 16 representa la señal de control y puede representar la intensidad de la luz generada por los elementos de iluminación en una de las fuentes de luz en un momento dado. El patrón de la señal de control y de la generación de luz mostrada en la figura 16 se puede repetir secuencialmente por las fuentes de luz. En una realización, un elemento de iluminación 152 en cualquier momento dado recibe la señal de control y genera y emite luz con base en la recepción de la señal de control. Es decir, los elementos de iluminación en una fuente de luz pueden recibir secuencialmente la señal de control. Por ejemplo, un primer elemento de iluminación (por ejemplo, LED1) en una de las fuentes de luz puede recibir la señal de control y generar y emitir luz, entonces un segundo elemento de iluminación (por ejemplo, LED2) en la fuente de luz puede generar y emitir luz, entonces un tercer elemento de iluminación (por ejemplo, LED3) en la fuente de luz puede recibir la señal de control y generar y emitir luz, y así sucesivamente hasta que un octavo elemento de iluminación (por ejemplo, LED8) reciba la señal de control para generar y emitir luz.
La señal de control puede ser una señal de control variable de tiempo, tal como una señal de control sinusoidal, que modula sinusoidalmente la intensidad de luz generada por cada elemento de iluminación. En una realización específica, la frecuencia de la señal de control es una frecuencia de 2,5 kilohercios.
La señal de control se suministra a cada elemento de iluminación durante un tiempo dado (algunas veces referido en la presente como un cuadro) que puede incluir un número de ciclos (por ejemplo, 6 ciclos) de la señal de control. La señal de control puede someter a ciclos los elementos de iluminación de una emisión y generación de luz cero a una emisión y generación de luz pico. En una realización, la señal de control sinusoidal que se suministra a cada uno de los elementos de iluminación comienza en cero (por ejemplo, corriente y voltaje cero) de tal forma que la rampa ascendente de luz generada por un elemento de iluminación comienza en generación de luz cero y se eleva con la forma de onda sinusoidal.
En una realización, cada uno de los detectores de luz 170 toma muestras de la luz reflejada del tejido 140 a una frecuencia dada, tal como a 100 muestras por ciclo (es decir, el muestreo puede ser a 250 kilohercios) de la señal de control. En algunas realizaciones, los detectores de luz 170 no toman muestras de luz reflejada del tejido durante el primer ciclo de un cuadro donde los elementos de iluminación se pueden calentar hasta una temperatura de operación estable, o el módulo de adquisición 115, módulo de medición 120 o ambos pueden ignorar los datos de reflectancia generados para el primer ciclo. También se pueden usar otros métodos para ignorar el primer ciclo de generación de luz por los elementos de iluminación.
Después de que todos los elementos de iluminación 152 en una fuente de luz 150 generan y emiten luz durante un número de cuadros consecutivos (por ejemplo, ocho cuadros para ocho LED), entonces ninguno de los elementos de iluminación en la fuente de luz puede generar y emitir luz durante el período de tiempo de un cuadro (por ejemplo, 6 ciclos de la señal de control). Posteriormente, otra de las fuentes de luz puede generar y emitir luz como se describió anteriormente. Para resumir brevemente, como se refiere en la presente, un ciclo es un ciclo de la señal de control; un cuadro comprende múltiples ciclos (por ejemplo, 6 ciclos); una ventana comprende una secuencia de cuadros (por ejemplo, un cuadro para cada LED y un cuadro oscuro); y una medición usa múltiples ventanas a través de las cuales se generan y procesan los datos de reflectancia por el módulo de medición 120.
De acuerdo con una realización particular, los elementos de iluminación 152 de cada fuente de luz 150a y 150b se configuran para generar y emitir luz a longitudes de onda de 760 nanómetros (por ejemplo, /- 10 nanómetros), 810 nanómetros (por ejemplo, /- 10 nanómetros), 845 nanómetros (por ejemplo, /- 20 nanómetros) y 895 nanómetros (por ejemplo, /- 10 nanómetros). Los elementos de iluminación 152 pueden generar y emitir luz secuencialmente en el orden anterior (por ejemplo, 760 nanómetros, 810 nanómetros, 845 nanómetros y 895 nanómetros) para cada una de las fuentes de luz 150a y 150b. En tanto que las fuentes de luz 150a y 150b se describen en la presente como que incluyen cuatro elementos de iluminación 152, las realizaciones alternativas de las fuentes de luz 150a y 150b incluyen más o menos elementos de iluminación.
Por ejemplo, de acuerdo con una realización donde cada una de las fuentes de luz 150a y 150b incluye dos elementos de iluminación, estos elementos de iluminación en cada fuente de luz pueden generar y emitir las longitudes de onda de aproximadamente 760 nanómetros (por ejemplo, /- 10 nanómetros) y 850 nanómetros (por ejemplo, /- 20 nanómetros). De acuerdo con una realización donde cada fuente de luz 150 incluye tres elementos de iluminación, los elementos de iluminación se pueden configurar para generar y emitir longitudes de onda de aproximadamente 760 nanómetros (por ejemplo, /- 10 nanómetros), 810 nanómetros (por ejemplo, /- 10 nanómetros) y 850 nanómetros (por ejemplo, /- 20 nanómetros). De acuerdo con otra realización, donde cada fuente de luz 150 incluye cuatro elementos de iluminación, los elementos de iluminación se pueden configurar para emitir longitudes de onda de aproximadamente 760 nanómetros (por ejemplo, /- 10 nanómetros), 810 nanómetros (por ejemplo, /- 10 nanómetros), 850 nanómetros (por ejemplo, /- 20 nanómetros) y 900 nanómetros (por ejemplo, /- 20 nanómetros). Se pueden utilizar longitudes de onda adicionales y/o alternativas por el dispositivo de oximetría tisular 100.
El uso de las longitudes de onda descritas por el dispositivo de oximetría tisular 100 tiende a disminuir la fracción de luz emitida que se puede absorber por azul de metileno, violeta de genciana y povidona-yodo (PVPI), y por lo tanto incrementa la fracción de luz que se puede dispersar o absorber por elementos de tejido intrínsecos y genera datos de reflectancia precisos. Los tintes frecuentemente se usan en el quirófano para marcar el tejido. Se necesitan datos precisos de reflectancia a fin de extraer las propiedades ópticas del tejido a partir del cual se pueden derivar las concentraciones de hemoglobina oxigenada y desoxigenada.
Para las longitudes de onda descritas anteriormente, la dispersión de tejido es relativamente baja y la luz penetra más lejos en el tejido que las longitudes de onda más cortas. Además, las longitudes de onda descritas anteriormente están en ambos lados de un punto de cruce espectral de hemoglobina desoxigenada-oxigenada llamado punto isosbéstico, que es de 810 nanómetros para la hemoglobina. Como tal, cuando un cromóforo (por ejemplo, hemoglobina oxigenada) tiene alta absorción, el otro cromóforo (por ejemplo, hemoglobina desoxigenada) entonces tiene baja absorción y viceversa. La utilización del dispositivo de oximetría tisular de longitudes de onda que circundan el punto isosbéstico proporciona estadísticas relativamente mejoradas para las determinaciones de saturación de oxígeno.
En al menos una de las realizaciones previamente descritas, el dispositivo de oximetría tisular 100 utiliza una longitud de onda en aproximadamente el punto isosbéstico, a 810 nanómetros. En el punto isosbéstico, la absorción de la longitud de onda de 810 nanómetros para la hemoglobina oxigenada y hemoglobina desoxigenada son equivalentes y por lo tanto, proporcionan un punto de referencia estable en los datos de reflectancia generados por los detectores de luz 170. Las longitudes de onda relativamente más largas, tal como la longitud de onda de 900 nanómetros de al menos una realización,
permiten distinguir entre las curvas de absorción para la hemoglobina desoxigenada de la curva de absorción para melanina.
Uso de longitudes de onda para sondeo óptico.
Las concentraciones de hemoglobina oxigenada y desoxigenada, a partir de las cuales se puede calcular la saturación de oxígeno, se pueden relacionar con el coeficiente de absorción |Ja de una región de tejido para una longitud de onda de luz dada. En algunos casos, se usa una relación simple para el cálculo donde se asume que el coeficiente de absorción depende solo de las concentraciones de hemoglobina oxigenada y desoxigenada. Sin embargo, la melanina y agua presentes en el tejido también pueden absorber la luz incidente, por lo que esta relación simple puede ser insuficiente para cálculos de concentración altamente precisos, puesto que la absorción del agua y melanina se puede atribuir incorrectamente a la hemoglobina oxigenada o desoxigenada. Una relación entre el coeficiente de absorción y las concentraciones de hemoglobina oxigenada (HbO2), hemoglobina desoxigenada (Hb), agua (H2O) y melanina (mel) puede ser:
M-a = 2.303(eHbO2[HbO2] 8Hb[Hb] sH2o [H 20 ] emei[m e l])
donde £espec¡e denota la absorción molar de una especie dada y las cantidades entre corchetes indican los valores de concentración.
La forma de una curva de reflectancia (generada al graficar la intensidad de luz difusamente reflejada o re-emitida) se puede analizar para obtener los coeficientes de absorción y dispersión para una región dada de tejido. Hay cuatro concentraciones desconocidas (es decir, [HbO2], [Hb], [H2O] y [mel]) en la relación anterior que corresponden al coeficiente de absorción. Una vez que se determina el coeficiente de absorción para una longitud de onda dada, la relación se convierte en una ecuación de cuatro variables desconocidas. Sin embargo, puesto que las concentraciones de hemoglobina oxigenada y desoxigenada, agua y melanina no deben variar considerablemente en el transcurso de una medición de sonda, sondear el tejido con cuatro longitudes de onda diferentes emitidas por las fuentes de longitud de onda puede proporcionar cuatro valores para ja , que se pueden usar para determinar las cuatro concentraciones relevantes en la expresión para ja . Es decir, se puede resolver un sistema de cuatro ecuaciones con cuatro variables desconocidas, como se entiende bien. A partir de las concentraciones determinadas de hemoglobinas oxigenadas [HbO2] y hemoglobinas desoxigenadas [Hb], se puede determinar la saturación de oxígeno del tejido.
De acuerdo con la realización donde se emiten tres longitudes de onda por las fuentes de longitud de onda, las contribuciones de agua, melanina y otros absorbentes de luz se pueden combinar en un término individual y expresar como:
lia = 2.303(eHbc>2[Hb02] + eHb[Hb] + s H20 ,m e i[H 20 , mel]).
Si se determinan tres coeficientes de absorción ja para las tres longitudes de onda, entonces se pueden determinar las tres concentraciones relevantes para [HbO2], [Hb] y [H2O, mel]), y la saturación de oxígeno se puede determinar nuevamente a partir de las concentraciones determinadas de hemoglobinas oxigenadas y desoxigenadas. Los coeficientes de absorción se pueden determinar a partir de los datos de reflectancia por una variedad de métodos, tal como ajustar los datos de reflectancia a una o más curvas de reflectancia predeterminadas, donde cada curva de reflectancia predeterminada representa un coeficiente de absorción único. Los coeficientes de absorción se pueden determinar de manera alternativa por multiplicación de vectores con la señal de analito neto, que se describe en la patente de Estados Unidos 6,597,931, titulada “System and Method for Absolute Oxygen Saturation”.
Simulación Monte Carlo
De acuerdo con una realización específica, el dispositivo de memoria 205 almacena varias curvas de reflectancia simuladas por Monte Carlo 600 (“curvas de reflectancia simuladas”), que se pueden generar por una computadora para almacenamiento posterior en el dispositivo de memoria. Cada una de las curvas de reflectancia simuladas 600 representa una simulación de luz (por ejemplo, luz visible o de infrarrojo cercano) emitida de una o más fuentes de luz simuladas en el tejido simulado y reflejada del tejido simulado en uno o más detectores simulados. Las curvas de reflectancia simuladas 600 son para una configuración específica de fuentes de luz simulada y detectores simulados, tal como la configuración de elementos de iluminación 152 en fuentes de luz 150 y detectores 170 en la punta de sonda 300. Por lo tanto, las curvas de reflectancia simuladas 600 modelan la luz emitida y recolectada por el dispositivo de oximetría tisular 100.
Además, cada una de las curvas de reflectancia simuladas 600 representa una condición de tejido real única, tal como absorción de tejido específica y valores de dispersión de tejido que se relacionan con concentraciones particulares de cromóforos de tejido y densidades de dispersores de tejido. El número de curvas de reflectancia simuladas almacenadas en el dispositivo de memoria 205 puede ser relativamente grande y puede representar casi todas, si no todas, las combinaciones prácticas de propiedades ópticas y propiedades de tejido que pueden estar presentes en el tejido real que se analiza para viabilidad por el dispositivo de oximetría tisular 100. En tanto que en la presente se describe el dispositivo
de memoria 205 como que almacena curvas de reflectancia simuladas por Monte Cario, el dispositivo de memoria 205 puede almacenar curvas de reflectancia simuladas generadas por métodos diferentes de los métodos de Monte Carlo, tal como el uso de la aproximación de difusión.
La figura 17 es una gráfica de ejemplo de una curva de reflectancia, que puede ser para una configuración específica de fuentes de luz 150 y detectores de luz 170, tal como una de las configuraciones de fuentes de luz y detectores de punta de sonda 300, o similares. El eje horizontal de la gráfica representa las distancias entre las fuentes de luz 150 y detectores de luz 170 (es decir, las distancias de fuente a detector). Si las distancias entre las fuentes de luz 150 y los detectores de luz 170 se eligen de manera apropiada, y la curva de reflectancia simulada es una simulación para las fuentes de luz 150 y los detectores de luz 170, entonces los espaciamientos laterales entre los puntos de datos en la curva de reflectancia simulada serán relativamente uniformes. Estos espaciamientos relativamente uniformes se pueden ver en la curva de reflectancia simulada en la figura 17. El eje vertical de la gráfica representa la reflectancia simulada de la luz que se refleja del tejido y se detecta por los detectores de luz 170. Como se muestra mediante la curva de reflectancia simulada, la reflectancia que alcanza los detectores de luz 170 varía con la distancia entre las fuentes de luz 150 y los detectores de luz 170.
De acuerdo con una implementación, el dispositivo de memoria 205 almacena un número seleccionado de puntos para cada una de las curvas de reflectancia simuladas 600 y no puede almacenar la totalidad de las curvas de reflectancia simuladas. El número de puntos almacenados para cada una de las curvas de reflectancia simuladas 600 puede coincidir con el número de pares de fuente-detector. Por ejemplo, si la punta de sonda 300 incluye dos fuentes de luz 150a y 150b e incluye ocho detectores de luz 170a-170h, entonces la sonda de oximetría tisular 100 incluye dieciséis pares de fuentedetector y por lo tanto, el dispositivo de memoria 205 puede almacenar dieciséis puntos de datos seleccionados para cada una de las curvas de reflectancia simuladas, donde los puntos de datos almacenados son para las distancias de fuentedetector específicas (es decir, distancias entre las fuentes de luz y los detectores de luz).
Por lo tanto, la base de datos de curva de reflectancia simulada almacenada en el dispositivo de memoria 205 puede ser de un tamaño de 16 por 3 por 5850 donde se almacenan dieciséis puntos por curva para tres longitudes de onda diferentes que se pueden generar y emitir por cada fuente de luz 150 y donde hay un total de 5850 curvas que abarcan los intervalos de propiedades ópticas. De manera alternativa, la base de datos de curva de reflectancia simulada que se almacena en el dispositivo de memoria 205 puede ser de un tamaño de 16 por 4 por 5850, donde se almacenan dieciséis puntos por curva para cuatro longitudes de onda diferentes que se pueden generar y emitir por cada fuente de luz y donde hay un total de 5850 curvas que abarcan los intervalos de propiedades ópticas. Las 5850 curvas se originan, por ejemplo, a partir de una matriz de 39 valores de coeficientes de absorción |Js y 150 valores de coeficiente de absorción |Ja. Los valores de |Js’ pueden variar entre 5:5:24 centímetros-1 (js ’ depende del valor de g). Los valores ja pueden variar entre 0,01:0,01:1,5 centímetros-1. Se entenderá que los intervalos descritos anteriormente son intervalos de ejemplo y el número de pares de fuente-detectores, el número de longitudes de onda generadas por cada fuente de luz y el número de curvas de reflectancia simuladas pueden ser más pequeños o más grandes.
Análisis de tejido
La figura 18A es un diagrama de flujo de alto nivel de un método para determinar las propiedades ópticas del tejido (por ejemplo, tejido real) por el dispositivo de oximetría tisular 100 donde el dispositivo de oximetría tisular usa datos de reflectancia y curvas de reflectancia simuladas 600 para determinar las propiedades ópticas. Las propiedades ópticas pueden incluir el coeficiente de absorción ja y los coeficientes de dispersión js del tejido. Se describe en más detalle más adelante un método adicional para la conversión del coeficiente de absorción ja y los coeficientes de dispersión del tejido js en valores de saturación de oxígeno para el tejido. El diagrama de flujo de alto nivel representa una realización de ejemplo. Los pasos se pueden agregar a, remover de o combinar en el diagrama de flujo de alto nivel sin desviarse del alcance de la realización.
En 1800, el dispositivo de oximetría tisular 100 emite luz desde una de las fuentes de luz 150, tal como la fuente de luz 150a en el tejido. La punta de sonda 300 en general está en contacto con el tejido cuando la luz se emite desde la fuente de luz. Después de que la luz emitida se refleja del tejido, los detectores de luz 170 detectan una porción de esta luz, paso 1805, y generan puntos de datos de reflectancia para el tejido, paso 1810. Los pasos 1800, 1805 y 1810 se pueden repetir para múltiples longitudes de onda de luz y para una o más fuentes de luz diferentes, tal como la fuente de luz 150b. Los puntos de datos de reflectancia para una longitud de onda individual pueden incluir dieciséis puntos de datos de reflectancia si, por ejemplo, la punta de sonda 300 proporciona dieciséis distancias de fuente-detectores. Los puntos de datos de reflectancia se refieren algunas veces como un vector N de los puntos de datos de reflectancia.
En 1815, los puntos de datos de reflectancia (por ejemplo, puntos de datos de reflectancia sin procesar) se corrigen para la ganancia de los pares de fuente-receptor. Durante la calibración de los pares de fuente-detector (descritos anteriormente), se generan correcciones de ganancia para los pares de fuente-detector y se almacenan en el dispositivo de memoria 205.
En 1820, el procesador de control 200 del módulo de medición 120 ajusta (por ejemplo, mediante una suma de cálculo de error de cuadrados) los puntos de datos de reflectancia a las curvas de reflectancia simuladas 600 para determinar la curva de datos de reflectancia particular que se ajusta mejor (es decir, tiene el error de ajuste más bajo) a los puntos de
datos de reflectancia. De acuerdo con una implementación específica, se selecciona un conjunto relativamente pequeño de curvas de reflectancia simuladas que son una cuadrícula “grande” de la base de datos de las curvas de reflectancia simuladas y se utiliza para el paso de ajuste 1820. Por ejemplo, dados 39 valores de coeficiente de dispersión |Js y 150 valores de coeficiente de absorción Ja, se puede determinar una cuadrícula grande de curvas de reflectancia simuladas por el procesador de control 200 al tomar cada 5° valor de coeficiente de dispersión Js’ y cada 8° coeficiente de absorción ja para un total de 40 curvas de reflectancia simuladas en la cuadrícula grande. Se entenderá que los valores específicos anteriores son para una realización de ejemplo y que las cuadrículas grandes de otros tamaños se pueden utilizar por el procesador de control 200. El resultado de ajustar los puntos de datos de reflectancia a la cuadrícula grande es una coordenada en la cuadrícula grande (ja, js)grande de la curva de reflectancia simulada de mejor ajuste.
En 1825, la curva de reflectancia simulada particular de la cuadrícula grande que tiene el error de ajuste más bajo se utiliza por el procesador de control 200 para definir una cuadrícula “pequeña” de curvas de reflectancia simuladas donde las curvas de reflectancia simuladas en la cuadrícula pequeña están alrededor de la curva de reflectancia simulada de la cuadrícula grande que tiene el error de ajuste más bajo.
Es decir, la cuadrícula pequeña es un tamaño definido, con la curva de reflectancia simulada de error más bajo de la cuadrícula grande que define el centro de la cuadrícula pequeña. La cuadrícula pequeña puede tener el mismo número de curvas de reflectancia simuladas que la cuadrícula grande o puede tener más o menos curvas de reflectancia simuladas. La cuadrícula pequeña es sustancialmente pequeña para proporcionar un número suficiente de puntos para determinar un arreglo de superficie pico de valores de coeficiente de absorción ja cercanos y valores de coeficiente de dispersión js , paso 1830, en la cuadrícula pequeña. Específicamente, se puede establecer un umbral por el procesador de control 200 utilizando el valor de error más bajo de la cuadrícula grande más un desplazamiento especificado. Las posiciones del coeficiente de dispersión js ’ y el coeficiente de absorción ja en la cuadrícula pequeña que tienen errores por debajo del umbral se pueden identificar para uso al determinar el arreglo de superficie pico para determinar adicionalmente el coeficiente de dispersión js ’ y el coeficiente de absorción ja para los datos de reflectancia. Específicamente, se realiza un ajuste de error para que el pico determine el coeficiente de absorción ja y los valores del coeficiente de dispersión js en el pico. Un promedio ponderado (por ejemplo, un cálculo de centroide) del coeficiente de absorción ja y los valores de coeficiente de dispersión js ’ en el pico se pueden utilizar por el dispositivo de oximetría tisular para la determinación del coeficiente de absorción ja y los valores de coeficiente de dispersión js para los puntos de datos de reflectancia para el tejido, paso 1840.
Los pesos para el coeficiente de absorción ja y los valores de coeficiente de dispersión js ’ para el promedio ponderado se pueden determinar por el procesador de control 200 como el umbral menos el error de cuadrícula pequeña. Debido a que los puntos en la cuadrícula pequeña se seleccionan con errores por debajo del umbral, esto da ponderaciones positivas. El cálculo ponderado del promedio ponderado (por ejemplo, cálculo de centroide) hace que el coeficiente de dispersión js predicho y el coeficiente de absorción ja (es decir, (ja, js ) sean finos) para los puntos de datos de reflectancia para el tejido. Se pueden utilizar otros métodos por el dispositivo de oximetría tisular, tal como ajuste con uno o más de una variedad de mínimos cuadrados no lineales para determinar el pico de error mínimo verdadero para el coeficiente de dispersión js .
De acuerdo con una implementación, el procesador de control 200 calcula el logaritmo de los puntos de datos de reflectancia y las curvas de reflectancia simuladas, y divide cada logaritmo por la raíz cuadrada de las distancias de fuentedetector (por ejemplo, en centímetros). Estos valores logarítmicos divididos por la raíz cuadrada de las distancias de fuente-detector se pueden utilizar por el procesador de control 200 para los puntos de datos de reflectancia y las curvas de reflectancia simuladas en los pasos descritos anteriormente (por ejemplo, pasos 1815, 1820, 1825 y 1830) para mejorar el ajuste de los puntos de datos de reflectancia a las curvas de reflectancia simuladas.
De acuerdo con otra implementación, el desplazamiento se establece esencialmente en cero, que da efectivamente un desplazamiento de la diferencia entre el mínimo de cuadrícula grande y el mínimo de cuadrícula pequeña. El método descrito anteriormente con respecto a la figura 18A se basa en un error de ajuste mínimo de la cuadrícula grande, por lo que el error mínimo verdadero en la cuadrícula pequeña es habitualmente menor. Idealmente, el umbral se determina a partir del error más bajo en la cuadrícula pequeña, que habitualmente requeriría un cálculo adicional por el procesador.
Lo siguiente es una descripción detallada adicional para encontrar la curva de reflectancia simulada particular que se ajusta mejor a los puntos de datos de reflectancia en la cuadrícula pequeña de acuerdo con una implementación. La figura 18B es un diagrama de flujo de alto nivel de un método para encontrar la curva de reflectancia simulada particular que mejor se ajusta a los puntos de datos de reflectancia en la cuadrícula pequeña de acuerdo con una implementación. El diagrama de flujo de alto nivel representa una realización de ejemplo. Los pasos se pueden agregar a, remover de o combinar en el diagrama de flujo de alto nivel sin desviarse del alcance de la realización.
Después de determinar la curva de reflectancia simulada particular (ja, js)grande de la cuadrícula grande que mejor se ajusta a los puntos de datos de reflectancia en el paso 1825, el procesador de control 200 calcula una superficie de error en una región aproximadamente (ja, js)grande en la base de datos de curva de reflectancia simulada completa (es decir, base de datos de 16 por 4 por 5850 (ja, js ’)) de curvas de reflectancia simuladas, paso 1850. La superficie de error se denota como: err(ja, js). Posteriormente, el procesador de control 200 ubica el valor de error mínimo en err(ja, js), que se refiere como errmin, paso 1855. El procesador de control 200 entonces genera un arreglo de superficie pico a partir de
err(|Ja, Js) que se denota por pksurf (|Ja, |Js) = k errmin - err(Ja, |Js) si la superficie pico es mayor que cero, o pksurf (|Ja, Js) = k + errmin - err(Ja, Js) = 0 si la superficie pico es menor que o igual a cero, paso 1860. En la expresión k se elige de un pico en el punto mínimo de err(Jia, Jis’) con un ancho por arriba de cero de aproximadamente diez elementos. El centro de masa (es decir, el cálculo de centroide) del pico de pksurf (Ja, Jis) usa las alturas de los puntos como ponderaciones, paso 1865. La posición del centro de masa es el resultado interpolado para el coeficiente de absorción Ja y el coeficiente de dispersión Js’ para los puntos de datos de reflectancia para el tejido.
El método descrito anteriormente con respecto a las figuras 18A y 18B para determinar el coeficiente de absorción Ja y el coeficiente de dispersión Js’ para los puntos de datos de reflectancia para el tejido se pueden repetir para cada una de las longitudes de onda (por ejemplo, 3 o 4 longitudes de onda) generadas por cada una de las fuentes de luz 150.
Determinación de saturación de oxígeno
De acuerdo con una primera implementación, el procesador de control 200 determina la saturación de oxígeno para el tejido que se sondea por el dispositivo de oximetría tisular 100 al utilizar los coeficientes de absorción Ja (por ejemplo, 3 o 4 coeficientes de absorción Ja) que se determinan (como se describió anteriormente) para las 3 o 4 longitudes de onda de luz que se generan por cada fuente de luz 120. De acuerdo con una primera implementación, se genera una tabla de búsqueda de valores de saturación de oxígeno para encontrar el mejor ajuste de los coeficientes de absorción Ja a la saturación de oxígeno. La tabla de búsqueda se puede generar al asumir un intervalo de valores probables de saturación de oxígeno, melanina y hemoglobina total y al calcular Ja para cada uno de estos escenarios. Entonces, los puntos de coeficiente de absorción Ja se convierten en un vector unitario al dividir por un valor normalizado del vector unitario para reducir el error sistemático y solo dependen de la forma relativa de la curva. Entonces, el vector unitario se compara con la tabla de búsqueda para encontrar el mejor ajuste, que da la saturación de oxígeno.
De acuerdo con una segunda implementación, el procesador de control 200 determina la saturación de oxígeno para el tejido mediante al calcular la señal de analito neto (NAS) de hemoglobina desoxigenada y hemoglobina oxigenada. La NAS se define como la porción del espectro que es ortogonal a los otros componentes espectrales en el sistema. Por ejemplo, la NAS de hemoglobina desoxigenada es la porción del espectro que es ortogonal al espectro de hemoglobina oxigenada y al espectro de melanina. Las concentraciones de hemoglobina desoxigenada y oxigenada entonces se pueden calcular por vector multiplicando la NAS respectiva y al dividir por un valor normalizado de la NAS al cuadrado. La saturación de oxígeno entonces se calcula fácilmente como la concentración de hemoglobina oxigenada dividida por la suma de hemoglobina oxigenada y hemoglobina desoxigenada. Anal. Chem. 58:1167-1172 (1986) de Lorber proporciona un marco para una comprensión detallada adicional de la segunda implementación para determinar la saturación de oxígeno para el tejido.
De acuerdo con una realización del dispositivo de oximetría tisular 100, los datos de reflectancia se generan por detectores de luz 170 a 30 Hertz, y los valores de saturación de oxígeno se calculan a aproximadamente 3 Hercios. Se puede mostrar un promedio de funcionamiento de valores de saturación de oxígeno determinados (por ejemplo, al menos tres valores de saturación de oxígeno) en la pantalla 125, que puede tener una velocidad de actualización de 1 Hercio.
Propiedades ópticas
Como se describió de manera breve anteriormente, cada curva de reflectancia simulada 600 que se almacena en el dispositivo de memoria 205 representa propiedades ópticas únicas del tejido. Más específicamente, las formas únicas de las curvas de reflectancia simuladas, para una longitud de onda dada, representan valores únicos de las propiedades ópticas del tejido, específicamente, el coeficiente de dispersión (Js), el coeficiente de absorción (Ja), la anisotropía del tejido (g) e índice de refracción del tejido.
La reflectancia detectada por los detectores de luz 170 para distancias de fuente a detector relativamente pequeñas es dependiente principalmente del coeficiente de dispersión reducido, Js. El coeficiente de dispersión reducido es una propiedad “concentrada” que incorpora el coeficiente de dispersión Js y la anisotropía g del tejido donde Js’ = Js (1-g), y se usa para describir la difusión de fotones en un recorrido aleatorio de muchos pasos de tamaño de 1/Js’ donde cada paso implica dispersión isotrópica. Esta descripción es equivalente a una descripción del movimiento de fotones usando muchos pasos pequeños 1/Js que cada uno implica solo un ángulo de desviación parcial si hay muchos eventos de dispersión antes de un evento de absorción, es decir, Ja<<Js’.
Por el contrario, la reflectancia que se detecta por los detectores de luz 170 para distancias de fuente-detector relativamente grandes es dependiente principalmente del coeficiente de absorción efectivo Jeff, que se define como V 3^a(^a^s), que es una función tanto de Ja como Js.
Por lo tanto, al medir la reflectancia a distancias de fuente-detector relativamente pequeñas (por ejemplo, la distancia entre la fuente de luz 150a y detector de luz 170e y la distancia entre la fuente de luz 120b y detector de luz 170a) y distancias de fuente-detector relativamente grandes (por ejemplo, la distancia entre la fuente de luz 150a y detector 170a y la distancia entre la fuente de luz 120b y detector 170e ), tanto Ja como Js’ se pueden determinar independientemente entre sí. Las propiedades ópticas del tejido a su vez pueden proporcionar información suficiente para el cálculo de las
concentraciones de hemoglobina oxigenada y hemoglobina desoxigenada y por lo tanto la saturación de oxígeno del tejido.
Ajuste iterativo para optimización de recolección de datos.
La figura 19 es un diagrama de flujo de alto nivel de otro método para determinar las propiedades ópticas del tejido por el dispositivo de oximetría tisular 100. El diagrama de flujo de alto nivel representa una realización de ejemplo. Los pasos se pueden agregar a, remover de o combinar en el diagrama de flujo de alto nivel sin desviarse del alcance de la realización.
En 1900, el dispositivo de oximetría tisular 100 emite luz desde una de las fuentes de luz, tal como la fuente de luz 150a en el tejido. Después de que la luz emitida se refleja del tejido, los detectores de luz 170 detectan la luz, paso 1905, y generan datos de reflectancia para el tejido, paso 1910. Los pasos 1900, 1905 y 1910 se pueden repetir para múltiples longitudes de onda de luz y para una o más fuentes de luz diferentes, tal como la fuente de luz 150b. En 1915, el procesador de control 200 ajusta los datos de reflectancia a las curvas de reflectancia simuladas 600 y determina la curva de reflectancia simulada a la cual los datos de reflectancia tienen el mejor ajuste. Posteriormente, el procesador de control 200 determina las propiedades ópticas (por ejemplo, |Ja y |Js) para el tejido con base en las propiedades ópticas de la curva de reflectancia simulada que se ajusta mejor a los datos de reflectancia, paso 1920.
En 1925, el procesador de control 200 determina la ruta libre media de la luz en el tejido a partir de las propiedades ópticas (por ejemplo, 1/(ja Js’)) determinadas en el paso 1920. Específicamente, la ruta libre media se puede determinar a partir de las propiedades ópticas obtenidas a partir de una curva de reflectancia acumulativa que incluye los datos de reflectancia para todos los pares de fuente-detector (por ejemplo, par 1: fuente de luz 150a-detector 170e; par 2: fuente de luz 150adetector 170f; par 3: fuente de luz 150a detector 170g; par 4: fuente de luz 150a-detector 170h; par 5: fuente de luz 150adetector 170a; par 6: fuente de luz 150a detector 170b; par 7: fuente de luz 150a-detector 170c; par 8: fuente de luz 150adetector 170d; ... par 9: fuente de luz 150b-detector 170e, par 10: fuente de luz 150b-detector 170f... y otros.).
En 1930, el procesador de control 200 determina si la ruta libre media calculada para una región dada del tejido es más larga que dos veces la distancia de fuente a detector más corta (por ejemplo, la distancia entre la fuente de luz 150a y detector 170e, y la distancia entre la fuente de luz 150b y detector 170a). Si la ruta libre media es más larga que dos veces la distancia de fuente a detector más corta, entonces los datos de reflectancia recolectados se reajustan a las curvas de reflectancia simuladas (es decir, se reanalizan) sin utilizar los datos de reflectancia recolectados de los detectores para los pares de fuente a detector (por ejemplo, par 1: fuente de luz 150a-detector 170e y par 9 fuente de luz 150b-detector 170a) que tienen la distancia de fuente a detector más corta. Por ejemplo, los pasos 1915-1930 se repiten sin el uso de los datos de reflectancia del detector 170e con la fuente de luz 150a que actúa como la fuente para el detector 170e, y sin el uso de los datos de reflectancia del detector 170a con la fuente de luz 150b que actúa como la fuente para el detector 170a. El proceso para calcular la ruta libre media y descartar los datos de reflectancia para uno o más pares de fuentedetector se puede repetir hasta que ningín par de fuente-detector que aporta datos de reflectancia al ajuste tenga una distancia de fuente a detector menor que la mitad de la ruta libre media calculada. Posteriormente, la saturación de oxígeno se determina a partir de la curva de reflectancia simulada de mejor ajuste y se reporta por el dispositivo de oximetría tisular 110, tal como en la pantalla 125, paso 1935.
La luz que se emite desde una de las fuentes de luz 150 en el tejido y que viaja menos de la mitad de la ruta libre media se refleja sustancialmente de manera no difusa. La distancia de re-emisión para esta luz es fuertemente dependiente de la función de fase de tejido y la composición de tejido local. Por lo tanto, el uso de los datos de reflectancia para esta luz tiende a dar por resultado una determinación menos precisa de las propiedades ópticas y las propiedades de tejido en comparación con los datos de reflectancia para la luz que ha sufrido múltiples eventos de dispersión.
Ponderación de datos
Los detectores de luz 170 que se colocan a distancias crecientes de las fuentes de luz 150 reciben cantidades decrecientes de reflectancia del tejido. Por lo tanto, los datos de reflectancia generados por detectores de luz 170 que tienen distancias de fuente a detector relativamente cortas (por ejemplo, distancias de fuente a detector menores que o iguales a la distancia promedio entre las fuentes de luz y los detectores de luz) tienden a exhibir un ruido intrínsecamente menor en comparación con los datos de reflectancia generados por detectores que tienen distancias de fuente a detector relativamente largas (por ejemplo, distancias de fuente a detector mayores que la distancia promedio).
Por lo tanto, los algoritmos de ajuste pueden ajustar preferentemente las curvas de reflectancia simuladas a los datos de reflectancia que se generan por los detectores de luz 170 que tienen distancias de fuente a detector relativamente cortas (por ejemplo, distancias de fuente a detector menores que o iguales a la distancia promedio entre las fuentes de luz y los detectores de luz) de manera más ajusta que los datos de reflectancia que se generan mediante los detectores de luz que tienen distancias de fuente a detector relativamente largas (por ejemplo, distancias de fuente a detector mayores que la distancia promedio). Para la determinación relativamente precisa de las propiedades ópticas a partir de los datos de reflectancia, este sesgo proporcional a la distancia puede ser indeseable y se puede corregir al ponderar los datos de reflectancia como se describe inmediatamente más adelante.
La figura 20 es un diagrama de flujo de alto nivel de un método para ponderar datos de reflectancia generados por detectores de luz seleccionados 170. El diagrama de flujo de alto nivel representa una realización de ejemplo. Los pasos se pueden agregar a, remover de o combinar en el diagrama de flujo de alto nivel sin desviarse del alcance de la realización.
En 2000, el dispositivo de oximetría tisular 100 emite luz desde una de las fuentes de luz, tal como la fuente de luz 150a en el tejido. Después de que la luz emitida se refleja del tejido, los detectores de luz 170 detectan la luz, paso 2005, y generan datos de reflectancia para el tejido, paso 2010. Los pasos 2000, 2005 y 2010 se pueden repetir para múltiples longitudes de onda de luz y para una o más fuentes de luz diferentes, tal como la fuente de luz 150b. En 2015, el procesador de control 200 ajusta una primera porción de los datos de reflectancia a las curvas de reflectancia simuladas.
La primera porción de los datos de reflectancia se genera por una primera porción de detectores que están a menos de una distancia umbral de la fuente de luz. La distancia umbral puede ser las distancias promedio (por ejemplo, distancia de intervalo medio aproximada) entre las fuentes de luz y los detectores de luz. En 2020, los datos de reflectancia para una segunda porción de los datos de reflectancia se ajustan a las curvas de reflectancia simuladas. La segunda porción de datos de reflectancia se genera por la primera porción de los detectores de luz y otro detector de luz que está a la siguiente distancia de fuente a detector más grande de la fuente de luz en comparación con la distancia umbral. Por ejemplo, si la primera porción de los detectores de luz incluye los detectores de luz 170c, 170d, 170e y 170f, entonces el detector de luz que está a la siguiente distancia de fuente a detector más grande es el detector 170g (por ejemplo, más cerca de la fuente de luz 150a que el detector 170c, ver figuras 9A y 9B).
En 2025, el ajuste generado en el paso 2015 se compara con el ajuste generado en el paso 2020 para determinar si el ajuste generado en el paso 2020 es mejor que el ajuste generado en 2015. Como se entenderá por aquellos expertos en la técnica, una “cercanía” de un ajuste de datos a una curva es cuantificable con base en una variedad de parámetros, y la cercanía de ajustes es directamente comparable para determinar los datos que tienen un ajuste más cercano (ajuste más cercano) a una curva. Como se entenderá adicionalmente, un ajuste más cercano a veces también se refiere como un mejor ajuste o un ajuste más estrecho.
Si el ajuste generado en el paso 2020 es mejor que el ajuste generado en el paso 2015, entonces los pasos 2020 y 2025 se repiten con datos de reflectancia que se generan por detectores de luz que incluyen un detector de luz adicional (de acuerdo con el ejemplo que se considera, detector de luz 170C) que se coloca a una próxima distancia de fuente a detector incrementada de la fuente. De manera alternativa, si el ajuste generado en el paso 2020 no es mejor que el ajuste generado en el paso 2015, entonces los datos de reflectancia para los detectores de luz 170 que se colocan a distancias de fuente a detector que son mayores que la distancia umbral no se usan en el ajuste. Posteriormente, el procesador de control 200 usa el ajuste generado en 2015 o paso 2020 (si es mejor que el ajuste determinado en el paso 2015) para determinar las propiedades ópticas y la saturación de oxígeno del tejido, paso 2030. Posteriormente, se reporta saturación de oxígeno por el dispositivo de oximetría tisular 110, tal como en la pantalla 125, paso 2035.
De acuerdo con una realización alternativa, si el ajuste generado en el paso 2020 no es mejor que el ajuste generado en el paso 2015, entonces los datos de reflectancia se ponderan mediante un factor de ponderación para detectores de luz que tienen distancias de fuente a detector que son mayores que la distancia de umbral de tal forma que estos datos de reflectancia ponderados tienen una influencia reducida en el ajuste. Se puede considerar que los datos de reflectancia que no se usan en un ajuste tienen un peso ponderación y se pueden asociar con la reflectancia del tejido por debajo de la capa de tejido de interés. Se dice que la reflectancia del tejido por debajo de la capa de tejido de interés exhibe una torcedura característica en la curva de reflectancia que indica esta reflectancia particular.
Se señala que los algoritmos de ajuste de curva que ajustan los datos de reflectancia a las curvas de reflectancia simuladas pueden tener en cuenta la cantidad de incertidumbre de los datos de reflectancia, así como la ubicación absoluta de los datos de reflectancia. La incertidumbre en los datos de reflectancia corresponde a la cantidad de ruido de la generación de los datos de reflectancia por uno de los detectores de luz, y la cantidad de ruido puede incrementarse en escala como la raíz cuadrada de la magnitud de los datos de reflectancia.
De acuerdo con una realización adicional, el procesador de control 200 pondera de manera iterativa los datos de reflectancia con base en cantidad de ruido asociado con las mediciones de los datos de reflectancia. Específicamente, los datos de reflectancia generados por detectores de luz que tienen distancias de fuente a detector relativamente grandes en general tienen una relación de señal a ruido menor en comparación con los datos de reflectancia generados por el detector de luz que tienen distancias de fuente a detector relativamente cortas. La reducción de la ponderación de los datos de reflectancia generados por detectores de luz que tienen distancias de fuente a detector relativamente grandes permite que estos datos influyan menos en el ajuste que otros datos de reflectancia.
Calibración
De acuerdo con una realización, el dispositivo de oximetría tisular 100 se calibra utilizando un número (por ejemplo, de tres a treinta) de simuladores de tejido que tienen propiedades ópticas conocidas. El dispositivo de oximetría tisular 100 se puede usar para sondear los simuladores de tejido y recolectar datos de reflectancia para los simuladores de tejido. Los datos de reflectancia para cada simulador de tejido se pueden ajustar a curvas de reflectancia simuladas 600. Los
datos de reflectancia generados para cada simulador de tejido deben ajustarse a una curva de reflectancia simulada, que tiene las mismas propiedades ópticas que el simulador de tejido. Si los datos de reflectancia no se ajustan bien a la curva simulada que coincide con las propiedades ópticas del simulador de tejido, entonces se puede generar una función de calibración por el procesador de control 200 para mejorar el ajuste. Una o más de las funciones de calibración o un promedio de las funciones de calibración se pueden almacenar en el dispositivo de memoria 205. La una o más funciones de calibración se pueden aplicar a los datos de reflectancia generados para el tejido real que se sondea por el dispositivo de oximetría tisular 100 de tal forma que los datos de reflectancia para el tejido real se ajustarán a una de las curvas de reflectancia simuladas que tiene propiedades ópticas que son una coincidencia sustancialmente precisa con las propiedades ópticas del tejido real. Posteriormente, las propiedades ópticas para la curva de reflectancia simulada coincidente se pueden usar para calcular y reportar la saturación de oxigenación del tejido real.
Sensor de presión
Como se describió de manera breve anteriormente, la punta de sonda 300 puede incluir al menos un sensor de presión 175. El sensor de presión 175 se puede ubicar en una cara de la punta de sonda 300, entre diferentes componentes del cabezal de sensor 250 (por ejemplo, entre la punta de sonda 300 y el extremo en forma de disco 105d del alojamiento 105), entre diferentes componentes de la punta de sonda 300 o similares. El sensor de presión 175 se configura para detectar la presión a la cual se presiona la punta de sonda 300 contra el tejido que se sondea. El sensor de presión 175 puede detectar presiones de aproximadamente 0 milímetros de mercurio a aproximadamente 100 milímetros de mercurio. En otras implementaciones, se puede omitir el sensor de presión.
El sensor de presión 175 puede ser una resistencia de percepción de fuerza (FSR), un sensor de presión piezoeléctrico, un sensor de presión capacitivo, un sensor de presión inductivo, una celda de carga o similares, o puede incluir uno o más de estos sensores en combinación, tal como una FSR y una celda de carga. De acuerdo con una realización específica, el sensor de presión 175 es una FSR producida por Interlink Electronics y se vende bajo la marca Standard 400 FSR. La figura 21 muestra vista posterior y frontal de una FSR que se puede usar con el dispositivo de oximetría tisular 100. La FSR se puede producir por Interlink Electronics y se puede vender bajo la marca Standard 400 FSR. La FSR incluye una región de percepción de presión y un conjunto de trazas en una PCB para transmitir señal eléctrica de la FSR al módulo de adquisición 115, módulo de medición 120 o ambos.
En una implementación, se aplica una fuerza de precarga distinta de cero al sensor de presión 175 por componentes de la punta de sonda 130, cabezal de sensor 250, alojamiento 105 o una combinación de estos. Además, el módulo de adquisición 115, módulo de medición 120 o ambos pueden realizar una operación de tara en el sensor de presión 175 después de encender el dispositivo de oximetría tisular 100. El sensor de presión de tara 175 después de encender el dispositivo de oximetría tisular 100 corrige los cambios de presión en el sensor de presión que se pueden haber presentado durante el montaje, envío, almacenamiento u otras causas.
La figura 22A es una imagen simplificada de la pantalla 125, que se puede configurar para mostrar un indicador de presión 177 que indica la cantidad de presión percibida por el sensor de presión 175. El indicador de presión 177 puede incluir un indicador numérico (ahora mostrado), un indicador gráfico (mostrado en la figura 22A) o ambos para indicar la presión detectada por el sensor de presión 175. El indicador numérico puede mostrar la presión detectada en milímetros de mercurio, libra por pulgada cuadrada, gramos por centímetro cuadrado u otras unidades. De manera alternativa, el indicador numérico puede mostrar la fuerza aplicada por el dispositivo de oximetría tisular 100 en el tejido que se sondea.
En una realización, el indicador gráfico es una gráfica unidimensional, tal como una gráfica de barras unidimensional, una gráfica bidimensional o similares que indica gráficamente la presión detectada. Por ejemplo, si el indicador gráfico es una gráfica de barras unidimensional como se muestra en la figura 22A, el porcentaje de la gráfica de barras completado (por ejemplo, con un color dado) indica la presión detectada.
El indicador gráfico puede incluir marcas gráficas adicionales (por ejemplo, flechas mostradas en la figura 22A) para indicar que la presión detectada está en un intervalo de presión óptimo. Por ejemplo, la porción de la gráfica de barras entre las flechas puede indicar el intervalo de presión óptimo. Los intervalos de presión óptimos se describen en más detalle más adelante.
El indicador de presión 177 o una porción del mismo se puede mostrar de una manera única si la presión detectada está en el intervalo de presión óptimo. Por ejemplo, el indicador numérico y/o el indicador gráfico se pueden mostrar en un primer color (por ejemplo, rojo) si la presión detectada no está en el intervalo de presión óptimo, y se pueden mostrar en un segundo color (por ejemplo, verde) si la presión detectada está en el intervalo de presión óptimo. De acuerdo con otro ejemplo, la porción de la gráfica de barras unidimensional para el intervalo de presión óptimo y las marcas gráficas (por ejemplo, flechas) que indican el intervalo de presión óptimo se pueden mostrar en el segundo color (por ejemplo, verde) para indicar que se detecta presión óptima, y otras porciones de la gráfica de barras unidimensional fuera de las marcas gráficas se pueden mostrar en el primer color (por ejemplo, rojo) para indicar que no se detecta la presión óptima.
En tanto que la pantalla 125 se describe en la presente como que se configura para mostrar un indicador 178 para la saturación de oxígeno y un indicador 177 para presión aplicada, otros dispositivos de visualización se pueden configurar
para mostrar estos indicadores, tal como la pantalla de una unidad de base separada o una pantalla externa que se configura para comunicarse de manera inalámbrica o alámbrica con el dispositivo de oximetría tisular 100.
Regresando ahora al intervalo de presión óptimo, el intervalo de presión óptimo es un intervalo en el cual se pueden realizar mediciones de saturación de oxígeno válidas por el dispositivo de oximetría tisular 100. Las presiones aplicadas dentro del intervalo de presión óptimo son suficientemente grandes para sellar la punta de sonda 300 contra el tejido que se sondea de tal forma que la luz de las fuentes ambientales no se filtre en los detectores de luz 170. Además, las presiones aplicadas dentro del intervalo de presión óptimo también son suficientemente pequeñas de tal forma que la sangre dentro del tejido que se sondea no se presione desde el tejido o se inhiba para que fluya hacia el tejido de tal forma que las mediciones de saturación de oxígeno no se distorsionen. Más específicamente, las presiones aplicadas por arriba de un límite superior del intervalo de presión óptimo pueden indicar que la presión de la punta de sonda 300 en el tejido es relativamente alta y está presionando la sangre del tejido de modo que una medición de saturación de oxígeno se afectará negativamente por estas presiones.
El intervalo óptimo de presión aplicada para la punta de sonda 300 en el tejido puede ser diferente para diferentes pacientes. Por ejemplo, el intervalo óptimo de presión aplicada puede ser menor para un paciente con diabetes en comparación con un paciente normalmente sano sin diabetes. Por ejemplo, el intervalo de presión óptimo para un paciente normalmente sano puede ser de aproximadamente 10 milímetros de mercurio a aproximadamente 30 milímetros de mercurio, en tanto que el intervalo de presión óptimo para un paciente con diabetes puede ser de aproximadamente 5 milímetros de mercurio a aproximadamente 25 milímetros de mercurio.
Uno o más intervalos de presión óptimos se pueden predeterminar empíricamente y la información para el uno o más intervalos de presión óptimos se puede almacenar en el dispositivo de memoria 205. El dispositivo de oximetría tisular 100 puede incluir uno o más de una variedad de dispositivos que se pueden usar para seleccionar la información para uno de los intervalos de presión óptimos almacenados en el dispositivo de memoria 205. Por ejemplo, uno o más de los controladores de entrada 130 se pueden configurar para conmutar entre los diferentes intervalos de presión óptimos. De manera alternativa, la pantalla 125 puede ser una pantalla táctil y se puede configurar para mostrar uno o más botones de pantalla (por ejemplo, un ejemplo específico de uno de los controladores de entrada 130) donde los botones de pantalla se pueden tocar y/o presionar para seleccionar uno de los intervalos de presión óptimos. La pantalla 125 también puede mostrar un indicador para el intervalo de presión óptimo particular seleccionado. El indicador para el intervalo de presión óptimo particular seleccionado puede incluir un indicador de “condición” que indica la condición (es decir, normal, diabética u otras condiciones) que se asocia con el intervalo de presión óptimo particular seleccionado.
La pantalla 125 también puede mostrar un tiempo total 176 de uso del dispositivo de oximetría tisular 100. El tiempo de uso se puede rastrear por el módulo de medición 120 para visualización en la pantalla 125. La pantalla 125 también puede mostrar un indicador de batería baja 179 si la energía de batería es baja. En otra alternativa, la pantalla 125 puede mostrar un medidor de energía (no mostrado) que indica la carga restante en las baterías 220.
La figura 23 es un diagrama de flujo de alto nivel de un método para medir la presión de la punta de sonda 300 contra el tejido que se sondea y para indicar si una medición de oximetría tisular del dispositivo de oximetría tisular 100 es válida con base en la presión. El diagrama de flujo de alto nivel representa una realización de ejemplo. Los pasos se pueden agregar a, remover de o combinar en el diagrama de flujo de alto nivel sin desviarse del alcance de la realización.
En 2300, la punta de sonda 300 hace contacto con el tejido. La luz (por ejemplo, luz de infrarrojo cercano) se emite de una o más de las fuentes de luz 150, paso 2305, en el tejido y al menos parte de la luz se refleja de regreso por el tejido. Cada detector de luz 170 recibe una porción de la luz reflejada del tejido, paso 2310, y cada detector de luz genera datos de reflectancia (es decir, una respuesta) para la porción de luz reflejada recibida, paso 2315. En 2320, el procesador de control 200 determina un valor de saturación de oxígeno para el tejido con base en los datos de reflectancia. En 2325, el sensor de presión 175 mide la presión (o fuerza) de la punta de sonda 300 en el tejido. En 2330, la pantalla 125 muestra el indicador de presión 177 y muestra un indicador para la saturación de oxígeno. El indicador de presión 177 indica si la saturación de oxígeno medida es válida o inválida con base en la presión. Por ejemplo, el indicador de presión 177 se puede mostrar en el segundo color (por ejemplo, verde) si la presión está dentro de un intervalo de presión óptimo para el cual se pueden realizar mediciones de saturación de oxígeno válidas, y en el primer color (por ejemplo, rojo) si la presión no está dentro del intervalo de presión óptimo. En tanto que se describe la utilización de color para indicar si la medición de saturación de oxígeno es válida, se pueden usar otros indicadores para esta indicación, tal como texto o gráficos parpadeantes, fuentes cambiadas, uso de líneas discontinuas para el indicador 178 (ver figura 22B) para la saturación de oxígeno u otras indicaciones. La marca (por ejemplo, líneas discontinuas) para indicar que no se puede realizar una saturación de oxígeno válida, se puede mostrar para una variedad de condiciones descritas en la presente.
Los pasos del método de percepción de presión se pueden repetir sustancialmente de manera continua de tal forma que un usuario que usa el dispositivo de oximetría tisular 100 recibe retroalimentación actualizada (es decir, indicador de presión 177) conforme el usuario incrementa o disminuye la presión aplicada al tejido de tal forma que se aplica una presión dentro del intervalo de presión óptimo y de tal forma que se realizan mediciones de oximetría tisular válidas.
Marcación de tejido
De acuerdo con una realización, el dispositivo de oximetría tisular 100 incluye un marcador tisular que se configura para marcar tejido. La figura 24 muestra una realización de la punta de sonda 300 donde la punta de sonda 300 incluye al menos una porción de dispensador 700 del marcador de tejido. La porción de dispensador del marcador de tejido se puede ubicar en una variedad de posiciones en la cara de la punta de sonda 300. De acuerdo con una realización específica, la porción de dispensador se ubica entre las fuentes de luz 150a y 150b, y se puede ubicar en el centro aproximado de la disposición circular de los detectores 170. Con el dispensador en el centro aproximado de las fuentes de luz 150 y detectores 170, una marca hecha por el dispensador estará sustancialmente en un centro de la región de tejido local que se ha sondeado por el dispositivo de oximetría tisular 100. Con la marca en el centro de la región de tejido sondeada, la marca no se desplaza de la ubicación en la región de tejido local sondeada.
De acuerdo con una implementación, el marcador de tejido incluye uno o más dispensadores que se pueden ubicar en diferentes posiciones de la punta de sonda 200. Por ejemplo, dos dispensadores se pueden ubicar “afuera” de las fuentes de luz 150 y detectores de luz 170. Es decir, los dispensadores se pueden ubicar en los extremos de los radios que son más largos que los radios de las ubicaciones de las fuentes de luz 150 y detectores 170. Además, los dispensadores pueden permanecer en una línea que pasa a través del centro del círculo de la disposición circular de los detectores de luz 170. Con los dispensadores ubicados a lo largo de esta línea, las marcas hechas por estos dispensadores permiten que un usuario identifique fácilmente la región entre las marcas como la región de tejido local que se ha sondeado por el dispositivo de oximetría tisular 100.
En tanto que el dispensador se muestra en la figura 24 como que es dispositivos relativamente ubicados (por ejemplo, pluma, plumas, entintadora, entintadoras y similares) que se pueden configurar para marcar tejido con marcas relativamente pequeñas (por ejemplo, puntos), un dispensador puede ser un dispositivo extendido configurado para hacer una marca extendida, tal como una línea. Por ejemplo, un dispensador puede ser un dispositivo extendido configurado para marcar tejido con un círculo u otra forma cerrada, o puede marcar tejido con una forma abierta, tal como una forma en U, una forma en V u otras.
El dispensador se puede fijar dentro de la punta de sonda 300 o se puede configurar para que se baje cuando se marca tejido. Se pueden utilizar diferentes dispositivos mecánicos o electromecánicos por la punta de sonda 300 para bajar el dispensador. Estos dispositivos mecánicos y electromecánicos se entienden bien por aquellos expertos en la técnica y no se describen en detalle en la presente.
El marcador de tejido puede marcar tejido con una variedad de tintas que tienen una variedad de colores, tal como violeta de genciana, que es la tinta de marcación de tejido aprobada por la f Da . Uno o más de los colores de tinta utilizados por el dispositivo de oximetría tisular 100 pueden indicar uno o más intervalos de saturación de oxígeno. Por ejemplo, el marcador de tejido se puede configurar para: (i) marcar el tejido con un primer color de tinta si la saturación de oxígeno del tejido está en o por debajo de un primer umbral, (ii) marcar el tejido con un segundo color de tinta si la saturación de oxígeno del tejido está por arriba del primer umbral y en o por debajo de un segundo umbral, y (iii) marcar el tejido con un tercer color de tinta si la saturación de oxígeno del tejido está por arriba del segundo umbral. El ejemplo anterior describe el uso de tres colores de tinta para marcar tejido para identificar visualmente tres intervalos de saturación de oxígeno, sin embargo, se pueden utilizar más o menos colores por el marcador de tejido para identificar más o menos intervalos de saturación de oxígeno.
El procesador de control 200 puede determinar la saturación de oxígeno de una región de tejido local con base en un análisis de los datos de reflexión como se describió anteriormente, y puede controlar el marcador de tejido para marcar la región de tejido local con un color seleccionado de tinta que identifica el intervalo dentro del cual está la saturación de oxígeno. El marcador de tejido puede incluir una variedad de dispositivos que proporcionan material de marcación que tiene uno o más colores, tal como depósitos de tinta, plumas o similares. La solicitud de patente de Estados Unidos 12,178,359, presentada el 23 de julio de 2008, de Heaton, titulada “Oximeter with marking feature”, describe una variedad de dispositivos que se configuran para marcar tejido con uno o más colores de material de marcación.
Un depósito del marcador de tejido se puede conectar al dispensador, tal como a través de tubería o canales, y puede contener tinta u otros fluidos (por ejemplo, tinta) dispensados a través del dispensador. La tinta se puede mover del depósito hacia y a través del dispensador y depositarse en la piel a través de presión o sonido de baja frecuencia (por ejemplo, usando un transductor piezoeléctrico). El depósito se puede contener dentro del alojamiento 105. Para la sonda desechable, el depósito puede no ser rellenable.
De acuerdo con una alternativa, el marcador de tejido, bajo el control del procesador 116, marca el tejido para uno o más intervalos de saturación de oxígeno, pero no marca el tejido para una o más regiones de saturación de oxígeno diferentes. Por ejemplo, el marcador de tejido puede marcar una región de tejido local si la saturación de oxígeno de la región de tejido local está en o por debajo de un nivel umbral, o de manera alternativa no marca la región de tejido local si el nivel de saturación de oxígeno está por arriba del nivel umbral. Las marcas que se realizan en el tejido de acuerdo con el método anterior permiten que un usuario identifique de manera relativamente rápida tejido que puede tener una baja probabilidad de viabilidad si el nivel umbral es relativamente bajo. De manera alternativa, el marcador de tejido puede marcar una región de tejido local si la saturación de oxígeno de la región de tejido local está en o por arriba de un nivel umbral, y puede no marcar la región de tejido local si el nivel de saturación de oxígeno está por debajo del nivel umbral.
Las marcas hechas a partir de este método permiten que un usuario identifique de manera relativamente rápida el tejido que puede tener una probabilidad relativamente alta de viabilidad si el nivel umbral es relativamente alto.
La información para los niveles umbral descritos anteriormente (es decir, intervalos) se puede almacenar en el dispositivo de memoria 205 y acceder por el procesador de control 200 para uso. Los niveles de umbral se pueden almacenar en el dispositivo de memoria 205 durante la fabricación del dispositivo de oximetría tisular 100, o se pueden almacenar en la memoria posteriormente. Por ejemplo, el dispositivo de oximetría tisular 100 se puede configurar para recibir una entrada de usuario para uno o más niveles de umbral definidos de usuario y almacenar información para estos niveles de umbral en el dispositivo de memoria 205. Uno o más controladores de entrada 130 (o similares) se pueden configurar para recibir una entrada de usuario para un nivel de umbral definido de usuario y para almacenar el nivel de umbral definido de usuario en el dispositivo de memoria 205.
La figura 25 es un diagrama de flujo de alto nivel de un método para marcar tejido para indicar intervalos de saturación de oxígeno del tejido. El diagrama de flujo de alto nivel representa una realización de ejemplo. Los pasos se pueden agregar a, remover de o combinar en el diagrama de flujo de alto nivel sin desviarse del alcance de la realización.
En 2500, la punta de sonda 300 hace contacto con el tejido. La luz (por ejemplo, luz de infrarrojo cercano) se emite de una o más de las fuentes de luz 150, paso 2505, en el tejido y al menos parte de la luz se refleja de regreso por el tejido. Cada detector de luz 170 recibe una porción de la luz reflejada del tejido, paso 2510, y cada detector de luz genera datos de reflectancia (es decir, una respuesta) para la porción de luz reflejada recibida, paso 2515. En 2520, el procesador de control 200 determina un valor de saturación de oxígeno para el tejido con base en los datos de reflectancia como se describió anteriormente.
En 2525, el procesador de control 200 determina un intervalo de saturación de oxígeno a partir de una pluralidad de intervalos de saturación de oxígeno en los cuales se encuentra la saturación de oxígeno. En 2530, el procesador de control 200 controla el marcador de tejido para marcar el tejido con tinta con base en un intervalo en el cual está la saturación de oxígeno. Por ejemplo, el procesador de control se puede configurar para controlar el dispensador para marcar el tejido con tinta si la saturación de oxígeno está en un primer intervalo de saturación de oxígeno, pero no para marcar el tejido si la saturación de oxígeno está en un segundo intervalo de saturación de oxígeno donde el primer intervalo y el segundo intervalo son diferentes, tal como intervalos no superpuestos. En tanto que la realización de ejemplo anterior analiza la utilización de dos intervalos de saturación de oxígeno por el dispositivo de oximetría tisular, el dispositivo de oximetría tisular puede utilizar más de dos intervalos de saturación de oxígeno para determinar si marcar el tejido con tinta.
De acuerdo con una realización, el procesador de control 200 puede controlar el dispensador para marcar el tejido con un color específico de tinta con base en el intervalo de saturación de oxígeno en el que está la saturación de oxígeno. El color particular de la tinta permite a un usuario determinar de manera rápidamente relativa los intervalos de saturación de oxígeno para el tejido sin la necesidad de volver a sondear el tejido o mirar una gráfica del tejido que incluye valores de saturación de oxígeno y hacer coincidir la gráfica con el tejido.
El dispositivo de oximetría tisular 100 se puede configurar para permitir que un usuario controle manualmente el dispositivo de oximetría tisular para marcar tejido, permitir que el procesador de control 200 controle la marcación del tejido, o ambos. El dispositivo de oximetría tisular 100 se puede conmutar entre el método controlado por procesador de marcación de tejido y el método manualmente controlado (por ejemplo, al activar uno de los controladores de entrada 130) de marcación de tejido.
Laparoscopia
En una aplicación de la sonda de oximetría tisular 100, la sonda de oximetría tisular se puede usar por un médico para un procedimiento de laparoscopio para medir la saturación de oxígeno de los tejidos dentro de un paciente. En un procedimiento de laparoscopio, la punta de sonda 300 de la sonda de oximetría tisular 100 se puede insertar en una incisión relativamente pequeña (por ejemplo, aproximadamente 0,5 centímetros a aproximadamente 2 centímetros) en un paciente (por ejemplo, en el abdomen o pelvis del paciente) y presionarse en contacto con el tejido para el cual se va a realizar una medición de saturación de oxígeno. En algunos casos de uso, el cabezal de sonda 250, porción de punta 105c del alojamiento 105, o ambos también se pueden insertar en la incisión si la punta de sonda se va a mover aún más en la incisión.
En esta solicitud, la sonda de oximetría tisular 100 se puede usar en combinación con un sistema de iluminación y un sistema de cámara que se puede configurar para insertarse en una incisión diferente de la incisión usada para la sonda de oximetría tisular o la misma incisión. Por ejemplo, la punta de sonda 300 se puede acoplar al sistema de iluminación y al sistema de cámara para inserción en una incisión individual. La punta de sonda 300 se puede configurar para colocarse en o sobre un tubo de laparoscopio que aloja el sistema de iluminación y el sistema de cámara. En esta realización, la punta de sonda 300 se puede acoplar al dispositivo de oximetría tisular 100 por una variedad de dispositivos. Por ejemplo, la punta de sonda 300 se puede acoplar ópticamente por guías de onda extendidas que se acoplan a su vez ópticamente a fuentes de luz, detector de luz o ambos en el alojamiento 105. De acuerdo con otro ejemplo, la punta de sonda 300 se puede acoplar eléctricamente al módulo de adquisición 115 por alambres eléctricos extendidos, trazas o similares. El
sistema de cámara puede incluir un sistema de lente de varilla telescópica que se conecta a una cámara de video que se ubica fuera del cuerpo del paciente, o puede incluir un laparoscopio digital donde se coloca una cámara de video digital en miniatura en el extremo del laparoscopio digital que se coloca en el paciente durante el procedimiento de laparoscopio.
Esta descripción de la invención se ha presentado para los propósitos de ilustración y descripción. No se propone que sea exhaustiva o que limite la invención. Las realizaciones se eligieron y describieron a fin de explicar mejor los principios de la invención y sus aplicaciones prácticas. El alcance de la invención se define por las siguientes reivindicaciones.
Claims (13)
1. Un sistema (100) que comprende: un recinto (105) que comprende:
un recinto (105) que comprende:
una primera placa de circuito impreso (415), alojada dentro del recinto, la primera placa de circuito impreso (415) que comprende un procesador y una memoria, donde la memoria se acopla al procesador;
una pantalla (125), acoplada al procesador, donde la pantalla (125) es visible desde un lado exterior del recinto; una batería (220), alojada dentro del recinto, acoplada al procesador y la pantalla; y
una punta de sonda (300), acoplada a un lado exterior del recinto, que comprende al menos una primera abertura de sensor, una segunda abertura de sensor y una tercera abertura de sensor, donde una primera distancia está entre la primera y segunda aberturas de sensor, y una segunda distancia está entre la primera y tercera aberturas de sensor, y la primera distancia es diferente de la segunda distancia;
código ejecutable, almacenado en la memoria, donde el
código ejecutable es ejecutable por el procesador, el código ejecutable comprende un primer código para recibir primeros datos asociados con la primera y segunda aberturas de sensor de la primera distancia, un segundo código para recibir segundos datos asociados con la primera y segunda aberturas de sensor de la segunda distancia, y un tercer código para realizar espectroscopía espacialmente resuelta usando los primeros y segundos datos;
una segunda placa de circuito impreso (410), acoplada al procesador, colocada en un primer extremo de la punta de sonda (300), una pluralidad de fotodetectores (170) montados en la segunda placa de circuito impreso (410) en el primer extremo de la punta de sonda (300), la primera abertura de sensor se forma en la segunda placa de circuito impreso (410), la segunda abertura de sensor se forma en la segunda placa de circuito impreso (410);
un primer diodo fuente (150a) acoplado al procesador;
un segundo diodo fuente (150b) acoplado al procesador;
una primera fibra óptica (435a), acoplada entre la primera abertura de sensor y el primer diodo fuente (150a); y una segunda fibra óptica (435b), acoplada entre la segunda abertura del sensor y el segundo diodo fuente (150b), donde la primera fibra óptica (435a) transmite radiación emitida por el primer diodo fuente (150a) a la primera abertura de sensor para irradiar el tejido que se va a medir, y la segunda fibra óptica (435b) transmite radiación emitida por el segundo diodo fuente (150b) a la segunda abertura de sensor para irradiar el tejido que se va a medir.
2. El sistema de la reivindicación 1, donde el código ejecutable comprende:
un cuarto código para calcular un valor de saturación de oxígeno estimado con base en los primeros y segundos datos; y un quinto código para provocar que la pantalla muestre el valor de saturación de oxígeno estimado.
3. El sistema de la reivindicación 1, donde la espectroscopía espacialmente resuelta es dependiente de que la primera distancia y la segunda distancia sean diferentes.
4. El sistema de la reivindicación 1, donde:
la punta de sonda (300) comprende una unidad de percepción de temperatura colocada adyacente a la fuente de luz configurada para generar información de temperatura que representa la temperatura de la fuente de luz, y donde el procesador se configura para ajustar un ciclo de trabajo de una señal de control oscilante suministrada a la fuente de luz para ajustar la luminosidad generada por la fuente de luz con base en la información de temperatura si la temperatura de la fuente de luz cambia.
5. El sistema de la reivindicación 1, donde la punta de la sonda (300) se une rígidamente al recinto.
6. El sistema de la reivindicación 5, donde la punta de sonda (300) comprende un sensor de presión para percibir la presión de la punta de sonda (300) en el tejido.
7. El sistema de la reivindicación 1, donde el recinto es de 254 mm de longitud o menos y es de 127 mm o menos a través de ejes laterales del recinto.
8. El sistema de la reivindicación 1, donde los fotodetectores (170) se disponen en una disposición circular y se adaptan para dirigirse hacia el tejido que se va a medir, la primera abertura de sensor se coloca en un círculo de la disposición circular en un primer punto, la segunda abertura de sensor se forma en la segunda placa de circuito impreso (410) y se coloca en el círculo de la disposición circular en un segundo punto, y el primer y segundo punto son puntos diferentes en el círculo.
9. El sistema de la reivindicación 8, donde la punta de sonda (300) comprende una placa de abertura (430) acoplada a la segunda placa de circuito impreso (410) en el primer extremo de la punta de sonda (300), la placa de abertura (430) comprende una pluralidad de primeras aberturas y una pluralidad de segundas aberturas, una primera abertura y una segunda abertura de la pluralidad de primeras aberturas se ubican en la placa de abertura (430) en posiciones que corresponden a la primera y segunda aberturas de sensor en la punta de sonda (300), y las ubicaciones de las segundas
aberturas de la pluralidad de segundas aberturas en la placa de abertura (430) corresponden a ubicaciones de los fotodetectores en la segunda placa de circuito impreso (410).
10. El sistema de la reivindicación 1, donde el recinto es un dispositivo de oxímetro tisular portátil que es una unidad independiente, cuando se usa el dispositivo de oxímetro tisular portátil, el dispositivo de oxímetro tisular portátil que comprende el procesador, memoria, pantalla y batería se sostiene entre un pulgar y el dedo índice de una mano de un usuario en tanto que la pantalla está en un extremo proximal del dispositivo de oximetría tisular portátil y el primer extremo de la punta de sonda (300) se extiende en una dirección distal hasta un extremo distal del dispositivo de oximetría tisular portátil, y en tanto que el dispositivo de oximetría tisular portátil está en la mano del usuario, el usuario coloca el primer extremo de la punta de sonda (300) que está en el extremo distal del dispositivo de oximetría tisular portátil en el tejido que se va a medir.
11. Un método que comprende:
encerrar en un alojamiento una primera placa de circuito impreso (415) que comprende un procesador y una memoria, donde la memoria se acopla al procesador;
proporcionar una pantalla (125), acoplada al procesador y al alojamiento, donde la pantalla (125) es visible desde un lado exterior del alojamiento;
encerrar una batería (220) dentro del alojamiento, donde la batería está acoplada al procesador y la pantalla; formar una estructura del alojamiento para retener una punta de sonda (300), donde la punta de sonda (300) se acopla a un lado exterior del recinto, y la punta de sonda (300) comprende al menos una primera abertura de sensor, una segunda abertura de sensor y una tercera abertura de sensor, donde una primera distancia está entre la primera y segunda aberturas de sensor, y una segunda distancia está entre la primera y tercera aberturas de sensor, y la primera distancia es diferente de la segunda distancia;
configurar la punta de la sonda (300) para recibir primeros datos asociados con la primera y la segunda aberturas de sensor;
configurar la punta de la sonda (300) para recibir segundos datos asociados con la primera y la tercera abertura de sensor; configurar el procesador para realizar espectroscopía espacialmente resuelta usando los primeros y segundos datos para determinar un valor de saturación de oxígeno;
encerrar en el alojamiento una segunda placa de circuito impreso (410), donde la segunda placa de circuito impreso (410) se acopla al procesador y se coloca en el primer extremo de la punta de sonda (300);
montar una pluralidad de fotodetectores (170) en la segunda placa de circuito impreso (410) en el primer extremo de la punta de sonda (300);
formar la primera abertura de sensor en la segunda placa de circuito impreso (410);
formar la segunda abertura de sensor en la segunda placa de circuito impreso (410);
proporcionar un primer diodo fuente (150a) acoplado al procesador;
proporcionar un segundo diodo fuente (150b) acoplado al procesador;
acoplar una primera fibra óptica entre la primera abertura de sensor y el primer diodo fuente (150a); y
acoplar una segunda fibra óptica entre la segunda abertura del sensor y el segundo diodo fuente (150b), donde la primera fibra óptica transmite radiación emitida por el primer diodo fuente (150a) a la primera abertura de sensor para irradiar el tejido que se va a medir, y la segunda fibra óptica transmite radiación emitida por el segundo diodo fuente (150b) a la segunda abertura de sensor para irradiar el tejido que se va a medir.
12. El método de la reivindicación 11, donde la punta de sonda (300) comprende una placa de abertura (430) acoplada a la segunda placa de circuito impreso (410) en el primer extremo de la punta de sonda (300), la placa de abertura (430) comprende una pluralidad de primeras aberturas y una pluralidad de segundas aberturas, una primera abertura y una segunda abertura de la pluralidad de primeras aberturas se ubican en la placa de abertura (430) en posiciones que corresponden a la primera y segunda aberturas de sensor en la punta de sonda (300), y las ubicaciones de las segundas aberturas de la pluralidad de segundas aberturas en la placa de abertura (430) corresponden a ubicaciones de los fotodetectores en la segunda placa de circuito impreso (410).
13. El método de la reivindicación 11, donde la realización de espectroscopía espacialmente resuelta es dependiente de que la primera distancia y la segunda distancia sean diferentes.
Applications Claiming Priority (7)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US201261682146P | 2012-08-10 | 2012-08-10 | |
| US13/887,178 US9216000B2 (en) | 2012-05-03 | 2013-05-03 | Light wavelength selection for avoidance of surgical dyes |
| US13/887,220 US9345439B2 (en) | 2012-05-03 | 2013-05-03 | Monte carlo and iterative methods for determination of tissue oxygen saturation |
| US13/887,152 US9498157B2 (en) | 2012-05-03 | 2013-05-03 | Robust calibration and self-correction for tissue oximetry probe |
| US13/887,213 US9392978B2 (en) | 2012-05-03 | 2013-05-03 | Tissue oximetry probe with tissue marking feature |
| US13/887,130 US9186112B2 (en) | 2012-05-03 | 2013-05-03 | Tissue oximetry probe geometry for robust calibration and self-correction |
| PCT/US2013/054585 WO2014026200A1 (en) | 2012-08-10 | 2013-08-12 | Wireless, handheld, tissue oximetry device |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| ES2914049T3 true ES2914049T3 (es) | 2022-06-07 |
Family
ID=52471947
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| ES13827632T Active ES2914049T3 (es) | 2012-08-10 | 2013-08-12 | Dispositivo de oximetría tisular inalámbrico portátil |
Country Status (9)
| Country | Link |
|---|---|
| EP (1) | EP2882339B1 (es) |
| JP (2) | JP6306007B2 (es) |
| KR (1) | KR102337101B1 (es) |
| CN (2) | CN107468257B (es) |
| CA (1) | CA2880572C (es) |
| ES (1) | ES2914049T3 (es) |
| MX (1) | MX352887B (es) |
| PE (1) | PE20150544A1 (es) |
| WO (1) | WO2014026200A1 (es) |
Families Citing this family (28)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP6431697B2 (ja) * | 2014-06-16 | 2018-11-28 | ジーニアルライト株式会社 | 手首装着型パルスオキシメータ |
| US9752935B2 (en) * | 2014-08-29 | 2017-09-05 | Marqmetrix, Inc. | Portable analytical equipment |
| JP2018516112A (ja) | 2015-04-17 | 2018-06-21 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | 異方性をもつ生物学的組織の検出 |
| US11344254B2 (en) | 2016-01-22 | 2022-05-31 | Welch Allyn, Inc. | Estimating hydration using capillary refill time |
| JP6609738B2 (ja) * | 2016-02-10 | 2019-11-27 | 株式会社ＮｅＵ | 生体光計測装置及び生体光計測方法 |
| JP2017176264A (ja) * | 2016-03-28 | 2017-10-05 | 富士ゼロックス株式会社 | 生体情報測定装置、及び生体情報測定プログラム |
| TWI794168B (zh) | 2016-04-20 | 2023-03-01 | 美商菲歐普提斯公司 | 血氧計裝置及形成血氧計裝置之方法 |
| US10722158B2 (en) | 2016-04-20 | 2020-07-28 | Vioptix, Inc. | Handheld oximeter probe with replaceable probe tip |
| TWI765885B (zh) * | 2016-04-21 | 2022-06-01 | 美商菲歐普提斯公司 | 利用黑色素校正之測定組織氧飽和度的方法和裝置 |
| MX2018012831A (es) | 2016-04-22 | 2019-03-28 | Vioptix Inc | Determinación de saturación absoluta y relativa del oxígeno tisular. |
| TWI754641B (zh) | 2016-04-22 | 2022-02-11 | 美商菲歐普提斯公司 | 血氧計裝置及具有此裝置之血氧計系統 |
| CN105852880A (zh) * | 2016-05-11 | 2016-08-17 | 周佰芹 | 一种自动化手持血液分析仪 |
| CN109561859A (zh) * | 2016-07-18 | 2019-04-02 | 维奥普蒂克斯公司 | 具有腹腔镜延伸件的血氧测量装置 |
| KR102002589B1 (ko) * | 2016-07-21 | 2019-07-22 | 주식회사 올리브헬스케어 | 주파수 도메인 기반의 다파장 생체신호 분석 장치 및 그 방법 |
| JP2018102638A (ja) * | 2016-12-27 | 2018-07-05 | コニカミノルタ株式会社 | パルスオキシメーター |
| CN111954488B (zh) * | 2018-03-08 | 2024-08-06 | 生物隐形有限公司 | 心血管健康监测装置 |
| GB2572626B (en) * | 2018-04-05 | 2021-04-07 | Life Meter Srl | Pulse oximetry device, system and method |
| KR102599772B1 (ko) * | 2018-06-19 | 2023-11-08 | 삼성전자주식회사 | 생체 정보 감지 장치 및 그 제어 방법 |
| CN109953749A (zh) * | 2019-04-19 | 2019-07-02 | 中国医学科学院生物医学工程研究所 | 基于小间距参考通道的表层干扰在线去除装置及其方法 |
| EP4025896B1 (en) * | 2019-09-06 | 2026-03-04 | The University of British Columbia | Sensor and apparatus for near infrared spectroscopy |
| US11684295B2 (en) * | 2019-11-27 | 2023-06-27 | Storx Technologies, Inc. | Safe and reliable transabdominal fetal oximetry |
| CA3167154A1 (en) * | 2020-01-10 | 2021-07-15 | Vioptix, Inc. | Probe tip for medical device |
| EP4087476A4 (en) * | 2020-01-10 | 2024-06-05 | Vioptix, Inc. | NEAR FIELD COMMUNICATION SECURITY FOR MEDICAL DEVICE AND SHEATH |
| EP4087479A4 (en) * | 2020-01-10 | 2024-11-27 | Vioptix, Inc. | AVERAGING IN A MEDICAL DEVICE |
| US12364406B2 (en) | 2020-01-10 | 2025-07-22 | Vioptix, Inc. | Temperature control of medical device |
| EP4418999A4 (en) * | 2021-10-18 | 2025-07-02 | Vioptix Inc | Portable oximeter with real-time average readings and status indicator |
| US20250155310A1 (en) * | 2023-11-10 | 2025-05-15 | Uneo Inc. | Sensor module with calibration information |
| NL2036383B1 (en) * | 2023-11-29 | 2025-06-05 | Stichting Het Nederlands Kanker Inst Antoni Van Leeuwenhoek Ziekenhuis | Imaging scanner and optical scanner in a medical device |
Family Cites Families (28)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| IL107396A (en) | 1992-11-09 | 1997-02-18 | Boehringer Mannheim Gmbh | Method and apparatus for analytical determination of glucose in a biological matrix |
| US6662030B2 (en) * | 1998-05-18 | 2003-12-09 | Abbott Laboratories | Non-invasive sensor having controllable temperature feature |
| US6142629A (en) * | 1998-08-30 | 2000-11-07 | Applied Spectral Imaging Ltd. | Spectral imaging using illumination of preselected spectral content |
| ATE404110T1 (de) * | 1998-11-18 | 2008-08-15 | Lea Medizintechnik Gmbh | Vorrichtung zur nichtinvasiven bestimmung des sauerstoffumsatzes in geweben |
| US6516209B2 (en) * | 2000-08-04 | 2003-02-04 | Photonify Technologies, Inc. | Self-calibrating optical imaging system |
| JP4846181B2 (ja) * | 2000-08-04 | 2011-12-28 | フォトニフィー テクノロジーズ，インコーポレーテッド | 生理学的媒体中の発色団に関する情報を与えるためのシステム及び方法 |
| US20020107448A1 (en) * | 2000-10-06 | 2002-08-08 | Gandjbakhche Amir H. | Probe using diffuse-reflectance spectroscopy |
| US7091874B2 (en) * | 2003-04-18 | 2006-08-15 | Smithson Bradley D | Temperature compensated warning light |
| JP4548076B2 (ja) * | 2003-10-02 | 2010-09-22 | パナソニック電工株式会社 | 光式生体情報測定装置 |
| JP2005312743A (ja) * | 2004-04-30 | 2005-11-10 | Olympus Corp | グルコース濃度測定装置 |
| US7613489B2 (en) * | 2004-05-18 | 2009-11-03 | Hutchinson Technology Incorporated | Optimized wavelength gap for improved StO2 measurement |
| US8733966B2 (en) * | 2004-08-20 | 2014-05-27 | Mag Instrument, Inc. | LED flashlight |
| US20060094941A1 (en) * | 2004-10-29 | 2006-05-04 | Ok-Kyung Cho | Optical measurement apparatus and blood sugar level measuring apparatus using the same |
| US7225005B2 (en) * | 2004-12-14 | 2007-05-29 | Intelligent Medical Devices, Inc. | Optical determination of in vivo properties |
| US8055321B2 (en) * | 2005-03-14 | 2011-11-08 | Peter Bernreuter | Tissue oximetry apparatus and method |
| JP2007083028A (ja) * | 2005-08-25 | 2007-04-05 | Abbott Lab | 非侵襲性検査装置 |
| US7355688B2 (en) * | 2005-09-08 | 2008-04-08 | Vioptix, Inc. | Optical probe for optical imaging system |
| US7871394B2 (en) * | 2006-06-13 | 2011-01-18 | Carefusion 303, Inc. | System and method for optimizing control of PCA and PCEA system |
| JP4912814B2 (ja) * | 2006-09-29 | 2012-04-11 | シスメックス株式会社 | 非侵襲生体計測装置 |
| EP2091416A1 (en) * | 2006-12-06 | 2009-08-26 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Obtaining optical tissue properties |
| US20080200784A1 (en) * | 2007-02-16 | 2008-08-21 | Xuefeng Cheng | Method and device for measuring parameters of cardiac function |
| US9380966B2 (en) * | 2007-06-22 | 2016-07-05 | Vioptix, Inc. | Tissue retractor oximeter |
| JP4077024B1 (ja) * | 2007-07-13 | 2008-04-16 | 俊仁 勝村 | 運動負荷量測定装置 |
| WO2010053617A2 (en) * | 2008-08-07 | 2010-05-14 | University Of Massachusetts | Spectroscopic sensors |
| US8311601B2 (en) * | 2009-06-30 | 2012-11-13 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Reflectance and/or transmissive pulse oximeter |
| EP2591732B8 (en) * | 2010-07-06 | 2016-12-21 | Hitachi, Ltd. | Biological photometric device and biological photometry method using same |
| WO2012100090A2 (en) * | 2011-01-19 | 2012-07-26 | The Regents Of The University Of California | Apparatus, systems, and methods for tissue oximetry and perfusion imaging |
| US9216000B2 (en) * | 2012-05-03 | 2015-12-22 | Vioptix, Inc. | Light wavelength selection for avoidance of surgical dyes |
-
2013
- 2013-08-12 KR KR1020157006241A patent/KR102337101B1/ko active Active
- 2013-08-12 MX MX2015001605A patent/MX352887B/es active IP Right Grant
- 2013-08-12 ES ES13827632T patent/ES2914049T3/es active Active
- 2013-08-12 JP JP2015526759A patent/JP6306007B2/ja active Active
- 2013-08-12 EP EP13827632.4A patent/EP2882339B1/en active Active
- 2013-08-12 CA CA2880572A patent/CA2880572C/en active Active
- 2013-08-12 PE PE2015000182A patent/PE20150544A1/es unknown
- 2013-08-12 CN CN201710712891.7A patent/CN107468257B/zh active Active
- 2013-08-12 WO PCT/US2013/054585 patent/WO2014026200A1/en not_active Ceased
- 2013-08-12 CN CN201380051175.9A patent/CN104768461B/zh active Active
-
2018
- 2018-03-07 JP JP2018040395A patent/JP6626915B2/ja active Active
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP6626915B2 (ja) | 2019-12-25 |
| JP6306007B2 (ja) | 2018-04-04 |
| BR112015002604A2 (pt) | 2017-07-04 |
| CN107468257B (zh) | 2020-09-01 |
| EP2882339B1 (en) | 2022-03-09 |
| JP2015528334A (ja) | 2015-09-28 |
| PE20150544A1 (es) | 2015-05-06 |
| CA2880572C (en) | 2020-10-27 |
| CA2880572A1 (en) | 2014-02-13 |
| KR20150042261A (ko) | 2015-04-20 |
| EP2882339A1 (en) | 2015-06-17 |
| WO2014026200A1 (en) | 2014-02-13 |
| CN107468257A (zh) | 2017-12-15 |
| JP2018134426A (ja) | 2018-08-30 |
| KR102337101B1 (ko) | 2021-12-07 |
| EP2882339A4 (en) | 2016-09-21 |
| CN104768461B (zh) | 2017-09-12 |
| CN104768461A (zh) | 2015-07-08 |
| MX352887B (es) | 2017-12-13 |
| MX2015001605A (es) | 2015-10-29 |
| HK1210002A1 (en) | 2016-04-15 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| ES2914049T3 (es) | Dispositivo de oximetría tisular inalámbrico portátil | |
| US20240023841A1 (en) | Battery-Operated Handheld Tissue Oximeter | |
| HK1210002B (en) | Wireless, handheld, tissue oximetry device | |
| HK1247545B (zh) | 无线手持组织血氧测量装置 | |
| HK1247545A1 (en) | Wireless, handheld, tissue oximetry device | |
| BR112015002604B1 (pt) | Dispositivo de oximetria de tecido portátil sem fio |