BR112018071556B1

BR112018071556B1 - Método e sistema para determinação de saturação de oxigênio de tecido com correção de melanina

Info

Publication number: BR112018071556B1
Application number: BR112018071556-5A
Authority: BR
Inventors: Kate Leeann Bechtel; Kimberly Merritt Shultz; Alex Michael Margiott; George Edward Kechter
Original assignee: Vioptix, Inc
Priority date: 2016-04-21
Filing date: 2017-04-21
Publication date: 2024-04-16

Abstract

A presente invenção refere-se uma sonda de oxímetro que leva em consideração a cor de tecido (por exemplo, cor de pele ou conteúdo de melanina) para aperfeiçoar a precisão quando determinando a saturação de oxigênio do tecido. Uma luz é transmitida de uma fonte de luz para dentro do tecido que tem melanina (por exemplo, eumelanina ou feomelanina). A luz refletida do tecido é recebida por um detector. Um fator de compensação é determinado para levar em conta a absorção devido à melanina. O oxímetro utiliza este fator de compensação e determina um valor de saturação de oxigênio corrigido em melanina.

Description

[0001] REFERÊNCIA CRUZADA A PEDIDOS RELACIONADOS

[001] Este pedido reivindica o benefício dos seguintes Pedidos de Patente: U.S. 62/325.919, depositado em 21 de Abril de 2016, 62/326.630, 62/326.644 e 62/326,673, depositados em 22 de Abril de 2016. Estes pedidos estão incorporados por referência juntamente com todas outras referências citadas nestes pedidos.

[0002] ANTECEDENTES DA INVENÇÃO

[002] A presente invenção refere-se geralmente a sistemas óticos que monitoram níveis de oxigênio em tecido. Mais especificamente, a presente invenção refere-se a sondas óticas, tais como oxímetros, que incluem fontes e detectores sobre cabeçotes de sensor de sondas óticas e que utilizam curvas de refletância simuladas localmente armazenadas para determinar saturação de oxigênio de tecido.

[003] Os oxímetros são dispositivos médicos utilizados para medir a saturação de oxigênio de tecido em humanos e coisas vivas para vários propósitos. Por exemplo, os oxímetros são utilizados para propósitos médicos e de diagnóstico em hospitais e outras instalações médicas (por exemplo, cirurgia, monitoramento de paciente, ou ambulância ou outro monitoramento móvel para, por exemplo, hipoxia); propósitos de esporte e atletismo em uma arena de esportes (por exemplo, monitoramento de atleta profissional); monitoramento pessoal ou em casa de indivíduos (por exemplo, monitoramento de oxigênio geral ou treinamento de pessoas para uma maratona); e propósitos veterinários (por exemplo, monitoramento de animal).

[004] Os oxímetros de pulso e oxímetros de tecido são dois tipos de oxímetros que operam sobre diferentes princípios. Um oxímetro de pulso requer um pulso de modo a funcionar. Um oxímetro de pulso tipicamente mede a absorvência de luz devido a sangue arterial pulsante. Em contraste, um oxímetro de tecido não requer um pulso de modo a funcionar, e pode ser utilizado para fazer medições de saturação de oxigênio de uma aba de tecido que foi desconectada de um suprimento de sangue.

[005] O tecido humano, como um exemplo, inclui uma variedade de moléculas de absorção de luz. Tais cromóforos incluem hemoglobina oxigenada, hemoglobina desoxigenada, melanina, água, lipídio e citocromo. A hemoglobina oxigenada, hemoglobina desoxigenada, e melanina são os cromóforos mais dominantes no tecido para grande parte da faixa espectral visível e do infravermelho próximo. A absorção de luz difere significativamente para hemoglobinas oxigenadas e desoxigenadas em certos comprimentos de onda de luz. Os oxímetros de tecido podem medir os níveis de oxigênio no tecido humano explorando essas diferenças de absorção de luz.

[006] Apesar do sucesso dos oxímetros existentes, existe um desejo continuado para aperfeiçoar os oxímetros, por exemplo, aperfeiçoando a precisão da medição; reduzindo o tempo de medição; diminuindo o custo; reduzindo o tamanho, peso, ou fator de forma; reduzindo o consumo de energia; e por outras razões, e qualquer combinação dessas medições.

[007] Especificamente, avaliar o estado de oxigenação de um paciente, tanto no nível regional quanto local, é importante já que este é um indicador do estado da saúde de tecido local do paciente. Assim, os oxímetros são frequentemente utilizados em ambientes clínicos, tal como durante a cirurgia e recuperação, a onde pode ser suspeitado que o estado de oxigenação de tecido do paciente é instável. Por exemplo, durante a cirurgia, oxímetros devem ser capazes de rapidamente fornecer medições de saturação de oxigênio precisas sob uma variedade de condições não ideais. Apesar dos oxímetros existentes terem sido suficientes para monitoramento de tecido pós-operatório onde a precisão absoluta não é crítica e os dados de tendências sozinhos são suficientes, a precisão é, no entanto, requerida durante a cirurgia na qual a verificação de ponto pode ser utilizada para determinar se o tecido poderia permanecer viável ou precisa ser removido.

[008] Portanto, existe uma necessidade para sondas de oxímetro de tecido e métodos para fazer medições utilizando estas sondas.

BREVE SUMÁRIO DA INVENÇÃO

[009] Uma sonda de oxímetro que leva em conta a cor de tecido (por exemplo, cor de pele ou conteúdo de melanina) para aperfeiçoar a precisão quando determinando a saturação de oxigênio de tecido. Uma luz é transmitida de uma fonte de luz para dentro de tecido que tem melanina (por exemplo, eumelanina ou feomelanina). A luz refletida de tecido é recebida por um detector. Um fator de compensação é determinado para levar em conta a absorção devido à melanina. O oxímetro utiliza este fator de compensação e determina um valor de saturação de oxigênio corrigido em melanina.

[0010] Em uma implementação, para calcular a saturação de oxigênio, uma sonda de oxímetro utiliza um número relativamente grande de curvas de refletância simuladas para rapidamente determinar as propriedades óticas de tecido sob investigação. As propriedades óticas de tecido permitem uma determinação adicional das concentrações de hemoglobina oxigenada e hemoglobina desoxigenada de tecido, assim como a saturação de oxigênio de tecido.

[0011] Em uma implementação, a sonda de oxímetro pode medir a saturação de oxigênio sem requerer um pulso ou batimento cardíaco. Uma sonda de oxímetro da invenção é aplicável a muitas áreas de medicina e cirurgia incluindo cirurgia plástica. A sonda de oxímetro pode fazer medições de saturação de oxigênio de tecido onde não existe pulso. Tal tecido pode ter sido separado do corpo (por exemplo, uma aba) e será transplantado para outro local no corpo. Os aspectos da invenção podem também ser aplicáveis a um oxímetro de pulso. Em contraste com uma sonda de oxímetro, um oxímetro de pulso requer um pulso de modo a funcionar. Um oxímetro de pulso tipicamente mede a absorção da luz devido ao sangue arterial pulsante.

[0012] Os oxímetros de tecido podem gerar medições de oxímetro desviadas para tecidos que têm um diferente conteúdo de melanina. Em uma implementação, a sonda de oxímetro pode fazer medições de oximetria de tecido onde as concentrações de melanina tendem a não efetuar medições de saturação de oxigênio relativa calculada. A sonda de oxímetro explora a inclinação relativamente constante dos coeficientes de absorção de melanina, onde a inclinação tende a não mudar independentemente de se o conteúdo de melanina no tecido é relativamente alto ou relativamente baixo. A sonda de oxímetro utiliza uma proposta determinativa matemática de modo que as contribuições de concentração de melanina para a saturação de oxigênio relativa determinada vai para zero. Por meio disto, as concentrações de melanina reais não precisam ser determinadas para ainda determinar a saturação de oxigênio relativa de tecido-alvo.

[0013] Em uma implementação, um método inclui transmitir luz de uma fonte de luz de uma sonda de oxímetro para dentro de um primeiro tecido em uma primeira localização a ser medição, onde o primeiro tecido compreende um primeiro componente de melanina, e o primeiro componente de melanina compreende pelo menos uma de eumelanina ou feomelanina; receber luz em um detector da sonda de oxímetro que é refletida pelo primeiro tecido em resposta à luz transmitida, onde a luz recebida compreende um primeiro componente de absorção de melanina devido ao primeiro componente de melanina; determinar um componente de compensação de melanina para um componente de absorção de melanina devido a um componente de melanina de tecido, onde o componente de absorção de melanina compreende o primeiro componente de melanina e o componente de melanina compreende o primeiro componente de melanina; e utilizar o componente de compensação de melanina, obtendo um valor de saturação de oxigênio corrigido em melanina para o primeiro tecido, onde o valor de saturação de oxigênio corrigido em melanina leva em conta o componente de absorção de melanina.

[0014] Em uma implementação, um método inclui prover um dispositivo de oxímetro que compreende uma ponta de sonda que compreende a estruturas de fonte e a estruturas de detector, onde o dispositivo de oxímetro medirá a saturação de oxigênio de um tecido que compreende eumelanina e feomelanina; prover para o dispositivo de oxímetro uma indicação de uma cor de pele de tecido a ser medido; utilizar a indicação de uma cor de pele para calcular a saturação de oxigênio de tecido que compreende eumelanina e feomelanina para obter um valor de saturação de oxigênio corrigido em melanina; e exibir o valor de saturação de oxigênio corrigido em melanina em um display.

[0015] Em uma implementação, um sistema inclui um dispositivo de oxímetro que inclui uma ponta de sonda que inclui estruturas de fonte e a estruturas de detector sobre uma extremidade mais distante do dispositivo e inclui um display mais próximo da ponta de sonda. O dispositivo de oxímetro calcula um valor de saturação de oxigênio corrigido em melanina, e exibe o valor de saturação de oxigênio corrigido em melanina no display. O dispositivo de oxímetro está especialmente configurado para utilizar a ponta de sonda para fazer uma primeira medição e uma segunda medição para determinar o valor de saturação de oxigênio corrigido em melanina e receber primeiras informações com base na primeira medição de um primeiro tecido em uma primeira localização. O valor de saturação de oxigênio corrigido em melanina está indisponível para exibição após a primeira medição ser feita e antes da segunda medição ser feita. O dispositivo de oxímetro está especialmente configurado para receber segundas informações com base na segunda medição de um segunde tecido em uma segunda localização onde a segunda localização é diferente da primeira localização; utilizar as primeiras informações e segundas informações para determinar o valor de saturação de oxigênio corrigido em melanina. O valor de saturação de oxigênio corrigido em melanina leva em conta os componentes de melanina do primeiro tecido e segunde tecido, e os componentes de melanina compreendem eumelanina e feomelanina. E o dispositivo de oxímetro está configurado para exibir a saturação de oxigênio corrigida em melanina no display.

[0016] Outros objetos, características, e vantagens da presente invenção ficarão aparentes quando da consideração da descrição detalhada seguinte e dos desenhos acompanhantes, nos quais designações de referência iguais representam características iguais através de todas as Figuras.

BREVE DESCRIÇÃO DOS DESENHOS

[0017] Figura 1 mostra uma sonda de oxímetro em uma implementação.

[0018] Figura 2 mostra uma vista de extremidade da ponta de sonda em uma implementação.

[0019] Figura 3 mostra um diagrama de blocos de uma sonda de oxímetro em uma implementação.

[0020] Figura 4 mostra um fluxograma de um método para determinar propriedades óticas de tecido (por exemplo, tecido real) pela sonda de oxímetro em uma implementação.

[0021] Figura 5 mostra um fluxograma de um método para determinar propriedades óticas de tecido pela sonda de oxímetro em uma implementação.

[0022] Figura 6 mostra um fluxograma de um método para determinar propriedades óticas de tecido pela sonda de oxímetro em uma implementação.

[0023] Figura 7 mostra um gráfico exemplar de uma curva de refletância, a qual pode ser para uma configuração específica de a estruturas de fonte e a estruturas de detector, tal como a configuração de a estruturas de fonte e a estruturas de detector da ponta de sonda.

[0024] Figura 8 mostra um gráfico do coeficiente de absorção μa em unidades arbitrárias versus comprimento de onda de luz para hemoglobinas oxigenadas, hemoglobinas desoxigenadas, melanina e água no tecido.

[0025] Figura 9 mostra uma tabela para um banco de dados para um modelo de tecido homogêneo de curvas de refletância simuladas que está armazenado na memória da sonda de oxímetro em uma implementação.

[0026] Figura 10 mostra uma tabela para um banco de dados para um modelo de tecido em camadas de curvas de refletância simuladas que estão armazenadas na memória da sonda de oxímetro em uma implementação.

[0027] Figuras 11A-11B mostram uma tabela para um banco de dados para um modelo de tecido em camadas onde cada linha no banco de dados é para quatro curvas de refletância simuladas para os quatro comprimentos de onda de luz emitida das estruturas de fonte simuladas e detectadas pelas estruturas de detector simuladas.

[0028] Figuras 12A-12B mostram um fluxograma de um método para determinar as propriedades óticas de tecido (por exemplo, tecido real) pela sonda de oxímetro onde a sonda de oxímetro utiliza dados de refletância e as curvas de refletância simuladas para determinar as propriedades óticas.

[0029] Figura 13 mostra um fluxograma de outro método para determinar as propriedades óticas de tecido pela sonda de oxímetro.

[0030] Figura 14 mostra um fluxograma de um método para ponderar dados de refletância gerados pelas estruturas de detector selecionadas.

[0031] Figura 15 mostra um fluxograma de um método para determinar parâmetros de tecidos relativos para o tecido medido pela sonda de oxímetro onde as contribuições de melanina no tecido são removidas dos parâmetros de tecido relativos.

[0032] Figuras 16A e 16B mostram gráficos exemplares de coeficientes de absorção para o primeiro tecido-alvo e o segunde tecido- alvo iluminados por um número de comprimentos de onda de luz, tais como os 760 nanômetros, 810 nanômetros, 845 nanômetros, e 895 nanômetros. Outros comprimentos de onda podem ser utilizados pela sonda de oxímetro incluindo mais ou menos comprimentos de onda de luz.

[0033] Figura 17A mostra uma curva exemplar dos coeficientes de absorção para o segunde tecido-alvo (por exemplo, mama sendo reconstruída). A curva exemplar tem uma inclinação negativa ao longo do comprimento inteiro da curva.

[0034] Figura 17B mostra uma curva exemplar da primeira derivada dos coeficientes de absorção com relação ao comprimento de onda para o primeiro local alvo.

[0035] Figura 17C mostra uma curva exemplar da segunda derivada dos coeficientes de absorção com relação ao comprimento de onda para o primeiro local alvo.

[0036] Figura 17D mostra uma primeira curva exemplar (por exemplo, primeiro espectro) e uma segunda curva exemplar (por exemplo, segundo espectro) dos coeficientes de absorção para o primeiro tecido-alvo (por exemplo, tecido de mama saudável) e o segundo tecido-alvo (por exemplo, tecido de mama reconstruído).

[0037] Figura 17E mostra um primeiro gráfico exemplar (por exemplo, três pontos superiores) da primeira derivada dos coeficientes de absorção com relação ao comprimento de onda para o primeiro tecido-alvo e mostra um segundo gráfico (por exemplo, três pontos inferiores) da primeira derivada dos coeficientes de absorção com relação ao comprimento de onda para o segunde tecido-alvo.

[0038] Figura 17F mostra um primeiro gráfico exemplar (por exemplo, dois pontos superiores) da segunda derivada dos coeficientes de absorção com relação ao comprimento de onda para o primeiro local alvo e mostra um segundo gráfico exemplar (por exemplo, dois pontos superiores) da segunda derivada dos coeficientes de absorção com relação ao comprimento de onda para o segundo local alvo.

[0039] Figura 18 mostra um vetor em um espaço de "ângulo" para os valores das segundas derivadas e plotadas uma em relação à outra.

[0040] Figura 19 mostra um primeiro vetor (θi, Φi) e um segundo vetor 1903 (θ2, Φ2) em um espaço de "ângulo".

[0041] Figura 20 mostra um dos ângulos delta Δθ e ΔΦ no espaço de vetor.

[0042] Figura 21A mostra um gráfico para os coeficientes de absorção (por exemplo, espectro) para as medições totalmente oxigenadas e um gráfico 21 para os coeficientes de absorção para as medições totalmente desoxigenadas.

[0043] Figura 21B mostra um gráfico para a primeira derivada do espectro totalmente oxigenado em relação ao comprimento de onda e um gráfico para a primeira derivada com relação ao comprimento de onda do espectro totalmente desoxigenado.

[0044] Figura 21C mostra um gráfico para a segunda derivada com relação ao comprimento de onda do espectro totalmente oxigenado e um gráfico para a segunda derivada com relação ao comprimento de onda do espectro totalmente desoxigenado.

[0045] Figura 22 mostra o vetor (Δθ, ΔΦ) em um espaço de ângulo onde Δθ e ΔΦ são plotados um em relação ao outro.

[0046] Figura 23 mostra um vetor corrigido em linha de base e o vetor calculado corrigido para o fantasma corrigido pelo fator de escalagem para a diferença em volume de sangue entre o volume de sangue para o fantasma e tecido de paciente.

[0047] Figura 24 mostra o vetor para tecido de paciente projetado por sobre o vetor para o fantasma.

DESCRIÇÃO DETALHADA DA INVENÇÃO

[0048] A Figura 1 mostra uma imagem de uma sonda de oxímetro 101 em uma implementação. A sonda de oxímetro 101 está configurada para fazer medições de oximetria de tecido, tal como intraoperativamente e pós-operativamente. A sonda de oxímetro 101 pode ser um dispositivo portátil que inclui uma unidade de sonda 105, ponta de sonda 110 (também referida como um cabeçote de sensor), a qual pode estar posicionada em uma extremidade de um braço de detecção 111. A sonda de oxímetro 101 está configurada para medir a saturação de oxigênio de tecido emitindo luz, tal como luz próximo de infravermelho, da ponta de sonda 110 para dentro de tecido, e coletar a luz refletida de tecido na ponta de sonda.

[0049] A sonda de oxímetro 101 inclui um display 115 ou outro dispositivo de notificação que notifica um usuário de medições de saturação de oxigênio feitas pela sonda de oxímetro. Apesar da ponta de sonda 110 ser descrita como sendo configurada para utilização com a sonda de oxímetro 101, a qual é um dispositivo portátil, a ponta de sonda 110 pode ser utilizada com outras sondas de oxímetro, tal como uma sonda de oxímetro modular onde a ponta de sonda está na extremidade de um dispositivo de cabo que acopla a uma unidade de base. O dispositivo de cabo poderia ser um dispositivo descartável que está configurado para utilização com um paciente e a unidade de base poderia ser um dispositivo que está configurado para utilização repetida. Tais sondas de oxímetro modulares são bem compreendidos por aqueles versados na técnica e não ainda descritas.

[0050] A Figura 2 mostra uma vista de extremidade da ponta de sonda 110 em uma implementação. A ponta de sonda 110 está configurada para contactar o tecido (por exemplo, a pele de um paciente) para o qual uma medição de oximetria de tecido deve ser feita. A ponta de sonda 110 inclui uma primeira e segunda estruturas de fonte 120a e 120b (geralmente a estruturas de fonte 120) e inclui primeira, segunda, terceira, quarta, quinta, sexta, sétima, e oitava estruturas de detector 125a-125h (geralmente a estruturas de detector 125). Em implementações alternativas, a sonda de oxímetro inclui mais ou menos estruturas de fonte, inclui mais ou menos estruturas de detector, ou ambas.

[0051] Cada estrutura de fonte 120 está adaptada para emitir luz (tal como luz infravermelha) e inclui uma ou mais fontes de luz, tais como quatro fontes de luz que geram a luz emitida. Cada fonte de luz pode emitir um ou mais comprimentos de onda de luz. Cada fonte de luz pode incluir um diodo de emissão de luz (LED), um diodo de laser, um diodo de emissão de luz orgânico (OLED), um LED de ponto quantum (QMLED), ou outros tipos de fontes de luz.

[0052] Cada estrutura de fonte pode incluir uma ou mais fibras óticas que oticamente conectam as fontes de luz a uma face 127 da ponta de sonda. Em uma implementação, cada estrutura de fonte inclui quatro LEDs e inclui uma única fibra ótica que oticamente acopla os quatro LEDs na face da ponta de sonda. Em implementações alternativas, cada estrutura de fonte inclui mais do que uma fibra ótica (por exemplo, quatro fibras óticas) que oticamente acopla os LEDs na face da ponta de sonda.

[0053] Cada estrutura de detector inclui um ou mais detectores. Em uma implementação, cada estrutura de detector inclui um único detector adaptado para detectar a luz emitida das estruturas de fonte e refletida de tecido. Os detectores podem ser fotodetectores, fotorresistores, ou outros tipos detectores. As estruturas de detector estão posicionadas com relação às estruturas de fonte de modo que duas ou mais (por exemplo, oito) distâncias de fonte para detector únicas sejam criadas.

[0054] Em uma implementação, as distâncias de fonte para detector mais curtas são aproximadamente iguais. Por exemplo, as distâncias de fonte para detector mais curtas são aproximadamente iguais entre a estrutura de fonte 120a e a estrutura de detector 125d (S1-D4) e entre a estrutura de fonte 120b e a estrutura de detector 125a (S2-D8) são aproximadamente iguais. As próximas distâncias de fonte para detector mais longas (por exemplo, mais longas do que cada uma de S1-D4 e S2-D8) entre a estrutura de fonte 120a e a estrutura de detector 125e (S1-D5) e entre a estrutura de fonte 120b e a estrutura de detector 125a (S2-D1) são aproximadamente iguais. As próximas distâncias de fonte para detector mais longas (por exemplo, mais longas do que cada uma de S1-D5 e S2-D1) entre a estrutura de fonte 120a e a estrutura de detector 125c (S1-D3) e entre a estrutura de fonte 120b e a estrutura de detector 125g (S2-D7) são aproximadamente iguais. As próximas distâncias de fonte para detector mais longas (por exemplo, mais longas do que cada uma de S1-D3 e S2-D7) entre a estrutura de fonte 120a e a estrutura de detector 125f (S1-D6) e entre a estrutura de fonte 120b e a estrutura de detector 125b (S2-D2) são aproximadamente iguais. As próximas distâncias de fonte para detector mais longas (por exemplo, mais longas do que cada uma de S1-D6 e S2-D2) entre a estrutura de fonte 120a e a estrutura de detector 125c (S1-D2) e entre a estrutura de fonte 120b e a estrutura de detector 125f (S2-D6) são aproximadamente iguais. As próximas distâncias de fonte para detector mais longas (por exemplo, mais longas do que cada uma de S1-D2 e S2-D6) entre a estrutura de fonte 120a e a estrutura de detector 125g (S1-D7) e entre a estrutura de fonte 120b e a estrutura de detector 125c (S2-D3) são aproximadamente iguais. As próximas distâncias de fonte para detector mais longas (por exemplo, mais longas do que cada uma de S1-D7 e S2-D3) entre a estrutura de fonte 120a e a estrutura de detector 125a (S1-D1) e entre a estrutura de fonte 120b e a estrutura de detector 125e (S2-D5) são aproximadamente iguais. As próximas distâncias de fonte para detector mais longas (por exemplo, a mais longa distância de fonte para detector, mais longas do que cada uma de S1-D1 e S2-D5) entre a estrutura de fonte 120a e a estrutura de detector 125h (S1-D8) e entre a estrutura de fonte 120b e a estrutura de detector 125d (S2-D4) são aproximadamente iguais. Em outras implementações, as distâncias de fonte para detector podem ser todas únicas ou terem menos do que oito distâncias que são aproximadamente iguais.

[0055] A Tabela 1 abaixo mostra as oito distâncias de fonte para detector únicas de acordo com uma implementação. O aumento entre distâncias de fonte para detector mais próximas é de aproximadamente 0,4 milímetros.Tabela 1

[0056] Em uma implementação, as estruturas de detector 125a e 125e estão simetricamente posicionadas ao redor de um ponto que está sobre uma linha reta que conecta as fontes 120a e 120b. As estruturas de detector 125b e 125f estão simetricamente posicionadas ao redor do ponto. As estruturas de detector 125c e 125g estão simetricamente posicionadas ao redor de um ponto. As estruturas de detector 125d e 125h estão simetricamente posicionadas ao redor do ponto. O ponto pode estar centrado entre a estruturas de fonte 120a e 120b sobre a linha de conexão.

[0057] Um gráfico de distância de fonte para detector versus refletância detectada pelas estruturas de detector 125 podem prover uma curva de refletância onde os pontos de dados estão bem espaçados ao longo do eixo geométrico x. Estes espaçamentos das distâncias ente as estruturas de fonte 120a e 120b, e estruturas de detector 125 reduz a redundância de dados e pode levar à geração de curvas de refletância relativamente precisas.

[0058] Em uma implementação, as estruturas de fonte e as estruturas de detector podem estar dispostas em várias posições sobre a superfície de sonda para fornecer as distâncias desejadas (tal como acima indicado). Por exemplo, as duas fontes formam uma linha, e existirá um número igual de detectores acima e abaixo desta linha. E a posição de um detector (acima da linha) terá uma simetria de ponto com outro detector (abaixo da linha) ao redor de um ponto selecionado sobre a linha das duas fontes. Como um exemplo, o ponto selecionado pode estar no meio entre as duas fontes, mas não necessariamente. Em outras implementações, o posicionamento pode estar disposto com base em uma forma, tal como um círculo, uma elipse, um ovoide, randomicamente, triangular, retangular, quadrada, ou outra forma.

[0059] Os seguintes pedidos de patente descrevem vários dispositivos de oxímetro e operação de oximetria, e a discussão nos seguintes pedidos pode ser combinada com aspectos da invenção descritos neste pedido, em qualquer combinação. Os seguintes pedidos de patente estão incorporados por referência juntamente com todas as referências citadas nestes pedidos 14/944,139, depositado em 17 de Novembro de 2015, 13/887.130 depositado em 03 de Maio de 2013, 15/163.565, depositado em 24 de Maio de 2016, 13/887.20, depositado em 03 de Maio de 2013, 15/214.355, depositado em 19 de Julho de 2016, 13/887.213, depositado em 03 de Maio de 2013, 14/977.578, depositado em 21 de Dezembro de 2015, 13/887.178, depositado em 07 de Junho de 2013, 15/220.354, depositado em 26 de Julho de 2016, 13/965.156, depositado em 12 de Agosto de 2013, 15/359.570, depositado em 22 de Novembro de 2016, 13/887.152, depositado em 03 de Maio de 2013, 29/561.749, depositado em 16 de Abril de 2016, 61/642.389, 61/642.393, 61/642.395, 61/642.399 depositados em 03 de Maio de 2012, e 61/682.146, depositado em 10 de Agosto de 2012.

[0060] A Figura 3 mostra um diagrama de blocos da sonda de oxímetro 101 em uma implementação. A sonda de oxímetro 101 inclui um display 115, um processador 116, uma memória 117, um alto-falante 118, um ou mais dispositivos de seleção de usuário 119 (por exemplo, um ou mais botões, comutadores, dispositivo de entrada de toque associado com o display 115), um conjunto de estruturas de fonte 120, um conjunto de estruturas de detector 125, e uma fonte de energia (por exemplo, uma bateria) 127. Os componentes listados acima podem estar conectados juntos através de um barramento 128, o qual pode ser a arquitetura de barramento de sistema da sonda de oxímetro 101. Apesar desta Figura mostrar um barramento que conectada a cada componente, o barramento é ilustrativo de qualquer esquema de interconexão que serve para conectar estes componentes ou outros componentes incluídos na sonda de oxímetro 101. Por exemplo, o alto- falante 118 poderia estar conectado a um subsistema através de uma porta ou ter uma conexão direta interna para o processador 116. Ainda, os componentes descritos estão alojados dentro de um alojamento móvel (ver Figura 1) da sonda de oxímetro 101 em uma implementação.

[0061] O processador 116 pode incluir um microprocessador, um microcontrolador, um processador de múltiplos núcleos, ou outro tipo de processador. A memória 117 pode incluir uma variedade de memórias, tal como uma memória volátil 117a (por exemplo, uma RAM), uma memória não volátil 117b (por exemplo, um disco ou FLASH). Diferentes implementações de sonda de oxímetro 101 podem incluir qualquer número dos componentes listados, em qualquer combinação ou configuração, e podem também incluir outros componentes não mostrados.

[0062] A fonte de energia 127 pode ser uma bateria, tal como uma bateria descartável. As baterias descartáveis são descartadas após a sua carga armazenada ter esgotado. Algumas tecnologias de química de bateria descartável incluem alcalina, zinco carbono ou óxido de prata. A bateria tem carga suficiente armazenada para permitir a utilização do dispositivo portátil por diversas horas. Em uma implementação, a sonda de oxímetro é uma descartável

[0063] Em outras implementações, a bateria é recarregável, onde a bateria pode ser recarregada múltiplas vezes após a carga armazenada ser esgotada. Algumas tecnologias de química de bateria recarregável incluem níquel cádmio (NiCd), hidreto metálico de níquel (NiMH), íons de lítio (Li-ion) e zinco ar. A bateria pode ser recarregada, por exemplo, através de um adaptador CA com um cabo que conecta na unidade portátil. O circuito na unidade portátil pode incluir um circuito de recarregador (não mostrado). As baterias com química de bateria recarregável podem algumas vezes ser utilizadas como baterias descartáveis, onde as baterias não são recarregadas mas descartadas após a utilização.

[0064] Análise de Tecido. A Figura 4 mostra um fluxograma de um método para determinar propriedades óticas de tecido (por exemplo, tecido real) pela sonda de oxímetro 101 em uma implementação. Os oxímetros são utilizados para medir o tecido com melanina, tal como pele. A melanina afeta as medições de saturação de oxigênio porque a melanina absorve luz. As cores de pele variam amplamente de pessoa para pessoa, de pele muito escura para pele muito clara. Dependendo da quantidade de melanina presente, a qual variará dependendo, por exemplo, da cor de pele, a quantidade de absorção pode ter um efeito substancial sobre a medição, tornando o valor medido impreciso.

[0065] Portanto, existe uma necessidade para um oxímetro que leve em conta um componente de melanina de tecido sendo medido, de modo que o valor de saturação de oxigênio medido é impreciso independentemente da cor de pele. O valor de saturação de oxigênio medido o qual leva em conta e compensa o componente de melanina de tecido pode ser referido como um valor de saturação de oxigênio corrigido em melanina.

[0066] A melanina na pele é eumelanina e feomelanina (por exemplo, dois componentes de melanina), os quais são melaninas que ocorrem naturalmente em várias porcentagens relativas. Em contraste, a maioria dos órgãos e tecido internos no corpo humano não tem melanina. Assim, não há necessidade de levar em conta a melanina quando utilizando um oxímetro para fazer medições de saturação de oxigênio para tal tecido interno. No entanto, o cérebro humano tem neuromelanina, a qual não está presente em outras localizações no corpo, especialmente na pele.

[0067] Em uma implementação, o oxímetro determina e corrige a absorção da melanina no tecido de pele (e qualquer outro tecido) que tem pigmentos de eumelanina e feomelanina. Este oxímetro não leva em conta e corrige neuromelanina ou melaninas sintéticas já que estas não são encontradas na pele. Em outras implementações, o oxímetro determina e corrige a absorção de melanina devido a uma variedade de melaninas, incluindo eumelanina, feomelanina, ou neuromelanina ou melaninas sintéticas, ou qualquer combinação destas.

[0068] A sonda de oxímetro utiliza um conteúdo de melanina determinado (por exemplo, conteúdo de eumelanina, conteúdo de feomelanina, ou tanto o conteúdo de eumelanina quanto feomelanina) para o tecido para corrigir vários parâmetros de tecido que são medidos pela sonda de oxímetro. O fluxograma representa uma implementação exemplar. Etapas podem ser adicionadas no, removidas do, ou combinadas no fluxograma sem desviar do escopo da implementação.

[0069] Em 400, um leitor de melanina oticamente acopla (por exemplo, contacta) o tecido. Os leitores de melanina são dispositivos optoeletrônicos que estão adaptados para emitir luz, etapa 405, para dentro de tecido, e detectar a luz, etapa 410, após ter sido transmitida através de tecido ou refletida de tecido. A luz detectada pelo leitor de melanina é convertida para sinais elétricos, etapa 415, que são utilizados pelo dispositivo para determinar o conteúdo de melanina de tecido, etapa 420. O leitor de melanina pode emitir um valor para o conteúdo de melanina, etapa 425, em um display do leitor ou através de uma saída com ou sem fio. O valor para o conteúdo de melanina representa valores para conteúdo de eumelanina, conteúdo de feomelanina, ou tanto conteúdo de eumelanina quanto feomelanina.

[0070] Em uma implementação, em 430, informações (por exemplo, um valor numérico) sobre o conteúdo de melanina são inseridas na sonda de oxímetro 101. As informações podem ser inseridas na sonda de oxímetro através de um usuário (por exemplo, um usuário humano) ou através de uma comunicação com fio ou sem fio entre o leitor de melanina e a sonda de oxímetro.

[0071] Em uma primeira implementação, em 435, a sonda de oxímetro utiliza as informações para o conteúdo de melanina para ajustar um ou mais valores medidos gerados pela sonda. Em uma implementação, a sonda de oxímetro determina um valor para a saturação de oxigênio de tecido. A sonda de oxímetro posteriormente ajusta o valor para a saturação de oxigênio utilizando as informações para o conteúdo de melanina (por exemplo, informações para conteúdo de eumelanina, conteúdo de feomelanina, ou tanto conteúdo de eumelanina quanto feomelanina). A sonda de oxímetro pode ajustar o valor para a saturação de oxigênio através de uma ou mais operações aritméticas, funções matemáticas, ou ambas. Por exemplo, as informações para o conteúdo de melanina podem ser utilizadas como um deslocamento (por exemplo, deslocamento aditivo), um fator de escala, ou ambos para ajustar o valor para a saturação de oxigênio.

[0072] Em uma implementação alternativa, em 435, a sonda de oxímetro determina o coeficiente de absorção μa(mua), o coeficiente de dispersão reduzido μs' (mus primo), ou ambos para o tecido para um número de comprimentos de onda de luz (por exemplo, quatro comprimentos de onda de luz) emitidos e detectados pela sonda de oxímetro. Posteriormente, a sonda de oxímetro ajusta os valores de absorção determinados (μa) para cada comprimento de onda de luz utilizando as informações sobre conteúdo de melanina (por exemplo, conteúdo de eumelanina, conteúdo de feomelanina, ou tanto conteúdo de eumelanina quanto feomelanina). A sonda de oxímetro pode ajustar os valores de absorção (μa) através de uma ou mais operações aritméticas, funções matemáticas, ou ambas. Por exemplo, as informações para o conteúdo de melanina podem ser utilizadas como um deslocamento (por exemplo, o deslocamento aditivo), um fator de escala, ou ambos para ajustar os valores de absorção (μa). Posteriormente, a sonda de oxímetro utiliza os valores de absorção (μa) para determinar um valor para a saturação de oxigênio para o tecido. A determinação de absorção (μa) e dispersão reduzida (μs) estão abaixo descritas.

[0073] Em outra implementação, em 435, a sonda de oxímetro aplica uma ou mais funções de correção de melanina a dados de refletância, gerados pelas de estruturas de detector. As funções de correção de melanina estão baseadas nas informações para o conteúdo de melanina (por exemplo, conteúdo de eumelanina, conteúdo de feomelanina, ou tanto conteúdo de eumelanina quanto feomelanina). Os dados de refletância podem ser dados de refletância analógicos gerados pelas estruturas de detector antes de serem digitalizados por um ou mais componentes eletrônicos da sonda de oxímetro ou os dados de refletância podem ser dados de refletância digitalizados. As funções de correção de melanina podem ser aplicadas nos dados de refletância analógicos ou nos dados de refletância digitalizados. A função de correção de melanina inclui uma ou mais operações matemáticas que são aplicadas nos dados de refletância. Os fatores de escala são determinados pela sonda de oxímetro com base em informações para o conteúdo de melanina que é inserido na sonda de oxímetro. Os dados de refletância podem ser ajustados para o conteúdo de melanina para cada comprimento de onda de luz emitida pela sonda de oxímetro.

[0074] Em uma implementação, a função de correção de melanina pode ser uma função combinada (por exemplo, tendo fatores de escala) que é combinada com uma ou mais funções de calibração (por exemplo, tendo fatores de escala). A função de calibração pode incluir fatores de escala para corrigir as respostas de detector com base em uma variedade de fatores, tais como diferenças que ocorrem como um resultado de fabricação, que ocorrem como um resultado de flutuação de temperatura das estruturas de detector, ou outras considerações. Após os dados de refletância serem ajustados pela sonda de oxímetro, a sonda pode então determinar a saturação de oxigênio do sangue no tecido a ser medido.

[0075] A Figura 5 mostra um fluxograma de um método para determinar as propriedades óticas de tecido pela sonda de oxímetro 101 em uma implementação. A sonda de oxímetro utiliza informações sobre o conteúdo de melanina (por exemplo, informações para conteúdo de eumelanina, conteúdo de feomelanina, ou tanto conteúdo de eumelanina quanto feomelanina) para o tecido para corrigir vários parâmetros de tecido medidos pela sonda de oxímetro. O fluxograma representa uma implementação exemplar. Etapas podem ser adicionadas ao, removidas do, ou combinadas no fluxograma sem desviar do escopo da implementação.

[0076] Em 500, a cor de tecido é comparada com duas ou mais amostras de cor de um número de amostras de cor (algumas vezes referidas como amostras de cor) para determinar se a cor de uma das amostras de cor aproximadamente coincide com cor de tecido. Cada amostra de cor utilizada para a comparação de cor está associada com um valor de conteúdo de melanina. As informações (por exemplo, um valor numérico) que identificam o conteúdo de melanina para a amostra de cor podem estar localizadas sobre a amostra de cor. Em uma implementação, as cores são as cores Pantone® de Pantone LLC de Carlstadt, New Jersey.

[0077] A comparação entre a cor de tecido e a cor das amostras de cor pode ser executada por uma ferramenta de comparação de cores, tal como uma ou mais ferramentas de comparação de cores da X-Rite, Incorporated de Grand Rapids Michigan. Em uma implementação, a comparação pode ser executada visualmente por um humano, tal como o paciente ou um provedor médico. Em uma implementação, a sonda de oxímetro está adaptada para determinar um valor para o conteúdo de melanina de tecido, o qual pode ser exibido no display da sonda.

[0078] Em 505, subsequente à comparação, o valor para o conteúdo de melanina de tecido é determinado com base na comparação.

[0079] Em uma implementação alternativa, o valor para o conteúdo de melanina é determinado de uma estimativa do conteúdo com base em uma faixa finita de valores de conteúdo de melanina. O número de valores em uma faixa para conteúdo de melanina pode incluir dois ou mais valores.

[0080] Por exemplo, o número de valores em uma faixa para conteúdos de melanina pode ser 2 (por exemplo, níveis binários), tal como 1 para tecido de cor clara (por exemplo, primeiro nível de pele para o primeiro nível de conteúdo de melanina) e 2 para tecido escuro (por exemplo, segundo nível de pele para segundo nível de conteúdo de melanina), pode ser 3 (por exemplo, 1 para cor de tecido claro, 2 para tecido de cor média, mais escuro que 1, e 3 para tecido de cor escura, mais escuro que 1 e 2), ou 4, 5, 6, 7, 8, 9, 10 ou mais valores para diferentes cores de pele. Uma estimativa do valor para o conteúdo de melanina pode ser provida pelo paciente ou por um provedor médico.

[0081] Em 510, as informações sobre o conteúdo de melanina podem ser inseridas na sonda de oxímetro. A etapa 510 pode ser pulada em um método onde a sonda de oxímetro determina o valor para o conteúdo de melanina. O botão 119 pode ser ativado um número predeterminado de vezes para colocar a sonda de oxímetro em um modo de entrada de dados no qual as informações para o conteúdo de melanina podem ser inseridas. As informações para o conteúdo de melanina podem posteriormente ser inseridas na sonda por ativação adicional do botão, através de uma comunicação com fio com a sonda, através de uma comunicação sem fio com a sonda, através do display se o display for um display de interface de toque, através de uma interface audível (por exemplo, um microfone e software de reconhecimento de voz na sonda), ou por outras técnicas de entrada. Alternativamente, a interface do botão pode prover (por exemplo, através de interação com o processador) opções selecionáveis no display (ou opções de outro modo providas, tais como LEDs iluminados) para conteúdo da melanina (por exemplo, 1 e 2 para pele clara e escura, 1, 2, e 3 para pele de cor clara, média e escura, ou mais níveis selecionáveis pelo usuário). Onde o display é um display de interface de toque, as opções selecionáveis pelo usuário para nível de melanina podem ser exibidas sobre o display, onde um usuário pode tocar ali a seleção. Na implementação do dispositivo de oxímetro a operação com outro dispositivo de entrada de usuário (por exemplo, mouse, teclado externo, ou outros) o usuário pode selecionar as opções de melanina selecionáveis pelo usuário utilizando um ou mais desses dispositivos.

[0082] Em 515, a sonda de oxímetro está adaptada para utilizar as informações sobre o conteúdo de melanina para ajustar uma ou mais medições ou cálculos executados pela sonda de oxímetro. Por exemplo, a sonda de oxímetro pode utilizar as informações para ajustar o valor de saturação de oxigênio para o tecido, ajustar absorção (μa), ajustar dispersão reduzida (μs'), ajustar os valores gerados pelo detector ou detectores, ou um ou mais de uma combinação destes ajustes. Cada um destes ajustes está descrito ainda acima com relação à etapa 435.

[0083] A Figura 6 mostra um fluxograma de um método para determinar as propriedades óticas de tecido pela sonda de oxímetro 101 em uma implementação. A sonda de oxímetro utiliza o conteúdo de melanina determinado de tecido para corrigir vários parâmetros de tecido que são medidos pela sonda. O fluxograma representa uma implementação exemplar. Etapas podem ser adicionadas a, removidas do, ou combinadas no fluxograma sem desviar do escopo da implementação.

[0084] Em 600, uma ou mais medições contralaterais de tecido são feitas com a sonda de oxímetro. As medições contralaterais são feitas utilizando a sonda de oxímetro sobre uma porção de tecido (por exemplo, tecido de mama saudável, mama esquerda, lado esquerdo de uma mama) antes de uma medição ser feita utilizando a sonda de oxímetro sobre o tecido-alvo que deve ser medido (por exemplo, tecido de mama para o qual a saúde de tecido deve ser determinada, por exemplo, mama direita, lado direito de uma mama onde o primeiro tecido-alvo é o lado esquerdo da mama). As medições contralaterais de tecido podem ser feitas para cada comprimento de onda de luz emitida pela sonda de oxímetro.

[0085] Em 605, os dados de refletância gerados pelas estruturas de detector são digitalizados pelos elementos eletrônicos da sonda de oxímetro e são armazenados na memória. Os dados de refletância proveem uma base de comparação para uma subsequente medição de tecido. Por exemplo, as medições contralaterais proveem medições de linha de base do conteúdo de melanina do tecido contralateral, onde as medições de linha de base podem ser utilizadas pelo processador para corrigir as várias medições feitas pela sonda de oxímetro.

[0086] Em 610, as medições de oximetria do tecido-alvo a ser medido são feitas pela sonda de oxímetro.

[0087] Em 615, em uma implementação, o processador gera valores de saturação de oxigênio para o tecido-alvo utilizando as medições de oximetria. Posteriormente, o processador recupera os dados de refletância armazenados, armazenados em 605 para o tecido contralateral e utiliza os valores recuperados para ajustar os valores de saturação de oxigênio. Isto é, o processador utiliza a medição de linha de base para conteúdo de melanina para os tecidos contralaterais saudáveis para ajustar os valores da saturação de oxigênio do tecido- alvo.

[0088] Em 615, em uma implementação alternativa, o processador determina a absorção μa, coeficiente de dispersão reduzida μs', ou ambas das medições de oximetria do tecido-alvo. Posteriormente, o processador recupera os dados de refletância armazenados em 605 para o tecido contralateral e utiliza os valores recuperados para ajustar μa, μs, ou ambos. O processador então utiliza o valor de μa ajustado para calcular valores para hemoglobina oxigenada, hemoglobina desoxigenada, ou outros valores para o tecido-alvo. Isto é, o processador utiliza a medição de linha de base para conteúdo de melanina do tecido contralateral saudável para ajustar μa para o tecido- alvo.

[0089] Em 615, em uma outra implementação alternativa, o processador recupera os dados de refletância armazenados, armazenados em 605 para o tecido contralateral e utiliza os valores recuperados para ajustar os dados de refletância gerados pelas estruturas de detector para o tecido-alvo. Os ajustes aplicados pelo processador nos dados de refletância podem ser simples compensações (por exemplo, compensações de adição), fatores de escala (por exemplo, compensações de multiplicação), correções funcionais, outras correções, ou qualquer um desses ajustes em qualquer combinação. Isto é, o processador ajusta os valores gerados pelas estruturas de detector utilizando a medição de linha de base para conteúdo de melanina para o tecido saudável para ajustar os dados de refletância para o tecido-alvo.

[0090] As Curvas de Refletância Simuladas Armazenadas. De acordo com uma implementação, a memória 117 armazena um número de curvas de refletância simuladas de Monte-Carlo 315 ("curvas de refletância simuladas") as quais podem ser geradas por um computador para um subsequente armazenamento na memória. Cada uma das curvas de refletância simuladas 315 representa uma simulação de luz (por exemplo, luz próximo do infravermelho) emitida de uma ou mais estruturas de fonte simuladas dentro do tecido simulado e refletida do tecido simulado para dente de uma ou mais estruturas de detector simuladas. As curvas de refletância simuladas 315 são para uma configuração específica de estruturas de fonte simuladas e estruturas de detector simuladas, tal como a configuração de estruturas de fonte 120a - 120b e estruturas de detector 125a - 125h de ponta de sonda 110 que te o espaçamento de fonte para detector acima descrito com relação à Figura 2.

[0091] Portanto as curvas de refletância simuladas 315 modelam a luz emitida das estruturas de fonte e coletada pela estrutura de detector da sonda de oxímetro 101. Ainda, cada uma das curvas de refletância simuladas 315 representa uma condição de tecido real única, tais como valores de absorção de tecido específica e de dispersão de tecido que se relacionam a concentrações específicas de cromóforos de tecido e concentrações específicas de dispersores de tecido. Por exemplo, as curvas de refletância simuladas podem ser geradas para um tecido simulado que tem vários conteúdos de melanina, várias concentrações de hemoglobina oxigenada, várias concentrações de hemoglobina desoxigenada, várias concentrações de água, um valor estático para as concentrações de água, várias concentrações de gordura, um valor estático para a concentração de gordura, ou vários valores de absorção (μa) e dispersão reduzida (μs').

[0092] O número de curvas de refletância simuladas armazenadas na memória 117 pode ser relativamente grande e pode representar quase todas, se não todas, combinações práticas de propriedades óticas e propriedades de tecido que podem estar presentes no tecido real que é analisado para viabilidade pela sonda de oxímetro 101. Apesar da memória 117 ser descrita como armazenando curvas de refletância simuladas de Monte-Carlo, a memória 117 pode armazenar curvas de refletância simuladas geradas por métodos outros que os métodos de Monte-Carlo, tal como utilizando uma aproximação de difusão.

[0093] A Figura 7 mostra um gráfico exemplar de uma curva de refletância, o qual pode ser para uma configuração específica de estruturas de fonte 120 e estruturas de detector 125, tal como estruturas de fonte de configuração e estruturas de detector da ponta de sonda 110. O eixo geométrico horizontal do gráfico representa as distâncias entre as estruturas de fonte 120 e as estruturas de detector 125 (isto é, distâncias de fonte para detector). Se as distâncias entre as estruturas de fonte 120 e as estruturas de detector 125 forem apropriadamente escolhidas, e a curva de refletância simulada é uma simulação para as estruturas de fonte 120 e as estruturas de detector 125, então os espaçamentos laterais entre os pontos de dados na curva de refletância simulada serão relativamente uniformes. Tais espaçamentos uniformes podem ser vistos na curva de refletância simulada na Figura 7. O eixo geométrico vertical do gráfico representa a refletância de luz simulada que reflete do tecido e é detectada pelas estruturas de detector 125. Como mostrado pela curva de refletância simulada, a luz refletida que atinge as estruturas do detector 125 varia com a distância entre as estruturas de fonte e as estruturas de detector, com a luz refletida detectada em menores distâncias de fonte para detector maior do que a luz refletida detectada em uma maior distância de fonte para detector.

[0094] A Figura 8 mostra um gráfico do coeficiente de absorção μa versus comprimento de onda de luz para alguns cromóforos de tecido significativos: sangue que contém hemoglobina oxigenada, sangue que contém hemoglobina desoxigenada, melanina e água. Em uma implementação, as simulações de Monte-Carlo utilizadas para gerar a curva de refletância simulada são funções de um ou mais cromóforos selecionados que podem estar presentes no tecido. Os cromóforos podem incluir melanina, hemoglobina oxigenada, hemoglobina desoxigenada, água, lipídio, citocromo ou outros cromóforos, em qualquer combinação. As hemoglobinas oxigenadas, hemoglobinas desoxigenadas, e melanina são os cromóforos mais dominantes no tecido para grande parte da faixa espectral visível e próximo do infravermelho.

[0095] Em uma implementação, a memória 117 armazena um número selecionado de pontos de dados para cada uma das curvas de reticência simuladas 315 e poderia não armazenar a totalidade das curvas de refletância simuladas. O número de pontos de dados armazenados para cada uma das curvas de refletância simuladas 315 pode coincidir com o número de pares de fonte-detector. Por exemplo, se a ponta de sonda 110 incluir duas estruturas de fonte 120a-120b e incluir oito estruturas de detector 125a-125h, então a sonda de oxímetro 101 inclui dezesseis pares de fonte-detector, e a memória 117 pode assim armazenar dezesseis pontos de dados selecionados para cada uma das curvas de refletância simuladas para cada comprimento de onda de luz emitida da estrutura de fonte 120 ou estrutura de fonte 120b. Em uma implementação, os pontos de dados armazenados são para as específicas distâncias de fonte para detector da ponta de sonda 110, tal como aquelas mostradas na Tabela 1.

[0096] Assim, o banco de dados de curvas de refletância simuladas de armazenados na memória 117 poderia ser dimensionado 16 x 5850 onde dezesseis pontos estão armazenados por curva que pode ser gerada e emitida por cada estrutura de fonte 120 e medida por cada estrutura de detector 125, onde existe um total de 5850 curvas que abrange as faixas de propriedades óticas. Alternativamente, o banco de dados de curvas de refletância simuladas armazenado na memória 117 poderia ser dimensionado 16 x 4 x 5850 onde dezesseis pontos estão armazenados por curva para quatro diferentes comprimentos de onda que podem ser gerados e emitidos por cada estrutura de fonte e onde existe um total de 5850 curvas que abrangem as faixas de propriedades óticas. As 5850 curvas originam, por exemplo, de uma matriz de 39 valores de coeficientes de dispersão μs' e 150 valores de coeficientes de absorção μa. Em outras implementações, mais ou menos curvas de refletância simuladas estão armazenadas na memória. Por exemplo, o número de curvas de refletância simuladas armazenadas na memória pode variar de aproximadamente de 5000 curvas, a aproximadamente de 250.000 curvas, a aproximadamente de 400.000 curvas, ou mais.

[0097] Os valores do coeficiente de dispersão reduzida μs' poderiam variar de 5: 5: 24 por centímetro. Os valores de μa poderiam variar de 0,01: 0,01: 1,5 por centímetro. Será compreendido que as faixas acima descritas são faixas exemplares e o número de pares de fonte-detector, o número de comprimentos de onda gerados e emitidos por cada estrutura de fonte, e o número de curvas de refletância simuladas podem ser menores ou maiores.

[0098] A Figura 9 mostra um banco de dados 900 de curvas de refletância simuladas 315 que está armazenado na memória da sonda de oxímetro em uma implementação. O banco de dados é para uma modelo de tecido homogêneo. Cada linha no banco de dados representa uma curva de refletância simulada gerada de uma simulação de MonteCarlo para luz simulada emitida para dentro de tecido simulado de duas estruturas de fonte simuladas (por exemplo, as estruturas de fonte 120a-120b) e detectada por oito estruturas de detector simuladas (por exemplo, as estruturas de detector 125a-125h) subsequente à refletância do tecido simulado. As simulações de Monte-Carlo utilizadas para gerar as curvas de refletância simuladas para os bancos de dados são para um modelo de tecido homogêneo. O tecido simulado para o modelo de tecido homogêneo tem propriedades óticas homogêneas da superfície de tecido através da epiderme, da derme e do tecido subcutâneo. Isto é, as propriedades óticas da epiderme, derme e tecido subcutâneo são as mesmas para as simulações de Monte-Carlo. No banco de dados, cada uma das curvas de refletância simuladas está associada com um valor para absorção (μa) e um valor de dispersão reduzida (μs'). Cada uma das curvas de refletância simuladas no banco de dados pode estar associada com valores para outros cromóforos.

[0099] O banco de dados de curvas de refletância simuladas pode incluir valores reais (por exemplo, valores de ponto flutuante) para refletâncias simuladas ou podem incluir valores indexados (por exemplo, valores binários) para os valores reais para a refletâncias simuladas. Como mostrado na Figura 9, o banco de dados inclui valores indexados (por exemplo, valores binários) para os valores reais para as refletâncias simuladas. O banco de dados pode incluir palavras binárias de uma variedade de comprimentos dependentes, por exemplo, da precisão das entradas. As palavras binárias podem ter 2 bits de comprimento, 4 bits de comprimento, 8 bits de comprimento, 16 bits de comprimento, 32 bits de comprimento, ou outros comprimentos.

[00100] Em uma implementação, uma ou mais transformadas matemáticas são aplicadas nas curvas de refletância simuladas antes de inserir os valores para as curvas no banco de dados. As transformadas matemáticas podem aperfeiçoar o ajuste dos dados de refletância gerados pelas estruturas de detector às curvas de refletância simuladas. Por exemplo, uma função log pode ser aplicada nas curvas de refletância simuladas para aperfeiçoar o ajuste dos dados medidos gerados pelas estruturas de detector às curvas de refletância simuladas.

[00101] Quando uma medição da oximetria é feita, os dados de refletância para cada comprimento de onda de luz emitida são detectados pelas estruturas de detector e ajustados para as curvas de refletância simuladas do banco de dados 900 individualmente. Para os dados de refletância para cada comprimento de onda de luz emitida ajustados para as curvas de refletância simuladas, a sonda de oxímetro determina a absorção μa, a dispersão reduzida μs' ou ambos estes valores. Por exemplo, um primeiro conjunto de dados de refletância para um primeiro comprimento de onda de luz é ajustado para as curvas de refletância simuladas para determinar uma ou mais de absorção μa e dispersão reduzida μs' (por exemplo, um primeiro conjunto de parâmetros de tecido). O ajuste dos dados de refletância às curvas de refletância simuladas está ainda abaixo descrito.

[00102] Posteriormente, um segundo conjunto de dados de refletância para um segundo comprimento de onda de luz está ajustado para as curvas de refletância simuladas no banco de dados 900 para determinar uma ou mais de absorção μa, e dispersão reduzida μs' (por exemplo, um segundo conjunto de parâmetros de tecido) para o segundo comprimento de onda. Posteriormente, um terceiro conjunto de dados de refletância para um terceiro comprimento de onda de luz é ajustado para as curvas de refletância simuladas no banco de dados 900 para determinar uma ou mais de absorção μa, e dispersão reduzida μs' (por exemplo, um terceiro conjunto de parâmetros de tecido). Posteriormente, um quarto conjunto de dados de refletância para um quarto comprimento de onda de luz é ajustado para as curvas de refletância simuladas no banco de dados 900 para determinar uma ou mais de absorção μa, e dispersão reduzida μs' (por exemplo, um quarto conjunto de parâmetros de tecido) para o quarto comprimento de onda.

[00103] Os quatro conjuntos de parâmetros de tecido podem então ser utilizados pela sonda de oxímetro juntos para determinar vários valores para o tecido, tal como concentração de hemoglobina oxigenada, concentração de hemoglobina desoxigenada, conteúdo de melanina ou outros parâmetros.

[00104] A Figura 10 mostra um banco de dados 1000 de curvas de refletância simuladas que está armazenado na memória da sonda de oxímetro em uma implementação. O banco de dados é para um modelo de tecido em camadas (por exemplo, pele em camadas). As simulações de Monte-Carlo que geraram as curvas de refletância simuladas utilizam o modelo de tecido em camadas para as simulações. O tecido em camadas pode incluir duas ou mais camadas. Em uma implementação, o tecido em camadas inclui duas camadas de tecido. As duas camadas de tecido têm diferentes propriedades óticas, tal como diferente absorção μa, dispersão reduzida μs', ou ambas estas propriedades.

[00105] Em uma implementação, uma primeira camada de tecido simulada é para a epiderme e uma segunda camada de tecido simulada é para a derme. A espessura da epiderme utilizada nas simulações de Monte-Carlo pode variar de aproximadamente de 40 mícrons a aproximadamente de 140 mícrons. Por exemplo, a espessura para a epiderme pode ser 40 mícrons, 50 mícrons, 60 mícrons, 70 mícrons, 80 mícrons, 90 mícrons, 100 mícrons, 110 mícrons, 120 mícrons, 130 mícrons, 140 mícrons, ou outras espessuras. A espessura da derme utilizada nas simulações de Monte-Carlo pode variar de menos do que um 1 milímetro para uma espessura efetivamente infinita, tal como 12 milímetros ou maior.

[00106] Uma ou mais propriedades óticas da epiderme podem ser variadas quando as curvas de refletância simuladas são geradas para a derme. Por exemplo, o conteúdo de melanina pode ser variado para a epiderme quando as curvas de refletância de simulação são geradas para a derme. Alternativamente, μa pode ser variada para a epiderme quando as curvas de refletância de simulação são geradas para a derme.

[00107] Em uma implementação, o banco de dados 1000 inclui as curvas de refletância simuladas para a luz que é refletida pela combinação da epiderme e da derme.

[00108] Os dados de refletância para cada comprimento de onda de luz emitida pelas estruturas de fonte e detectada pelas estruturas de detector para tecido real medido pela sonda de oxímetro são ajustados para as curvas de refletância simuladas um de cada vez pelo processador. Com base no ajuste para uma ou mais das curvas de refletância simuladas no banco de dados, a sonda de oxímetro determina uma ou ambas da absorção μa, e da dispersão reduzida μs' para o tecido real para uma ou ambas as camadas. Dos valores de absorção (μa) determinados para uma camada, a sonda de oxímetro determina as concentrações de hemoglobina oxigenada e desoxigenada para o tecido.

[00109] As Figuras 11A-11B mostram um banco de dados 1110 de curvas de refletância simuladas armazenadas na memória da sonda de oxímetro em uma implementação. O banco de dados é para um modelo de tecido em camadas. Cada linha do banco de dados inclui curvas de refletância simuladas para cada um de quatro comprimentos de onda de luz emitidas das estruturas de fonte simuladas e detectada por estruturas de detector simulada. Cada linha de quatro curvas de refletância simuladas inclui 16 valores para cada curva de refletância simulada. Mais especificamente, cada linha inclui 16 valores para as 16 distâncias de fontes para detector para as estruturas de fonte 120a e 120b e estruturas de detector 125a-125h. No total, cada linha inclui 64 valores para as quatro curvas de refletância simuladas para quatro comprimentos de onda de luz emitida das duas estruturas de fonte simuladas e detectada pelas oito estruturas de detector simuladas.

[00110] O modelo de tecido em camadas para o banco de dados 1110 pode incluir mais ou menos curvas de refletância simuladas por linha se mais ou menos comprimentos de onda forem emitidos das estruturas de fonte. O banco de dados 1110 pode incluir mais ou menos do que 16 valores para cada uma das curvas de refletância simuladas se, por exemplo, uma ou mais do que duas estruturas de fonte estiverem incluídas na ponta de sonda, mais ou menos estruturas de detector estiverem incluídas na ponta de sonda, ou ambas.

[00111] Cada uma das quatro curvas de refletância simuladas para cada linha do banco de dados 1110 está associada com quatro parâmetros de tecido, incluindo conteúdo de melanina, volume de sangue, dispersão e saturação de oxigênio (a fração de hemoglobina oxigenada em relação à hemoglobina total para o tecido). Mais ou menos parâmetros de tecido podem estar incluídos no banco de dados 1110.

[00112] Quando um conjunto de valores de detector que são gerados por estruturas de detector 125a-125h para o tecido a ser medido pela sonda de oxímetro são ajustados pelo processador para uma ou mais das linhas, a sonda de oxímetro por meio disto determina, em qualquer combinação, um ou mais dos parâmetros de tecido tais como conteúdo de melanina, volume de sangue, dispersão, e saturação de oxigênio. Em uma implementação, a sonda de oxímetro está adaptada para determinar a saturação de oxigênio para o tecido e exibir um valor para a saturação de oxigênio no display.

[00113] Como brevemente acima descrito, o banco de dados 1110 inclui curvas de refletância simuladas 315 para um modelo de tecido em camadas. As camadas do tecido simulado podem incluir a epiderme, a derme, tecido subcutâneo, ou qualquer combinação de uma ou mais destas camadas. As camadas podem incluir uma maior resolução de morfologia de pele, tal como a derme reticular e plexo superficial. As simulações de Monte-Carlo que geram a curva de refletância simulada podem simular o tecido para vários cromóforos incluídos nas camadas de tecido. Por exemplo, as simulações de Monte-Carlo podem utilizar um modelo de tecido para a epiderme que tem vários conteúdos de melaninas, mas poderia não utilizar um modelo de tecido para epiderme que inclui sangue. As simulações de Monte-Carlo podem utilizar um modelo de tecido para a camada de derme que tem vários volumes de sangue e várias saturações de oxigênio. Em uma implementação, as simulações de Monte-Carlo não utilizam um modelo de tecido para a derme que inclui melanina. Similarmente, as simulações de Monte-Carlo podem usar um modelo de tecido de tecido adiposo que tem vários volumes sangue e várias saturações de oxigênio. Em uma implementação, as simulações de Monte-Carlo não utilizam um modelo de tecido para tecido adiposo que tem melanina. Os modelos de tecido para as camadas de tecido podem incluir concentrações para outros cromóforos de tecido, tal como água e gordura, onde as concentrações estes cromóforos são valores fisiológicos relativamente típicos.

[00114] Em uma implementação, as várias concentrações de cromóforos que as simulações de Monte-Carlo utilizam para gerar as curvas de refletância simuladas abrangem uma faixa relativamente grande e relativamente precisa de valores fisiológicos reais presentes no tecido real. O número de valores incluídos nas faixas de valores fisiológicos reais pode ser variado para balancear vários parâmetros de medições de oxímetro de tecido. Por exemplo, o número de valores utilizados para a faixa de concentrações dos cromóforos no tecido simulado pode ser relativamente alto ou baixo, e afetar a precisão de medições feitas pela sonda de oxímetro. Em uma implementação, 355 valores são utilizados nas simulações de Monte-Carlo para a faixa de conteúdo de melanina para absorção de luz em tecido epidérmico simulado. Em uma implementação, 86 valores são utilizados nas simulações de Monte-Carlo para a faixa de conteúdo de melanina para absorção de luz em tecido dérmico simulado. Para dispersão em tanto o tecido epidérmico simulado quanto o tecido dérmico simulado, 65 valores são utilizados nas simulações de Monte-Carlo. Em outras implementações, o número destes valores é diferente.

[00115] Análise de Tecido. As Figuras 12A-12B mostram um fluxograma de um método para determinar as propriedades óticas do tecido (por exemplo, pele) pela sonda de oxímetro 101 onde a sonda de oxímetro utiliza dados de refletância e curvas de refletância simuladas 315 para determinar as propriedades óticas. As propriedades óticas podem incluir o coeficiente de absorção μa e o coeficiente de dispersão reduzido μs' do tecido. Um método adicional para a conversão do coeficiente de absorção μa do tecido para valores de saturação de oxigênio para o tecido está abaixo descrito em mais detalhes. O fluxograma representa uma implementação exemplar. Etapas podem ser adicionadas a, removidas do, ou combinadas no fluxograma sem desviar do escopo da implementação.

[00116] Em 1200, a sonda de oxímetro 101 emite luz (por exemplo, luz próximo do infravermelho) de uma das estruturas de fonte 120, tal como a estrutura de fonte 120a para dentro do tecido. A sonda de oxímetro está geralmente em contato com o tecido quando a luz é emitida da estrutura de fonte. Após a luz emitida refletir do tecido, as estruturas de detector 125 detectam uma porção desta luz, etapa 1205, e geram pontos de dados de refletância para o tecido, etapa 1210. As etapas 1200, 1205, e 1210 podem ser repetidas para múltiplos comprimentos de onda de luz (por exemplo, vermelha, luz próximo do infravermelho, ou ambas) e para uma ou mais outras estruturas de fonte, tal como a estrutura de fonte 120b. Os pontos de dados de refletância para um único comprimento de onda poderiam incluir dezesseis pontos de dados de refletância se, por exemplo, a sonda de oxímetro de tecido 115 tiver dezesseis distâncias de fonte para detector. Os pontos de dados de refletância são algumas vezes referidos como um vetor N dos pontos de dados de refletância.

[00117] Em 1215, os pontos de dados de refletância (por exemplo, pontos de dados de refletância brutos) são corrigidos para ganho dos pares de fonte-detector. Durante a calibração dos pares de fonte- detector, as correções de ganho são geradas para os pares de fonte- detector e são armazenadas na memória 117. A geração das correções de ganho está abaixo descrita em mais detalhes.

[00118] Em 1220, o processador 116 ajusta (por exemplo, através de uma soma de cálculo de erro quadrático), os dados de refletância para as curvas de refletância simuladas 315 para determinar a curva de dados de refletância específica que melhor se ajusta (isto é, tem o menor erro de ajuste) aos pontos de dados de refletância. O banco de dados armazenado na memória e ajustado para os dados de refletância pode ser o banco de dados 900, o banco de dados 1000, ou o banco de dados 1100. Em uma implementação específica, um conjunto relativamente pequeno de curvas de refletância simuladas que são uma grade "bruta" do banco de dados das curvas de refletância simuladas é selecionado e utilizado para a etapa de ajuste 1220. Por exemplo, para o banco de dados 900 dados 39 valores de coeficiente de dispersão μs' e 150 valores de coeficiente de absorção μa, uma grade bruta de curvas de refletância simuladas poderia ser determinada pelo processador 116 tomando cada 5o valor de coeficiente de dispersão μs' e a cada 8o coeficiente de absorção μa para um total de 40 curvas de refletância simuladas na grade bruta. Será compreendido que os valores específicos acima são para uma implementação exemplar e que grades brutas de outros tamanhos poderiam ser utilizadas pelo processador 116. O resultado de ajustar os pontos de dados de refletância para a grade bruta é uma coordenada na grade bruta (μa,μs')coarse da curva de refletância simulada melhor ajustada. Para o banco de dados 1000, a grade bruta cobrirá a absorção em cada camada e dispersão reduzida. Cada uma das seguintes etapas para o método para o banco de dados 1000 será ajustada para μa de cada camada e μs'. Para o banco de dados 1100, a grade bruta cobrirá o conteúdo de melanina, a saturação de oxigênio, o volume de sangue e a dispersão. Cada uma das seguintes etapas para o método para o banco de dados 1100 será ajustada para conteúdo de melanina, saturação de oxigênio, volume de sangue e dispersão ao invés de μa e μs'.

[00119] Em 1225, a curva de refletância simulada específica da grade bruta que tem o menor erro de ajuste é utilizada pelo processador 116 para definir uma grade "fina" de curvas de refletância simuladas onde as curvas de refletância simuladas na grade fina estão ao redor da curva de refletância simulada da grade bruta que tem o menor erro de ajuste.

[00120] Isto é, a grade fina é um tamanho definido, com a curva de refletância simulada de menor erro da grade bruta definindo o centro da grade fina. A grade fina pode ter o mesmo número de curvas de refletância simuladas que a grade bruta ou pode ter mais ou menos curvas de refletância simuladas. A grade fina tem uma fineza de modo a prover um número suficiente de pontos para determinar uma rede de superfície de pico de valores do coeficiente de absorção μa e valores do coeficiente de dispersão μs' próximos, a etapa 1230, na grade fina. Especificamente, um limite pode ser ajustado pelo processador 116 utilizando valor de erro mais baixo da grade bruta mais um deslocamento especificado. As posições do coeficiente de dispersão μs' e do coeficiente de absorção μa sobre a grade fina que têm erros abaixo do limite podem todas ser identificadas para utilização na determinação da rede de superfície de pico para ainda determinar o coeficiente de dispersão μs' e o coeficiente de absorção μa para os dados de refletância. Especificamente, um ajuste de erro é feito para o pico para determinar os valores de coeficiente de absorção μa e de coeficiente de dispersão μs' no pico. Uma média ponderada (por exemplo, um cálculo do centroide) dos valores de coeficiente de absorção μa e do coeficiente de dispersão μs' no pico pode ser utilizada pela sonda de oxímetro para a determinação do coeficiente de absorção μa e dos valores de coeficiente de dispersão μs' para os pontos de dados de refletância para o tecido, etapa 1240.

[00121] Os pesos para os valores de coeficiente de absorção μa e de coeficiente de dispersão μs' para a média ponderada podem ser determinados pelo processador 116 como o limite menos o erro de grade fina. Como os pontos sobre a grade fina são selecionados com erros abaixo do limite, isto fornece pesos positivos. O cálculo ponderado da média ponderada (por exemplo, cálculo de centroide) torna o coeficiente de dispersão μs' e o coeficiente de absorção μa preditos (isto é, (μa,μs')fine) para os pontos de dados de refletância para o tecido. Outros métodos podem ser utilizados pela sonda de oxímetro, tais como ajustar com um ou mais de uma variedade de menores quadrados não lineares para determinar o pico de erro mínimo verdadeiro para o coeficiente de absorção μa.

[00122] Em uma implementação, o processador 116 calcula o log dos pontos de dados de refletância e das curvas de refletância simuladas, e divide cada log pela raiz quadrada das distâncias de fonte para detector (por exemplo, em centímetros). Estes valores de log divididos pela raiz quadrada das distâncias de fonte para detector podem ser utilizados pelo processador 116 para os pontos de dados de refletância e as curvas de refletância simuladas nas etapas acima descritas (por exemplo, etapas 1215, 1220, 1225, e 1230) para aperfeiçoar o ajuste dos pontos de dados de refletância para as curvas de refletância simuladas.

[00123] De acordo com outra implementação, o deslocamento é ajustado essencialmente para zero, o que efetivamente fornece um deslocamento da diferença entre o mínimo de grade bruta e o mínimo de grade fina. O método acima descrito com relação às Figuras 12A- 12B baseia-se em erro de ajuste mínimo para a grade bruta, de modo que o erro mínimo verdadeiro sobre a grade fina é tipicamente mais baixo. Idealmente, o limite é determinado do erro mais baixo sobre a grade fina, o que tipicamente requereria computação adicional pelo processador.

[00124] O seguinte é uma descrição detalhada adicional para encontrar a curva de refletância simulada específica que melhor ajusta os pontos de dados de refletância na grade fina em uma implementação. A Figura 12B mostra um fluxograma de um método para encontrar a curva de refletância simulada específica que melhor ajusta os pontos de dados de refletância na grade fina em uma implementação. O fluxograma representa uma implementação exemplar. Etapas podem ser adicionadas a, removidas do, ou combinadas no fluxograma sem desviar do escopo da implementação.

[00125] Subsequente a determinar a curva de refletância simulada especifica(μa,μs')coarse da grade bruta que melhor ajusta os pontos de dados de refletância na etapa 1225, o processador 116 computa uma superfície de erro em uma região ao redor de (μa,μs')coarse no banco de dados de curvas de refletância simuladas total (isto é, banco de dados de 16 x 5850 (μa,μs')) de curvas de refletância simuladas, etapa 1250. A superfície de erro é denotada como: err(μa,μs'). Posteriormente, o processador 116 localiza o valor de erro mínimo em err(μa,μs'), o qual e referido como errmin, etapa 1255. O processador 116 então gera uma rede de superfície de pico de err(μa,μs') que é denotada por pksurf (μa, μs) = k+err^ - err (μa, μ's) se a superfície de pico for maior do que zero, ou pksurf (μa, μs) = k+err^ - err (μa, μs) = 0 se a superfície de pico for menor do que ou igual a zero, etapa 1260. Na expressão k é escolhido de um pico no ponto mínimo de err( μ , μ' ) com uma largura acima de zero de aproximadamente dez elementos. O centro de massa (isto é, o cálculo de centroide) do pico em pksurf (μ,μ') utiliza as alturas dos pontos como pesos, etapa 1265. A posição do centro de massa é o resultado interpolado para o coeficiente de absorção μa e coeficiente de dispersão μs' para os pontos de dados de refletância para o tecido.

[00126] O método acima descrito com relação às Figuras 12A e 12B para determinar o coeficiente de absorção μa e o coeficiente de dispersão μs' para os pontos dados de refletância para o tecido pode ser repetido para cada um dos comprimentos de onda (por exemplo, 3 ou 4 comprimentos de onda) gerados por cada uma das estruturas de fonte 120.

[00127] Determinação de Saturação de Oxigênio. De acordo com uma primeira implantação, o processador 116 determina a saturação de oxigênio para o tecido que é sondada pela sonda de oxímetro 101 utilizando os coeficientes de absorção μa (por exemplo, 3 ou 4 coeficientes de absorção μa) que são determinados (como acima descrito) para os 3 ou 4 comprimentos de onda de luz que são gerados por cada estrutura de fonte 120. De acordo com uma primeira implementação, uma tabela de consulta de valores de saturação de oxigênio é gerada para encontrar o melhor ajuste dos coeficientes de absorção μa à saturação de oxigênio. A tabela de consulta pode ser gerada assumindo uma faixa de valores prováveis de hemoglobina total, melanina e saturação de oxigênio e calculando μa para cada um destes cenários. Então, os pontos do coeficiente de absorção μa são convertidos para um vetor unitário dividindo por uma norma do vetor unitário para reduzir o erro sistemático e somente depende da forma relativa da curva. Então, o vetor unitário é comparado com a tabela de consulta para encontrar o melhor ajuste, o que fornece a saturação de oxigênio.

[00128] De acordo com uma segunda implementação, o processador 116 determina a saturação de oxigênio para o tecido calculando o sinal de analito líquido (NAS) de hemoglobina desoxigenada e hemoglobina oxigenada. O NAS é identificado como a porção do espectro que é ortogonal aos outros componentes espectrais no sistema. Por exemplo, o NAS de hemoglobina desoxigenada em um sistema que também contém hemoglobina oxigenada e hemoglobina desoxigenada é a porção do espectro que é ortogonal ao espectro da hemoglobina oxigenada e ao espectro da melanina. As concentrações de hemoglobina desoxigenada e oxigenada podem ser calculadas pelo vetor que multiplica o respectivo NAS pelos coeficientes de absorção previamente determinados em cada comprimento de onda. A saturação de oxigênio é então prontamente calculada como a concentração de hemoglobina oxigenada dividida pela soma da hemoglobina oxigenada dividida pela soma de hemoglobina oxigenada e hemoglobina desoxigenada. Anal. Chem. 58: 1167-1172 (1986) por Lorber é incorporado por referência e provê uma estrutura para uma compreensão detalhada adicional da segunda implementação para determinar a saturação de oxigênio para o tecido.

[00129] Em uma implementação da sonda de oxímetro 101, os dados de refletância são gerados por estruturas de detector 125 a 30 Hertz, e os valores de saturação de oxigênio são calculados a aproximadamente 3 Hertz. Uma média móvel de valores de saturação de oxigênio determinados (por exemplo, pelo menos três valores de saturação de oxigênio) pode ser exibida no display 115, o qual poderia ter uma taxa de atualização de 1 Hertz.

[00130] Propriedades Óticas. Como descrito brevemente acima, cada curva de refletância simulada 315 que está armazenada na memória 117 representa propriedades óticas de tecido únicas. Mais especificamente, as formas únicas das curvas de refletância simuladas, para um dado comprimento de onda, representam valores únicos das propriedades óticas do tecido, a saber o coeficiente de dispersão (μs), o coeficiente de absorção (μa), a anisotropia do tecido (g), e índice de refração do tecido dos quais as propriedades do tecido podem ser determinadas.

[00131] A refletância detectada pelas estruturas de detector 125 para distâncias de fonte para detector relativamente pequenas é primariamente dependente do coeficiente de dispersão reduzida, μs'. O coeficiente de dispersão reduzida é uma propriedade "integrada" que incorpora o coeficiente de dispersão μs e a anisotropia g do tecido onde μs'= μs (1 - g), e é utilizado para descrever a difusão de fótons em uma caminhada randômica de muitas etapas de tamanho de 1 / μs' onde cada etapa envolve dispersão isotrópica. Tal descrição é equivalente a uma descrição de movimento de fótons que utiliza muitas pequenas etapas 1 / μs, as cada uma envolve somente um ângulo de deflexão parcial se existirem muitos eventos de dispersão antes de um evento de absorção, isto é, μa << μs'.

[00132] Em contraste, a refletância que é detectada pelas estruturas de detector 125 para distâncias de fonte para detector relativamente grandes é primariamente dependente do coeficiente de absorção efetivo μeff, o qual é definido como + μ'), o qual é uma função de tanto μa quanto μs'.

[00133] Assim, medindo a refletância em distâncias de fonte para detector relativamente pequenas (por exemplo, S1-D4 e S2-D8 da Figura 2) e distâncias de fonte para detector relativamente grandes (por exemplo, S1-D8 e S2-D4 da Figura 2), tanto μa e μs' podem ser independentemente determinados um do outro. As propriedades óticas do tecido podem, por sua vez, prover suficientes informações para o cálculo de concentrações de hemoglobina oxigenada e hemoglobina desoxigenada e, com isto, a saturação de oxigênio do tecido.

[00134] Ajuste Iterativo para Otimização de Coletamento de Dados. Figura 13 mostra um fluxograma de outro método para determinar as propriedades óticas do tecido pela sonda de oxímetro 101. O fluxograma representa uma implementação exemplar. Etapas podem ser adicionadas a, removidas do ou combinadas no fluxograma sem desviar do escopo da implementação.

[00135] Em 1300, a sonda de oxímetro 101 emite luz (por exemplo, luz próximo do infravermelho) com uma das estruturas de fonte, tal como a estrutura de fonte 120a para dentro do tecido. Após a luz emitida refletir do tecido, as estruturas de detector 125 detectam a luz, etapa 1305, e geram dados de refletância para o tecido, etapa 1310. As etapas 1300, 1305, e 1310 podem ser repetidas para múltiplos comprimentos de onda de luz e para uma ou mais outras estruturas de fonte, tal como a estrutura de fonte 120b. Em 1315, a sonda de oxímetro 101 ajusta os dados de refletância para as curvas de refletância simuladas 315 e determina a curva de refletância simulada para a qual os dados de refletância têm o melhor ajuste. O banco de dados armazenado na memória e ajustado para os dados de refletância pode ser o banco de dados 900, banco de dados 1000 ou banco de dados 1100. Posteriormente, a sonda de oxímetro 101 determina as propriedades óticas (por exemplo, μa, e μs' para o banco de dados 900 ou banco de dados 1000, ou conteúdo de melanina, saturação de oxigênio, volume de sangue, e dispersão para o banco de dados do 1100) para o tecido com base nas propriedades óticas da curva de refletância simulada que melhor ajusta aos dados de refletância, etapa 1320.

[00136] Em 1325 a sonda de oxímetro 101 determina o percurso livre médio da luz dentro do tecido das propriedades óticas (por exemplo, mfp = i/(μa+μj)) determinadas na etapa 1320. Especificamente, o percurso livre médio pode ser determinado das propriedades óticas obtidas de uma curva de refletância cumulativa que inclui os dados de refletância para todos os pares de fonte-detector (por exemplo, par 1: estrutura de fonte 120a e estrutura do detector 125a; par 2: estrutura de fonte 120a e estrutura de detector 125b; par 3: estrutura de fonte 120a e estrutura de detector 125c; par 4: estrutura de fonte 120a e estrutura de detector 125d; par 5: estrutura de fonte 120a e estrutura de detector 125e; par 6: estrutura de fonte 120a e estrutura de detector 125f; par 7: estrutura de fonte 120a e estrutura de detector 125g; par 8: estrutura de fonte 120a e estrutura de detector 125h, par 9: estrutura de fonte 120b e estrutura de detector 125a, par 10: estrutura de fonte 120b e estrutura do detector 125b ... e outros).

[00137] Em 1330, a sonda de oxímetro 101 determina se o percurso livre médio calculado para uma dada região do tecido é mais longo do que duas vezes a distância de detector para detector mais curta (por exemplo, S1-D4 e S2-D8 da Figura 2). Se o percurso livre médio for mais longo do que duas vezes a distância de fonte para de detector mais curta, então os dados de refletância coletados são reajustados para as curvas de refletância simuladas (isto é, reanalisados) sem utilizar os dados de refletância coletados das estruturas de detector para os pares de fonte para detector que têm a distância de fonte para detector mais curta. Por exemplo, as etapas 1315-1330 são repetidas sem a utilização dos dados de refletância da estrutura de detector 125e com a estrutura de fonte 120a atuando como a fonte para a estrutura de detector 125d, e sem a utilização dos dados de refletância da estrutura de detector 125h com a estrutura de fonte 120b atuando como a fonte para a estrutura de detector 125h. O processo de calcular o percurso livre médio e descartar os dados de refletância para um ou mais pares de fonte-detector pode ser repetido até que nenhum par de fonte-detector que contribui dados de reflexão para o ajuste tenha uma distância de fonte para detector mais curta do que metade do percurso livre médio calculado. Posteriormente, a saturação de oxigênio é determinada da melhor curva de refletância melhor ajustada e reportada pela sonda de oxímetro 101, tal como no display 115, etapa 1335.

[00138] A luz que é emitida de uma das estruturas de fonte para dentro do tecido e que se desloca menos do que metade do percurso livre médio é não difusamente refletida. A distância de reemissão para esta luz é fortemente dependente da função de fase do tecido e da composição de tecido local. Portanto, utilizando os dados de refletância para esta luz tende a resultar em uma determinação menos precisa das propriedades óticas e propriedades de tecidos se comparados com os dados de refletância para luz que foram submetidos a múltiplos eventos de dispersão.

[00139] Estruturas de detector de Ponderação de Dados. As estruturas de detector 125 que estão posicionadas a distâncias crescentes de estruturas de fonte 120 recebem quantidades decrescentes de refletância do tecido. Portanto, os dados de refletância gerados pelas estruturas de detector 125 que têm distâncias de fonte para detector relativamente curtas (por exemplo, S1-D4 e S2-D8 da Figura 2) tendem a exibir intrinsecamente um sinal mais alto comparados com dados de refletância gerados pelas estruturas de detector que têm distâncias de fonte para detector relativamente longas (por exemplo, S1-D8 e S2-D4 da Figura 2). Os algoritmos de ajuste podem portanto de preferência ajustar as curvas de refletância simuladas para os dados de refletância que são gerados pelas estruturas de detector 125 que têm distâncias fonte para detector relativamente curtas (por exemplo, distâncias de fonte para detector menores do que ou iguais à distância média entre as estruturas de fonte e as estruturas de detector) mais apertadamente do que os dados de refletância que são gerados por estruturas de detector que têm distâncias de fonte para detector relativamente longas (por exemplo, distâncias de fonte para detector maiores do que a distância média). Para uma determinação relativamente precisa das propriedades óticas dos dados de refletância, este desvio proporcional à distância pode ser indesejável e pode ser corrigido ponderando os dados de refletância como imediatamente abaixo descrito.

[00140] A Figura 14 mostra um fluxograma de um método para ponderar dados de refletância gerados por estruturas de detector selecionadas 125. O fluxograma representa uma implementação exemplar. Etapas podem ser adicionadas a, removidas do, ou combinadas no fluxograma sem desviar do escopo da implementação.

[00141] Em 1400, a sonda de oxímetro 101 emite luz de uma das estruturas de fonte, tal como a estrutura de fonte 120a para dentro do tecido. Após a luz emitida refletir do tecido, as estruturas do detector 125 detectam a luz, etapa 1405, e geram dados de refletância para o tecido, etapa 1410. As etapas 1400, 1405, e 1410 podem ser repetidas para múltiplos comprimentos de onda de luz e para uma ou mais outras estruturas de fonte, tal como a estrutura de fonte 120b. Em 1415, a sonda de ouro 101 ajusta uma primeira porção dos dados de refletância para as curvas de refletância simuladas 315. O banco de dados armazenado na memória e ajustado para os dados de refletância pode ser o banco de dados 900, banco de dados 100, ou banco de dados 1100. A primeira porção dos dados de refletância é gerada por uma primeira porção de estruturas de detector que estão a menos do que uma distância limite da estrutura de fonte. A distância limite pode ser a distância média (por exemplo, a distância de meio alcance aproximada) entre as estruturas de fonte e as estruturas de detector. Em 1420, os dados de refletância para uma segunda porção dos dados de refletância são ajustados para as curvas de refletância simuladas. A segunda porção de dados de refletância é gerada pela primeira porção das estruturas de detector e por outra estrutura de detector que está na próxima distância de fonte de fonte para detector maior da fonte comparada com a distância limite. Por exemplo, se a primeira porção de estruturas de detector incluir as estruturas de detector 125c, 125d, 125e, e 125f, então a estrutura de detector que está na próxima distância de fonte para detector maior é a estrutura de detector 125g (ver tabela 1).

[00142] Em 1425, o ajuste gerado na etapa 1415 é comparado com o ajuste gerado na etapa 1420 para determinar se o ajuste gerado na etapa 1420 é melhor do que o ajuste gerado em 1415. Como será compreendido por aqueles versados na técnica, uma "proximidade" de um ajuste de dados a uma curva é quantificável com base em uma variedade de parâmetros, e a proximidade de ajustes é diretamente comparável para determinar os dados que têm um ajuste mais próximo (ajuste mais próximo) a uma curva. Como será ainda compreendido, um ajuste mais próximo é algumas vezes também referido como um ajuste melhor ou um ajuste mais apertado. Se o ajuste gerado na etapa 1420 for melhor do que o ajuste gerado na etapa 1415, então as etapas 1420 e 1425 são repetidas com dados de refletância que são gerados pelas estruturas de detector que incluem uma estrutura de detector adicional (de acordo com o exemplo sendo considerado, a estrutura de detector 125c) que está posicionada em uma próxima distância de fonte para detector aumentada da fonte. Alternativamente, se o ajuste gerado na etapa 1420 não for melhor do que o ajuste gerado na etapa 1415, então os dados de refletância para as estruturas de detector 125 que estão posicionadas em distâncias de fonte para detector que são maiores do que a distância limite não são utilizadas no ajuste. Posteriormente, a sonda de oxímetro 101 utiliza o ajuste gerado em 1415 ou etapa 1420 (se melhor do que o ajuste determinado na etapa 1415) para determinar as propriedades óticas e a saturação de oxigênio do tecido, etapa 1430. Posteriormente, a saturação de oxigênio é reportada pela sonda de oxímetro 101, tal como no display 115, etapa 1435.

[00143] De acordo com uma implementação alternativa, se o ajuste gerado na etapa 1420 não for melhor do que o ajuste gerado na etapa 1415, então os dados de refletância são ponderados por um fator de ponderação para as estruturas de detector que têm distâncias de fonte para detector que são maiores do que a distância limite de modo que estes dados de refletância ponderados têm uma influência diminuída sobre o ajuste. Os dados de refletância que não são utilizados em um ajuste podem ser considerados como tendo um peso zero e podem estar associados com a refletância do tecido abaixo da camada de tecido de interesse. A refletância do tecido abaixo da camada de tecido de interesse é dita exibir uma torção característica na curva de refletância que indica esta refletância específica.

[00144] É notado que os algoritmos de ajuste de curva que ajustam os dados de refletância às curvas de refletância simuladas podem levar em conta a quantidade de incerteza dos dados de refletância assim como a localização absoluta dos dados de refletância. A incerteza nos dados de refletância corresponde à quantidade de ruído da geração dos dados de refletância por uma das estruturas de detector, e a quantidade de ruído pode escalar como a raiz quadrada da magnitude dos dados de refletância.

[00145] De acordo com uma implementação adicional, a sonda de oxímetro 101 iterativamente pondera os dados de refletância com base na quantidade de ruído associada com as medições dos dados de refletância. Especificamente, os dados de refletância gerados por estruturas de detector que têm distâncias fonte para detector relativamente grandes geralmente têm uma razão de sinal para ruído mais baixa em comparação com os dados de refletância gerados pela estrutura de detector que tem distâncias de fonte para detector relativamente curtas. A ponderando dos dados de refletância gerados pelas estruturas de detector que têm distâncias de fonte para detector relativamente grandes permite que estes dados contribuam para o ajuste igualmente ou aproximadamente igualmente a outros dados de refletância.

[00146] Os métodos descritos para coincidência de dados de refletância a um número de curvas de refletância simuladas de MonteCarlo proveem uma determinação relativamente rápida e precisa das propriedades óticas do tecido real sondado pela sonda de oxímetro. A velocidade na determinação de propriedades óticas do tecido é uma consideração importante no projeto de sondas intraoperatórias comparando com sondas pós-operatórias. Ainda, os métodos de MonteCarlo descritos permitem métodos de calibração robustos que, por sua vez, permitem a geração de propriedades óticas absolutas se comparadas com as propriedades óticas relativas. Reportar propriedades óticas absolutas, em oposição a propriedades óticas relativas, é relativamente importante para as sondas de oxímetro intraoperatórias se comparadas com as sondas de oxímetro pós- operatórias.

[00147] A Figura 15 mostra um fluxograma de um método para determinar os parâmetros de tecido relativos para um tecido medido pela sonda de oxímetro onde contribuições de melanina no tecido são removidas dos parâmetros de tecido relativos. O fluxograma representa uma implementação exemplar. Etapas podem ser adicionadas a, removidas do, ou combinadas no fluxograma sem desviar do escopo da implementação.

[00148] O método inclui fazer medições de oxímetro sobre diferentes localizações do tecido (por exemplo, primeiro e segundo tecidos alvo) do corpo do paciente, e utilizar as medições de oxímetro para determinar um parâmetro de tecido relativo para um dos tecidos alvo (por exemplo, o segundo tecido-alvo). As diferentes localizações alvo podem ser tecidos que têm as mesmas ou similares concentrações de melanina, tais como tecidos contralaterais. Por exemplo, durante uma cirurgia de reconstrução de mama (por exemplo, onde uma aba do tecido está sendo utilizada na reconstrução), o primeiro tecido-alvo pode ser um tecido de mama saudável e o segundo tecido-alvo pode ser um tecido para o qual uma leitura de oxímetro é desejada (por exemplo, a mama que está sendo reconstruída). O primeiro tecido de mama pode ser da mesma mama ou diferente mama ou outro tecido, tal como outro tecido do peito. Os dois tecidos devem ter o mesmo ou similar conteúdo de melanina. As medições do oxímetro para o primeiro e segundo tecidos alvo são então utilizadas para gerar um parâmetro de tecido relativo (por exemplo, valor de saturação de oxigênio relativo) que é a diferença entre um primeiro parâmetro de tecido (por exemplo, primeira saturação de oxigênio) do primeiro tecido-alvo ( por exemplo, tecido de mama saudável) e um segundo parâmetro de tecido (por exemplo, segunda saturação de oxigênio) do segundo tecido-alvo (por exemplo, aba de tecido sendo utilizada para a reconstrução do tecido de mama sendo reconstruído) onde as contribuições da absorção de luz por melanina são removidas da medida para a saturação de oxigênio relativa.

[00149] Como ainda abaixo descrito, o método explora a inclinação aproximadamente constante da curva dos coeficientes de absorção de melanina no tecido para uma luz que tem comprimentos de onda de aproximadamente 700 nanômetros a aproximadamente 900 nanômetros (por exemplo, comprimento de onda de infravermelho). O método utiliza uma proposta de derivada dos coeficientes de absorção para remover as contribuições de melanina (por exemplo, de absorção de luz por melanina) das medições e determinações de oximetria (por exemplo, resultados finais, resultados intermediários, ou ambos). Ver a inclinação para os coeficientes de absorção de melanina na Figura 8. O método também explora as diferenças na inclinação das curvas para os coeficientes de absorção de melanina e hemoglobina de sangue oxigenada e as diferenças na inclinação das curvas dos coeficientes de absorção de melanina e hemoglobina sangue desoxigenada. Ver as curvas para os coeficientes de absorção de hemoglobina oxigenada e desoxigenada na Figura 8. Também, como ainda abaixo explicado, o método explora as mudanças nas inclinações de curvas para os coeficientes de absorção para o primeiro e segundo tecidos alvo onde estes tecidos podem ter diferentes concentrações de hemoglobina oxigenada e desoxigenada.

[00150] Em uma implementação do método, um usuário contacta a ponta de sonda da sonda de oxímetro no primeiro tecido-alvo em uma primeira localização (por exemplo, uma localização diferente do segundo tecido-alvo) em preparação para utilizar a sonda para fazer uma medição de oxímetro. Ver 1500 na Figura 15. Posteriormente, a sonda de oxímetro emite luz (por exemplo, 2, 3, 4, ou mais comprimentos de onda de IR) para uma ou mais das estruturas de fonte (por exemplo, duas estruturas de fonte) sobre a face da sonda para dentro do primeiro tecido-alvo. As estruturas de detector sobre a face da sonda detectam a luz subsequente à reflexão do ou transmissão através do primeiro tecido-alvo e geram primeiros dados de refletância com base na luz detectada. Os primeiros dados de refletância incluem um primeiro componente de absorção de melanina de dados de refletância para conteúdo de melanina (por exemplo, primeiro conteúdo de melanina para o primeiro tecido-alvo) do primeiro tecido-alvo. Ver 1505 na Figura 15.

[00151] A sonda de oxímetro então determina um número de primeiros parâmetros de oxímetro para o primeiro tecido-alvo utilizando os primeiros dados de refletância para cada comprimento de onda de luz transmitida das estruturas de fonte para dentro do tecido. Ver 1510 na Figura 15. Os primeiros parâmetros de oxímetro podem ser determinados pela sonda de oxímetro ajustando os dados de refletância às curvas de refletância simuladas como acima descrito. A sonda de oxímetro armazena estes primeiros parâmetros oxímetro na memória da sonda. Os primeiros parâmetros de oxímetro podem ser valores para os coeficientes de absorção para cada um dos comprimentos de onda de luz transmitida para o primeiro tecido-alvo. Os primeiros parâmetros de oxímetro para o primeiro tecido-alvo (por exemplo, tecido saudável) são parâmetros de linha de base. Os primeiros parâmetros de oxímetro (por exemplo, valores intermediários, tais como medição angular, coeficientes de absorção, valores de saturação de oxigênio, outros valores) podem estar indisponíveis para exibição após a primeira medição ser feita e antes de uma segunda medição ser feita (por exemplo, abaixo descrito em 1515, 1520, e 1525 da Figura 15).

[00152] As Figuras 16A e 16B mostram gráficos exemplares de coeficientes de absorção para o primeiro tecido-alvo e o segundo tecido- alvo iluminados por um número de comprimentos de onda de luz, tal como os 760 nanômetros, 810 nanômetros, 845 nanômetros, e 895 nanômetros. Outros comprimentos de onda podem ser utilizados pela sonda de oxímetro incluindo mais ou menos comprimentos de onda de luz.

[00153] Em 1515, o usuário move a face de sonda da sonda de oxímetro para o segundo tecido-alvo (por exemplo, o tecido de mama sendo submetido à cirurgia reconstrutiva). Posteriormente, a sonda de oxímetro emite luz (por exemplo, 2, 3, 4, ou mais comprimentos de onda de IR) das uma ou mais estruturas de fonte sobre a face da sonda para dentro do segundo tecido-alvo. As estruturas de detector sobre a face da sonda detectam a luz subsequente à refletância do ou transmissão através do segundo tecido-alvo e gera segundos dados de refletância com base na luz detectada. Os segundos dados de refletância incluem um segundo componente de dados de refletância de absorção de melanina para o conteúdo de melanina (por exemplo, segundo conteúdo de melanina para o primeiro tecido-alvo) do segundo tecido-alvo. Ver 1520 na Figura 15.

[00154] A sonda de oxímetro então determina um número segundos de parâmetros de oxímetro para o segundo tecido-alvo utilizando os segundos dados de refletância para cada comprimento de onda de luz transmitida das estruturas de fonte para dentro do tecido. Ver 1525 na Figura 15. Os segundos parâmetros de oxímetro podem ser determinados pela sonda de oxímetro, ajustando os segundos dados de refletância às curvas de refletância simuladas, como acima descrito. A sonda de oxímetro pode armazenar estes segundos parâmetros oxímetro na memória da sonda. Os segundos parâmetros de oxímetro podem ser valores para os coeficientes de absorção para os comprimentos de onda de luz transmitida para o segundo tecido-alvo.

[00155] Em 1530, a sonda de oxímetro, determina um primeiro desvio angular θi (ver Figura 16A) da primeira curva (por exemplo, linhas que formam as curvas) para primeiros coeficientes de absorção para a linha 1605 (por exemplo, a projeção 1605a da linha 1605 a qual está mostrada como uma linha tracejada na Figura 16A) entre 760 nanômetros e 810 nanômetros e 1410 entre 810 nanômetros e 845 nanômetros.

[00156] A sonda de oxímetro, determina um segundo desvio angular ΦI da primeira curva (por exemplo, linhas que formam as curvas) para os segundos coeficientes de absorção para a linha 1610 (por exemplo, a projeção 1610a da linha 1610 a qual está mostrada como uma linha tracejada na Figura 16A) entre 810 nanômetros e 845 nanômetros e a linha 1615 entre 845 nanômetros e 890 nanômetros.

[00157] A sonda de oxímetro, determina um terceiro desvio angular ©2 (ver Figura 16B) da segunda curva (por exemplo, linhas que formam as curvas) para os segundos coeficientes de absorção para a linha 1620 (por exemplo, a projeção 1620a da linha 1620 a qual está mostrada como uma linha tracejada na Figura 16B) entre 760 nanômetros e 810 nanômetros e a linha 1625 entre 810 nanômetros e 845 nanômetros.

[00158] A sonda de oxímetro, determina um quarto desvio angular Φ2 da segunda curva (por exemplo, linhas que formam as curvas) para os segundos coeficientes de absorção para a linha 1625 (por exemplo, a projeção 1625a da linha 1625 a qual está mostrada como uma linha tracejada na Figura 16B) entre 810 nanômetros e 845 nanômetros e linha 1630 entre 845 nanômetros e 890 nanômetros.

[00159] O primeiro e segundo desvios angulares ©1 e Φ1 mostrados na Figura 16A são calculados pela sonda de oxímetro tomando a segunda derivada da primeira curva para os coeficientes de absorção com relação ao comprimento de onda para o primeiro tecido-alvo (por exemplo, tecido de mama saudável). O terceiro e quarto desvios angulares ©2 e Φ2 mostrados na Figura 16B são calculados pela sonda de oxímetro tomando a segunda derivada da primeira curva para os coeficientes de absorção com relação ao comprimento de onda para o segundo tecido-alvo (por exemplo, tecido de mama reconstruído).

[00160] A Figura 17A mostra uma curva exemplar (por exemplo, primeiro espectro) dos coeficientes de absorção para o primeiro tecido- alvo (por exemplo, tecido de mama saudável). A curva exemplar tem uma inclinação negativa ao longo do comprimento inteiro da curva. A Figura 17B mostra uma curva exemplar da primeira derivada dos coeficientes de absorção com relação ao comprimento de onda para o primeiro tecido-alvo. O gráfico na Figura 17B é para comprimentos de onda entre 750 e 850. Os valores negativos da curva exemplar da Figura 17B coincidem com a inclinação negativa mostrada na Figura 17A, e a curva exemplar tem uma inclinação positiva ao longo do comprimento inteiro da curva. A Figura 17C mostra uma curva exemplar da segunda derivada dos coeficientes de absorção com relação ao comprimento de onda para o primeiro local alvo. O gráfico na Figura 17C é para comprimentos de onda entre 800 e 850 nanômetros (por exemplo, especificamente para 810 nanômetros e 845 nanômetros). Os valores positivos da curva exemplar mostrada na Figura 17C coincidem com a inclinação positiva da curva na Figura 17B.

[00161] A Figura 17D mostra uma primeira curva exemplar (por exemplo, primeiro espectro) 1701 e um segunda curva exemplar (por exemplo, segundo espectro) 1703 dos coeficientes de absorção para o primeiro tecido-alvo (por exemplo, tecido de mama saudável) e o segundo tecido-alvo (por exemplo, tecido de mama reconstruído). O deslocamento relativamente pequeno das curvas indica a mudança relativamente pequena nos coeficientes de absorção entre o primeiro tecido-alvo e um segundo tecido-alvo. As curvas exemplares cada uma tem uma inclinação negativa ao longo do comprimento inteiro da curva.

[00162] A Figura 17E mostra um primeiro gráfico exemplar 1711 (por exemplo, três pontos superiores) da primeira derivada dos coeficientes de absorção com relação ao comprimento de onda para o primeiro tecido-alvo e mostra um segundo gráfico 1713 (por exemplo, três pontos inferiores) da primeira derivada dos coeficientes de absorção com relação ao comprimento de onda para o segundo tecido-alvo. O gráfico na Figura 17E é para comprimentos de onda entre 750 e 850. Os valores negativos dos gráficos exemplares da Figura 17E coincidem com as inclinações negativas mostradas na Figura 17D, e as curvas exemplares têm inclinações positivas ao longo dos comprimentos inteiros das curvas.

[00163] A Figura 17F mostra um primeiro gráfico exemplar 1721 (por exemplo, para pontos inferiores) da segunda derivada dos coeficientes de absorção com relação ao comprimento de onda para o primeiro local alvo e mostra um segundo gráfico exemplar 1723 (por exemplo, para os pontos superiores) da segunda derivada dos coeficientes de absorção com relação ao comprimento de onda para o segundo local alvo. Os gráficos na Figura 17D são para comprimentos de onda entre 800 e 850 nanômetros (por exemplo, especificamente para 810 nanômetros e 845 nanômetros). Os valores positivos dos gráficos exemplares mostrados na Figura 17F coincidem com a inclinação positiva da curva na Figura 17E.

[00164] A Figura 18 mostra um vetor (θi, Φi) no espaço de "ângulo" para os valores das segundas derivadas θi e Φi plotados um contra o outro. No espaço de ângulo, os eixos geométricos vertical e horizontal são para valores θi e Φi das segundas derivadas para dois comprimentos de onda de luz. No exemplo específico, os eixos geométricos vertical e horizontal são para valores para a segunda derivada para 8i0 nanômetros e 845 nanômetros. Outros valores de comprimento de onda das segundas derivadas podem ser escolhidos se o tecido for iluminado por outros comprimentos de onda de luz. Isto é, o ponto de extremidade i80ia do vetor i80i no espaço de ângulo representa dois valores para a segunda derivada para o primeiro tecido (por exemplo, tecido de mama saudável) plotados um contra o outro.

[00165] A Figura i9 mostra o primeiro vetor i90i (θi, Φi) e um segundo vetor i903 (θ2, Φ2) no espaço de "ângulo". Isto é, θi, e Φi são plotados um em relação ao outro e θ2 e Φ2 são plotados um em relação ao outro. A diferença entre os dois vetores são os ângulos delta Δθ = θi - θ2 e ΔΦ = Φi - Φ2 e representa a mudança na curvatura das curvas (também algumas vezes referidas como espectros) para coeficientes de absorção para o primeiro e segundo tecidos alvo para os comprimentos de onda 810 e 845. Os ângulos delta Δθ e ΔΦ podem ser determinados pelo processador projetando o vetor 1903 por sobre o vetor 1901. Ver Figura 15 em 1535 e 1540.

[00166] A Figura 20 mostra um dos ângulos delta Δθ e ΔΦ no espaço de vetor. As mudanças de curvatura dos coeficientes de absorção são atribuíveis a mudanças relativas na saturação de oxigênio entre o primeiro e segundo locais de tecido-alvo. Como as curvaturas para os coeficientes de absorção de melanina são fixas ou aproximadamente fixas para o primeiro e segundo tecidos alvo (por exemplo, as concentrações de melanina são as mesmas ou similares para o primeiro e segundo tecidos alvo, paciente único com medições contralaterais), as mudanças de curvatura dos coeficientes de absorção Δθ e ΔΦ não são atribuíveis à melanina nos locais de tecido. Isto é, qualquer contribuição para as segundas derivadas de melanina vai para zero.

[00167] A mudança relativa em saturação de oxigênio entre o primeiro e segundo tecidos alvo é calculada dos ângulos delta Δθ e ΔΦ e um valor (por exemplo, diferença de percentagem) para a mudança relativa em saturação de oxigênio é exibida no display da sonda de oxímetro. Ver Figura 15 em 1545 e 1550. O processador da sonda de oxímetro executa este cálculo. Especificamente, as mudanças de ângulo Δθ e ΔΦ têm uma escalagem arbitrária que é corrigida de modo que a escalagem seja para sangue. A correção pode estar baseada em um fator de escalagem, um vetor de correção, ou ambos. O fator de escalagem, o vetor de correção, ou ambos podem estar armazenados na memória não volátil e permanecer residentes na memória quando a sonda de oxímetro é destacada de uma fonte de energia (por exemplo, as baterias são removidas da sonda). Estes valores podem ser gerados quando o oxímetro é primeiro fabricado e testado para utilização. Os valores são recuperados da memória e carregados no processador para utilização. O vetor de correção pode ser um vetor no espaço de ângulo utilizado pelo processador para corrigir os vetores no espaço de ângulo ou corrigir as mudanças de ângulo Δθ e ΔΦ no espaço de ângulo.

[00168] O vetor de correção é determinado utilizando um fantasma de tecido. O fantasma de tecido pode ser um fantasma de tecido líquido, um ou mais fantasmas de tecido rígido, ou uma combinação de fantasmas líquidos e de tecidos rígidos. A sonda de oxímetro faz medições de saturação de oxigênio sobre o fantasma de tecido durante um período de tempo quando o fantasma de tecido tem uma saturação de oxigenação de sangue inicial de 100 porcento (por exemplo, totalmente oxigenado) e diminui para 0 porcento (por exemplo, totalmente desoxigenado).

[00169] Os dados de refletância (por exemplo, para 2, 3, 4, ou mais comprimentos de onda de luz, tais como IR) que são gerados pela sonda de oxímetro para o fantasma de tecido são ajustados para as curvas de refletância simuladas para determinar uma ou mais curvas de refletância simuladas que melhor se ajustam aos dados de refletância. Os coeficientes de absorção associados com as uma ou mais curvas de refletância simuladas são determinados. A primeira e segunda derivadas das curvas (por exemplo, espectro) para o coeficiente de absorção são determinadas.

[00170] A Figura 21A mostra um gráfico 2100 para os coeficientes de absorção (por exemplo, espectro) para as medições totalmente oxigenadas e um gráfico 2105 para os coeficientes de absorção para as medições totalmente desoxigenadas. A Figura 21B mostra um primeiro gráfico 2110 sobre o gráfico para as primeiras derivadas do espectro totalmente oxigenado com relação ao comprimento de onda e um segundo gráfico 2115 sobre o gráfico para a primeira derivada com relação ao comprimento de onda do espectro totalmente desoxigenado. A Figura 21C mostra um primeiro gráfico 2120 sobre um gráfico para a segunda derivada com relação ao comprimento de onda do espectro totalmente oxigenado e um segundo gráfico 1225 sobre o gráfico para a segunda derivada com relação ao comprimento de onda do espectro totalmente desoxigenado.

[00171] Posteriormente, os desvios angulares (por exemplo, θi por sobre Φi) para as curvas para as medições totalmente oxigenadas são determinados para os mesmos comprimentos de onda (por exemplo, desvio angular θ1 entre a linha de 760 nanômetros a 810 nanômetros e a linha de 810 nanômetros a 845 nanômetros, e o desvio angular Φ1 entre a linha de 810 nanômetros a 845 nanômetros e a linha de 845 nanômetros e 890 nanômetros) como a primeira e segunda medições de tecido-alvo acima descritas.

[00172] Os desvios angulares (por exemplo, θ2 por sobre Φ2) para as curvas para a medição totalmente desoxigenada são determinados para os mesmos comprimentos de onda (por exemplo, desvio angular θ2 entre a linha de 760 nanômetros a 810 nanômetros e a linha de 810 nanômetros a 845 nanômetros, e o desvio angular Φ2 entre a linha de 810 nanômetros a 845 nanômetros e a linha de 845 nanômetros e 890 nanômetros) como a primeira e segunda medições de tecido-alvo acima descritas.

[00173] A Figura 22 mostra o vetor (Δθ, ΔΦ) no espaço de ângulo onde Δθ e ΔΦ são plotados um em relação ao outro. Os ângulos delta podem ser utilizados para escalar (ou calibrar) medições de tecido para o primeiro e segundo tecido-alvo (por exemplo, medições de tecido de mama contralaterais).

[00174] Estas mudanças angulares Δθ = θ1 - θ2 e ΔΦ = Φ1 - Φ2 são determinadas pelo processador. O ângulo delta representa a mudança na curvatura dos espectros de absorção entre a medição totalmente desoxigenada e a medição totalmente oxigenada. Os ângulos delta Δθ e ΔΦ indicam que uma mudança de 100 porcento em oxigenação para o tecido é esperada parecer e provê uma referência que outras menores mudanças nos ângulos delta Δθ e ΔΦ (por exemplo, para tecido de mama contralateral) podem ser corrigidas para escalar Δθ e ΔΦ arbitrariamente escalados (por exemplo, para tecido de mama contralateral).

[00175] O vetor calculado (Δθ, ΔΦ) para o fantasma de tecido é multiplicado por um fator de correção para corrigir a diferença em volume de volume de sangue no fantasma e o volume de sangue no tecido do paciente. O fator de correção pode ser 10 ou outro fator para levar em conta uma diferença entre volume de sangue de 10 porcento no fantasma específico utilizado e 1 porcento de volume de sangue (ou outra percentagem de volume de sangue 1,25 porcento, 1,2 porcento, 1,15 porcento, 1,1 porcento, 1,05 porcento, 0,95 porcento, 0,9 porcento, 0,85 porcento, 0,8 porcento, ou outros valores) para o tecido do paciente. Alternativamente, o fator de correção pode ser aplicado às medições para o tecido do paciente se comparado com as medições para o fantasma.

[00176] A Figura 23 mostra o vetor corrigido em linha de base 2401 e o vetor calculado corrigido 2403 para o fantasma corrigido pelo fator de escalagem para a diferença em volume de sangue entre o volume de sangue para o fantasma e o tecido do paciente. Os ângulos delta Δθ e ΔΦ corrigidos para diferença de volume de sangue indicam como uma mudança de 100 porcento em oxigenação para o tecido é esperada parecer e provê uma referência que outras menores mudanças em ângulos delta Δθ e ΔΦ para o tecido do paciente (por exemplo, para tecido de mama contralateral) podem ser corrigidos para escalar Δθ e ΔΦ escalados arbitrários para o tecido do paciente.

[00177] Em uma implementação, o vetor para o tecido do paciente é escalado pelo vetor para o fantasma projetando o vetor para o tecido do paciente por sobre o vetor para o vetor de fantasma. A Figura 24 mostra o vetor 2501 para o tecido do paciente projetado por sobre o vetor 2503 para o fantasma. O resultado da projeção está identificado com o número de referência 2505.

[00178] Em uma implementação, o vetor para o tecido do paciente é escalado pelo vetor para o fantasma (1550 da Figura 15) dividindo o vetor normalizado para o tecido do paciente vetor normalizado para o fantasma (por exemplo, determinando uma diferença de percentagem) e multiplicando por 100 porcento e -1. [0003]

[00179] O fator -1 representa uma medição para uma diminuição em saturação de oxigênio do tecido do paciente medida pela sonda de oxímetro. No exemplo da figura 24, o aumento relativo em desoxigenação (por exemplo, diminuição em oxigenação) entre o tecido-alvo contralateral do paciente é de aproximadamente 18%.

[00180] Em uma implementação, transformadas não lineares são utilizadas pela sonda de oxímetro para escalar o vetor (Δθ, ΔΦ) para o tecido do paciente pelo vetor (Δθ, ΔΦ) para o fantasma.

[00181] Em uma implementação, a sonda de oxímetro transmite luz de pelo menos uma das fontes de luz (por exemplo, estruturas de fonte) da sonda de oxímetro para dentro de um primeiro tecido (primeiro tecido de mama) em uma primeira localização a ser medida.

[00182] O primeiro tecido compreende um primeiro componente de melanina, tal como um primeiro conteúdo de melanina. O primeiro componente de melanina inclui eumelanina, feomelanina, ou ambas eumelanina, feomelanina. Um número das estruturas de detector recebe a luz subsequente à transmissão através de refletância do primeiro tecido.

[00183] A luz recebida compreende um primeiro componente de absorção de melanina devido ao primeiro componente de melanina. Isto é, a luz recebida inclui informações para a melanina no primeiro tecido conforme a melanina absorve uma porção da luz transmitida para dentro do primeiro tecido.

[00184] A sonda de oxímetro posteriormente determina um componente de compensação de melanina (por exemplo, uma correção de ângulo (tal como θi, ©2, Φi, Φ2, Δθ, ΔΦ, ou qualquer combinações destes), um coeficiente de absorção determinado do ajuste de dados de refletância às curvas de refletância simuladas, qualquer resultado de cálculo preliminar, qualquer, intermediário, qualquer final, ou qualquer combinação destes) para um componente de absorção de melanina devido a um componente de melanina do tecido.

[00185] O componente de absorção de melanina inclui o primeiro componente de melanina. O componente de melanina inclui o primeiro componente de melanina. A sonda de oxímetro utiliza o componente de compensação de melanina para obter um valor de saturação de oxigênio corrigido em melanina para o primeiro tecido. O valor de saturação de oxigênio corrigido em melanina leva em conta o componente de absorção de melanina.

[00186] Em uma implementação, um método inclui contactar uma ponta de sonda de uma sonda de oxímetro em um primeiro tecido-alvo de um paciente, onde o primeiro tecido-alvo é um tecido saudável; utilizar a sonda de oxímetro, fazendo uma primeira medição de oximetria sobre o primeiro tecido-alvo; determinar, por um processador da sonda de oxímetro uma primeira pluralidade de coeficientes de absorção que são dependentes de uma pluralidade de comprimentos de onda de luz emitida da sonda de oxímetro para dentro do primeiro tecido-alvo quando a medição sobre o primeiro tecido-alvo é executada; contactar a ponta de sonda em um segundo tecido-alvo do paciente, onde o segundo tecido-alvo é um tecido para o qual um valor de saturação de oximetria deve ser determinado; utilizando a sonda de oxímetro, fazer uma segunda medição de oximetria sobre o tecido-alvo; determinar, pelo processador da sonda de oxímetro uma segunda pluralidade de coeficientes de absorção que são dependentes da primeira pluralidade de comprimentos de onda de luz emitida da sonda de oxímetro para dentro do segundo tecido-alvo quando a medição sobre o segundo tecido-alvo é executada; calcular, pelo processador, um primeiro desvio angular e um segundo desvio angular de uma curva para a primeira pluralidade de coeficientes de absorção para o primeiro tecido-alvo; calcular, pelo processador, um terceiro desvio angular e um quarto desvio angular de uma curva para a segunda pluralidade de coeficientes de absorção para o segundo tecido-alvo; calcular, pelo processador, uma primeira diferença angular entre o primeiro e o segundo desvios angulares e uma segunda diferença angular entre o terceiro e o quarto desvios angulares; calcular, pelo processador, uma mudança relativa em saturação de oxigênio entre o primeiro e segunda tecidos alvo com base na primeira e segunda diferenças angulares; e exibir, por um display da sonda de oxímetro, um valor para a saturação de oxigênio relativa.

[00187] O método pode incluir transmitir uma primeira luz de uma estrutura de fonte da sonda de oxímetro para dentro do primeiro tecido- alvo; detectar uma primeira luz refletida que é refletida do primeiro tecido-alvo por uma pluralidade de estruturas de detector da sonda de oxímetro; gerar pelas estruturas de detector primeiros dados de refletância para a primeira luz refletida detectada pelas estruturas de detector; ajustar os dados de refletância a uma pluralidade de curvas de refletância simuladas; determinar uma ou mais melhores ajustadas das curvas de refletância simuladas do ajuste dos primeiros dados de refletância à pluralidade de curvas de refletância simuladas, onde cada uma das curvas de refletância simuladas está associada com um valor para um coeficiente de absorção; e determinar a primeira pluralidade de coeficientes de absorção para as uma ou mais melhores ajustadas das curvas de refletância simuladas aos primeiros dados de refletância.

[00188] O método pode incluir transmitir uma segunda luz da estrutura de fonte da sonda de oxímetro para dentro do segundo tecido- alvo; detectar a segunda luz refletida que é refletida do segundo tecido- alvo pela pluralidade de estruturas de detector da sonda de oxímetro; gerar pelas estruturas de detector segundos dados de refletância para a segunda luz refletida detectada pelas estruturas de detector; ajustar os segundos dados de refletância à pluralidade de curvas de refletância simuladas; determinar uma ou mais melhores ajustadas das curvas de refletância simuladas do ajuste dos segundos dados de refletância à pluralidade de curvas de refletância simuladas; e determinar a segunda pluralidade de coeficientes de absorção para as uma ou mais melhores ajustadas das curvas de refletância simuladas aos segundos dados de refletância.

[00189] O método pode incluir escalar, pelo processador, a primeira e segunda diferenças angulares com um vetor de escalagem, onde o vetor de escalagem que representa uma diferença de 100 porcento em oxigenação de um fantasma de tecido. A escalagem inclui projetar um primeiro vetor que compreende pontos de dados para a primeira e segunda diferenças angulares no espaço de ângulo por sobre o vetor de escalagem no espaço de ângulo. A escalagem alternativamente inclui dividir uma normalização do primeiro vetor, que compreende pontos de dados para a primeira e segunda diferenças angulares no espaço de ângulo, por uma normalização do vetor de escalagem.

[00190] O método pode incluir calcular, pelo processador, uma diferença de percentagem de um quociente da normalização do primeiro vetor dividida pela normalização do vetor de escalagem; e o quociente por um negativo para incluir uma diminuição em oxigenação entre o primeiro tecido-alvo e o segundo tecido-alvo. O valor exibido no display é o produto do quociente multiplicado por um negativo.

[00191] Em uma implementação, o sistema implementa o método onde o sistema inclui uma sonda de oxímetro que inclui uma alojamento portátil; um processador alojado dentro do alojamento portátil; uma memória, alojada dentro do alojamento portátil, eletronicamente acoplada no processador e que armazena um primeiro código para controlar o processador; um display, acessível de um exterior do alojamento portátil, eletronicamente acoplado no processador; e uma bateria, alojada dentro do alojamento portátil, acoplada no e suprindo energia para o processador, a memória, e o display, onde o código inclui uma instrução executável pelo processador executar as etapas para o método que inclui fazer uma primeira medição de oximetria sobre um primeiro tecido-alvo de um paciente; determinar uma primeira pluralidade de coeficientes de absorção que são dependentes de uma pluralidade de comprimentos de onda de luz emitida da sonda de oxímetro para dentro do primeiro tecido-alvo quando a medição sobre o primeiro tecido-alvo é executada; fazer uma segunda medição de oximetria sobre um segundo tecido-alvo do paciente; determinar uma segunda pluralidade de coeficientes de absorção que são dependentes da primeira pluralidade de comprimentos de onda de luz emitida da sonda de oxímetro para dentro do segundo tecido-alvo quando a medição sobre o segundo tecido-alvo é executada; calcular um primeiro desvio angular e um segundo desvio angular de uma curva para a primeira pluralidade de coeficientes de absorção para o primeiro tecido- alvo; calcular um terceiro desvio angular e um quarto desvio angular de uma curva para a segunda pluralidade de coeficientes de absorção para o segundo tecido-alvo; calcular uma primeira diferença angular entre o primeiro e segundo desvios angulares e uma segunda diferença angular entre o terceiro e quarto desvios angulares; calcular uma mudança relativa em saturação de oxigênio entre o primeiro e segundo tecidos alvo com base na primeira e segunda diferenças angulares; e exibir o valor para a saturação de oxigênio relativa.

[00192] Em uma implementação um método inclui contactar uma ponta de sonda em um primeiro tecido-alvo de um paciente, onde o primeiro tecido-alvo é um tecido saudável; utilizando a sonda de oxímetro, fazer uma primeira medição de oximetria sobre o primeiro tecido-alvo; determinar, por um processador da sonda de oxímetro, um primeiro coeficiente de absorção com base na primeira medição de oximetria para o primeiro tecido-alvo; contactar a ponta de sonda a um segundo tecido-alvo do paciente, onde o segundo tecido-alvo é o tecido para o qual um valor de saturação de oximetria deve ser determinado; utilizando a sonda de oxímetro, fazer uma segunda medição de oximetria sobre o segundo tecido-alvo; determinar, pelo processador da sonda de oxímetro um segundo coeficiente de absorção que está baseado na segunda medição de oximetria para o segundo tecido-alvo; gerar, pelo processador, um terceiro coeficiente de absorção ajustando o segundo coeficiente de absorção utilizando o primeiro coeficiente de absorção; determinar um valor para saturação de oxigênio para o segundo tecido-alvo do terceiro coeficiente de absorção; e exibir o valor para a saturação de oxigênio para o segundo tecido-alvo. O método pode incluir ajustar os primeiros dados de refletância para a primeira medição de oximetria a uma pluralidade de curvas de refletância simuladas para determinar pelo processador o primeiro coeficiente de absorção com base na primeira medição de oximetria para o primeiro tecido-alvo, onde as curvas de refletância simuladas incluem modelar para melanina no tecido simulado; e determinar, pelo processador, o primeiro coeficiente de absorção de uma ou mais melhores ajustadas das curvas de refletância simuladas.

[00193] Esta descrição da invenção foi apresentada para os propósitos de ilustração e descrição. Esta não pretende ser exaustiva ou limitar a invenção à precisa forma descrita, em muitas modificações e variações são possíveis à luz do ensinamento acima. As implementações foram escolhidas e descritas de modo a melhor explicar os princípios da invenção e suas aplicações práticas. Esta descrição permitirá que outros versados na técnica melhor utilizem e pratiquem a invenção em várias implementações e com várias modificações conforme são adequadas para uma utilização específica. O escopo da invenção está definido pelas reivindicações seguintes.

Claims

1. Método, caracterizado pelo fato de compreender: transmitir uma primeira luz de uma fonte de luz (120a) de uma sonda de oxímetro para dentro de um primeiro tecido em uma primeira localização a ser medida, em que o primeiro tecido compreende um primeiro componente de melanina, e o primeiro componente de melanina compreende pelo menos uma de eumelanina ou feomelanina; receber a primeira luz em um detector (125d) da sonda de oxímetro que é refletida pelo primeiro tecido em resposta à primeira luz transmitida, em que a primeira luz recebida compreende um primeiro componente de absorção de melanina devido ao primeiro componente de melanina; transmitir a segunda luz da fonte de luz (120a) de sonda de oxímetro para dentro de um segundo tecido em uma segunda localização a ser medida, sendo que a segunda localização é diferente da primeira localização, e o segundo tecido compreende um segundo componente de melanina, e o segundo componente de melanina compreende pelo menos uma de eumelanina ou feomelanina; receber a segunda luz no detector (125d) da sonda de oxímetro que é refletida pelo segundo tecido em resposta à luz transmitida, sendo que a segunda luz recebida compreende um segundo componente de absorção de melanina devido ao segundo componente de melanina; determinar um componente de compensação de melanina para um componente de absorção de melanina devido a um componente de melanina do tecido, em que o componente de absorção de melanina compreende o primeiro e o segundo componentes de melanina; e utilizar o componente de compensação de melanina, obtendo um valor de saturação de oxigênio corrigido em melanina para o primeiro tecido, em que o valor de saturação de oxigênio corrigido em melanina leva em conta o componente de absorção de melanina.

2. Método de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que compreende: determinar uma primeira pluralidade de coeficientes de absorção que são dependentes de uma pluralidade de comprimentos de onda da primeira luz emitida da sonda de oxímetro para dentro do primeiro tecido quando a medição do primeiro tecido é executada; determinar uma segunda pluralidade de coeficientes de absorção que são dependentes da pluralidade de comprimentos de onda da segunda luz emitida da sonda de oxímetro para dentro do segundo tecido quando a medição do segundo tecido é executada; gerar um terceiro coeficiente de absorção pelo ajuste de pelo menos um do primeiro coeficiente de absorção utilizando pelo menos um dos coeficientes de absorção da segunda pluralidade de coeficientes de absorção; e gerar o valor de saturação de oxigênio corrigido em melanina para o primeiro tecido utilizando o terceiro coeficiente de absorção.

3. Método, de acordo com a reivindicação 2, caracterizado pelo fato de que compreende: ajustar os primeiros dados de refletância para a primeira luz recebida no detector de sonda de oxímetro para o primeiro tecido para uma pluralidade de curvas de refletância simuladas para determinar o pelo menos um dos coeficientes de absorção da primeira pluralidade de coeficientes de absorção, em que as curvas de refletância simuladas incluem modelagem para melanina no tecido simulado; e determinar, pelo processador, o pelo menos um dos coeficientes de absorção da primeira pluralidade de coeficientes de absorção de uma ou mais das mais adequadas das curvas de refletância simuladas.

4. Método, de acordo com a reivindicação 3, caracterizado pelo fato de que compreende: ajustar os segundos dados de refletância para a segunda luz recebida no detector de sonda de oxímetro para o segundo tecido para a pluralidade de curvas de refletância simuladas para determinar o pelo menos um dos coeficientes de absorção da segunda pluralidade de coeficientes de absorção; e determinar, pelo processador, o pelo menos um dos coeficientes de absorção da segunda pluralidade de coeficientes de absorção de uma ou mais das mais adequadas das curvas de refletância simuladas.

5. Método, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que a primeira localização e a segunda localização são localizações contralaterais em um corpo.

6. Método de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que compreende: calcular um primeiro desvio angular e um segundo desvio angular de uma curva para a primeira pluralidade de coeficientes de absorção para o primeiro tecido; calcular um terceiro desvio angular e um quarto desvio angular de uma curva para a segunda pluralidade de coeficientes de absorção para o segundo tecido; calcular uma primeira diferença angular entre o primeiro e segundo desvios angulares e uma segunda diferença angular entre o terceiro e quarto desvios angulares; e calcular uma mudança relativa em saturação de oxigênio entre o primeiro e segundo tecidos com base na primeira e segunda diferenças angulares.

7. Método, de acordo com a reivindicação 6, caracterizado pelo fato de que compreende calcular uma diferença relativa em saturação de oxigênio entre o primeiro e o segundo tecidos com base na primeira e na segunda diferenças angulares.

8. Método, caracterizado pelo fato de compreender: transmitir uma primeira luz de uma fonte de luz (120a) de uma sonda de oxímetro para dentro de um primeiro tecido em uma primeira localização a ser medida, em que o primeiro tecido compreende um primeiro componente de melanina, e o primeiro componente de melanina compreende pelo menos uma de eumelanina ou feomelanina; receber a primeira luz em um detector (125a) da sonda de oxímetro que é refletida pelo primeiro tecido em resposta à primeira luz transmitida, em que a primeira luz recebida compreende um primeiro componente de absorção de melanina devido ao primeiro componente de melanina; determinar um componente de compensação de melanina para um componente de absorção de melanina devido a um componente de melanina do tecido, em que o componente de absorção de melanina compreende o primeiro e o segundo componentes de melanina, em que determinar o componente de compensação de melanina para o componente de absorção de melanina devido ao componente de melanina compreende: transmitir a segunda luz da fonte de luz (120a) de sonda de oxímetro para dentro de um segundo tecido em uma segunda localização a ser medida, sendo que a segunda localização é diferente da primeira localização, e o segundo tecido compreende um segundo componente de melanina, e o segundo componente de melanina compreende pelo menos uma de eumelanina ou feomelanina; receber a segunda luz no detector (125a) da sonda de oxímetro que é refletida pelo primeiro tecido em resposta à luz transmitida, em que a segunda luz recebida compreende um segundo componente de absorção de melanina devido ao segundo componente de melanina; determinar uma primeira pluralidade de coeficientes de absorção que são dependentes de uma pluralidade de comprimentos de onda da primeira luz emitida da sonda de oxímetro para dentro do primeiro tecido quando a medição no primeiro tecido é executada; e determinar uma segunda pluralidade de coeficientes de absorção que são dependentes da primeira pluralidade de comprimentos de onda da segunda luz emitida da sonda de oxímetro para dentro do segundo tecido quando a medição do segundo tecido é executada; e utilizando o componente de compensação de melanina, obter um valor de saturação de oxigênio corrigido em melanina para o primeiro tecido, em que o valor de saturação de oxigênio corrigido em melanina leva em conta o componente de absorção de melanina.

9. Método, de acordo com a reivindicação 8, caracterizado pelo fato de que determinar o componente de compensação de melanina para o componente de absorção de melanina devido ao componente de melanina compreende: calcular um primeiro desvio angular e um segundo desvio angular de uma curva para a primeira pluralidade de coeficientes de absorção para o primeiro tecido; calcular um terceiro desvio angular e um quarto desvio angular de uma curva para a segunda pluralidade de coeficientes de absorção para o segundo tecido; calcular uma primeira diferença angular entre o primeiro e segundo desvios angulares e uma segunda diferença angular entre o terceiro e quarto desvios angulares; e calcular uma mudança relativa em saturação de oxigênio entre o primeiro e segundo tecidos com base na primeira e segunda diferenças angulares.

10. Método, de acordo com a reivindicação 8, caracterizado pelo fato de que compreende: ajustar os coeficientes de absorção da segunda pluralidade de coeficientes de absorção para cada comprimento de onda da primeira luz usando os dados de refletância para o primeiro tecido, em que o componente de compensação de melanina compreende os coeficientes de absorção ajustados; e determinar um valor de saturação de oxigênio para o segundo tecido usando os coeficientes de absorção ajustados.

11. Método, de acordo com a reivindicação 9, caracterizado pelo fato de que compreende exibir, em um display da sonda de oxímetro, o valor de saturação de oxigênio corrigido em melanina, em que o valor de saturação de oxigênio corrigido em melanina é um valor para a mudança relativa na saturação de oxigênio entre o primeiro e o segundo tecidos.

12. Método, de acordo com a reivindicação 11, caracterizado pelo fato de que determinar o componente de compensação de melanina para o componente de absorção de melanina devido ao componente de melanina compreende escalar a primeira e a segunda diferenças angulares com um vetor de escalagem, em que o vetor de escalagem representa uma diferença de 100 por cento na oxigenação de um fantasma de tecido.

13. Método, de acordo com a reivindicação 8, caracterizado pelo fato de que determinar o componente de compensação de melanina para o componente de absorção de melanina devido ao componente de melanina compreende: gerar um terceiro coeficiente de absorção ajustando pelo menos um dos coeficientes da primeira pluralidade de coeficientes de absorção usando pelo menos um dos coeficientes de absorção da segunda pluralidade de coeficientes de absorção; e gerar o valor de saturação de oxigênio corrigido em melanina para o primeiro tecido utilizando o terceiro coeficiente de absorção.

14. Método, de acordo com a reivindicação 13, caracterizado pelo fato de que determinar o componente de compensação de melanina para o componente de absorção de melanina devido ao componente de melanina compreende: ajustar os primeiros dados de refletância para a primeira luz recebida no detector da sonda de oxímetro para o primeiro tecido para uma pluralidade de curvas de refletância simuladas para determinar o pelo menos um dos coeficientes de absorção da primeira pluralidade de coeficientes de absorção, em que as curvas de refletância simuladas incluem modelagem para melanina em tecido simulado; e determinar, por um processador, o pelo menos um dos coeficientes de absorção da primeira pluralidade de coeficientes de absorção de uma ou mais curvas de refletância simuladas que melhor se ajustam.

15. Método, de acordo com a reivindicação 14, caracterizado pelo fato de que determinar o componente de compensação de melanina para o componente de absorção de melanina devido ao componente de melanina compreende: ajustar os segundos dados de refletância para a segunda luz recebida no detector da sonda de oxímetro para o segundo tecido para a pluralidade de curvas de refletância simuladas para determinar o pelo menos um dos coeficientes de absorção da segunda pluralidade de coeficientes de absorção; e determinar, pelo processador, o pelo menos um dos coeficientes de absorção da segunda pluralidade de coeficientes de absorção de uma ou mais curvas de refletância simuladas que melhor se ajustam.

16. Sistema, caracterizado pelo fato de compreender: um dispositivo de oxímetro (101) que compreende uma ponta de sonda (110) compreende estruturas de fonte (120a-120b) e estruturas de detector (125a-125h) sobre uma extremidade mais distante do dispositivo, um processador (116) e um display (115) mais próximo da ponta de sonda e acoplado ao processador (116), em que o processador (116) do dispositivo de oxímetro calcula um valor de saturação de oxigênio corrigido em melanina, e exibe o valor de saturação de oxigênio corrigido em melanina no display, e o processador (116) do dispositivo de oxímetro está especialmente configurado para: utilizar a ponta de sonda para fazer uma primeira medição e uma segunda medição para determinar o valor de saturação de oxigênio corrigido em melanina; receber primeiras informações com base na primeira medição de um primeiro tecido em uma primeira localização quando a ponta de sonda (110) é posicionada no primeiro tecido, em que o valor de saturação de oxigênio corrigido em melanina está indisponível para exibição após a primeira medição ser feita e antes da segunda medição ser feita; receber segundas informações com base na segunda medição de um segundo tecido em uma segunda localização quando a ponta de sonda (110) é posicionada no segundo tecido, em que a segunda localização é diferente da primeira localização; e utilizar as primeiras informações e segundas informações para determinar o valor de saturação de oxigênio corrigido em melanina, em que o valor de saturação de oxigênio corrigido em melanina leva em conta os componentes de melanina do primeiro tecido e segundo tecido, e os componentes de melanina compreendem eumelanina e feomelanina.

17. Sistema de acordo com a reivindicação 16, caracterizado pelo fato de que a primeira localização é em uma primeira posição do corpo, a segunda localização em uma segunda posição do corpo, e a primeira posição e segunda posição são contralaterais uma com relação à outra.

18. Sistema de acordo com a reivindicação 16, caracterizado pelo fato de que o dispositivo de oxímetro é um oxímetro portátil que compreende uma fonte de energia e um processador eletrônico alojado dentro de um compartimento que também aloja as estruturas de fonte e estruturas de detector da ponta de sonda.

19. Sistema de acordo com a reivindicação 16, caracterizado pelo fato de que o dispositivo de oxímetro compreende uma memória (117), e a memória armazena primeiras curvas de refletância simuladas (315) para um primeiro valor de conteúdo de melanina, segundas curvas de refletância simuladas para um segundo valor de conteúdo de melanina, e o primeiro valor de conteúdo de melanina é diferente do segundo valor de conteúdo de melanina.

20. Sistema de acordo com a reivindicação 19, caracterizado pelo fato de que o dispositivo de oxímetro está especialmente configurado para: com base nas primeiras e segundas informações, determinar um valor de conteúdo de melanina para o primeiro tecido e o segundo tecido; e utilizar o valor de conteúdo de melanina determinado para selecionar uma das primeiras curvas de refletância simuladas ou das segundas curvas de refletância simuladas armazenadas na memória comparando o valor de conteúdo de melanina determinado em relação ao valor de conteúdo de melanina associado com cada uma das curvas de refletância simuladas.