ITBS20070161A1 - Metodo e strumento per la misura non invasiva dell'ossigenazione/saturazione di un tessuto biologico - Google Patents

Description

DESCRIZIONE

del BREVETTO per INVENZIONE INDUSTRIALE avente per titolo:

"METODO E STRUMENTO PER LA MISURA NON INVASIVA

DELL'SSIGENAZIONE/SATURAZIONE

DI UN TESSUTO BIOLOGICO"

Campo dell'invenzione

La presente invenzione riguarda il settore delle apparecchiature diagnostiche, e si riferisce in particolare ad uno strumento non invasivo per misurare l'ossigenazione, ovvero le concentrazioni di emoglobina ossigenata e ridotta, in tessuti biologici, specialmente di un corpo umano.

Stato dell'arte

In generale, per valutare lo stato di un tessuto umano, quale, per esempio, il cervello o un muscolo è molto importante conoscerne anche il grado di ossigenazione. A questo riguardo esistono già degli strumenti che misurano l'ossigenazione di tessuti.

Importante è che l'indagine da effettuarsi non sia invasiva. Una tecnica di misura è rappresentata dalla spettroscopia cosiddetta NIRS (Near InfraRed Spectroscopy), che consiste nell' illuminare un tessuto con una sorgente di radiazioni luminose con lunghezze d'onda nel vicino infrarosso (600-lOOOnm), nel rilevare tramite un ricevitore la radiazione luminosa diffusa dal tessuto e nell' elaborare questi dati per ottenere una misura dell'ossigenazione di un tessuto. Questa tecnica è basata sulla naturale trasparenza dei tessuti a tali radiazioni, che consente di sondare in modo non invasivo anche regioni non direttamente accessibili o non in superficie, e sul fatto che i tessuti contengono una serie di cromofori, ossia sostanze che assorbono la radiazione luminosa, di interesse fisiologico e che hanno caratteristiche ottiche tali da renderli distinguibili gli uni dagli altri. In particolare i cromofori di maggior interesse sono l'acqua, i lipidi, l'emoglobina ossigenata e l'emoglobina ridotta. Mentre i primi due si suppongono costanti nel breve periodo, l'emoglobina, sia ridotta che ossigenata, responsabile del trasporto di ossigeno verso i tessuti, cambia a seconda del metabolismo del tessuto. La radiazione luminosa incidente si propaga nei tessuti e subisce due processi principali: la diffusione (scattering) e l'assorbimento, entrambi dipendenti dalla lunghezza d'onda. Nella banda spettrale NIR la diffusione è dominante rispetto all'assorbimento, che risulta principalmente dovuto all'emoglobina.

L'emoglobina ossigenata e l'emoglobina ridotta hanno però spettri di assorbimento differenti nel NIR il che consente di misurare separatamente le due forme di emoglobina e quindi la saturazione in ossigeno dell'emoglobina nei tessuti studiati.

Ciò premesso è molto importante la scelta del giusto algoritmo da utilizzare per l'interpretazione dei dati e di conseguenza le scelte realizzative e la procedura di calibrazione della strumentazione.

La strumentazione NIRS, a seconda della tecnologia utilizzata, si differenzia nelle seguenti tipologie:

Intensità continua (CW): il tessuto viene illuminato a diverse lunghezze d'onda e/o diverse distanze sorgente-ricevitore mantenendo costante la potenza emessa (Fig. la);

Intensità modulata o dominio della frequenza (FD): la luce incidente sul tessuto è modulata in ampiezza a frequenze nell'ordine dei 100-200MHz (Fig. lb);

Dominio del tempo (TD): il tessuto è illuminato da impulsi aventi durata temporale nell'ordine del picosecondo (Fig. le). Le scelte tecnologiche TD e FD, pur permettendo di effettuare una misura diretta dei coefficienti di assorbimento e scattering ed una misura quantitativa delle concentrazioni di emoglobina ossigenata, ridotta ed indice di ossigenazione del tessuto, sono caratterizzate da una maggiore complessità realizzativa.

La strumentazione CW, invece, non permette di separare direttamente assorbimento e scattering; tuttavia, essendo questa soluzione la più facilmente perseguibile, per poter ottenere una misura quantitativa si sono trovati degli approcci diversi, quali:

sistemi multi-distanza, che usano più distanze fra la sorgente e il ricevitore per misurare il grado di ossigenazione,

sistemi a derivata, che eseguono derivate seconde sullo spettro di assorbimento per eliminare il contributo dello scattering.

II primo approccio, però, è soggetto ad errori dovuti alla struttura eterogenea dei tessuti, mentre con il secondo approccio non è possibile misurare la concentrazione assoluta di emoglobina ossigenata e ridotta.

E' anche nota la teoria del picco di assorbimento dell'acqua che si basa sul fatto che i meccanismi di assorbimento di una radiazione luminosa a determinate lunghezze d'onda, quali ad esempio 980 nm, da parte di un tessuto umano sono dominati principalmente dall'acqua. Tale metodo è stato però teorizzato per calcolare le variazioni delle concentrazioni di emoglobina ossigenata e ridotta di un tessuto e non il suo valore assoluto.

Scopi dell'Invenzione

E' scopo della presente invenzione di proporre uno strumento e un metodo per la misura non invasiva dell' ossigenazione/saturazione di tessuti biologici che consenta di ottenere un valore di tipo assoluto dell'ossigenazione, in maniera precisa e con costi ridotti.

Un ulteriore scopo è di proporre uno strumento particolarmente, ma non unicamente, per misurare l'ossigenazione di un muscolo, in grado di fornire una misura quantitativa dell'andamento di detta ossigenazione, nonché indicazioni circa l'accumulo di acido lattico.

Detti scopi e gli impliciti vantaggi che ne derivano sono raggiunti mediante uno strumento non invasivo per la misurazione dell'ossigenazione/ saturazione di un tessuto biologico secondo la parte caratterizzante della rivendicazione 1 e con un metodo di misura secondo la rivendicazione 8.

Breve Descrizione dei Disegni

L'invenzione sarà peraltro illustrata più in dettaglio nella descrizione che segue fatta con riferimento agli allegati disegni indicativi e non limitativi, nei quali:

le Figg. la, b e c sono indicativi della tecnologia dello stato dell'arte sopra riferito;

la Fig. 2 è uno schema a blocchi della strumentazione di misura secondo l'invenzione;

la Fig. 3 è uno schema a blocchi della sorgente ottica;

la Fig. 4 è una vista schematica della sonda ottica;

la Fig. 5 è uno schema a blocchi dell'unità di ricezione;

la Fig. 6 è un rappresentazione schematica del ciclo di misura; la Fig. 7 è uno schema a blocchi del software di controllo;

la Fig. 8 è un esempio di un tracciato così come visualizzato a PC; e

la Fig. 9 mostra un sottopacchetto di dati.

Descrizione dettagliata dell'Invenzione

Secondo l'invenzione la teoria del picco di assorbimento dell'acqua è stata adattata allo studio dell'ossigenazione di un tessuto, realizzato con un strumento optoelettronico, che in associazione con una parte hardware e un relativo software di pilotaggio ed elaborazione dei dati è in grado di misurare Γ assorbimento ottico caratteristico di un materiale a determinate lunghezze d'onda appartenenti allo spettro del vicino infrarosso (NIR). Da queste misure e nel particolare campo di applicazione ai tessuti biologici (muscolari e cerebrali), tramite una opportuna elaborazione dei dati raccolti, si può ricavare un valore assoluto della concentrazione di emoglobina ossigenata (Hb02) ed emoglobina ridotta (Hb), che consenta di stabilire e visualizzare istante per istante l'ossigenazione/ saturazione di un tessuto.

In un esempio di realizzazione quale rappresentato in Fig. 2, lo strumento è costituito essenzialmente da:

una sorgente ottica che genera delle radiazioni NIR ad intensità continua necessarie alla misura;

una sonda ottica che provvede a convogliare, tramite una fibra ottica di iniezione, le radiazioni generate dalla sorgente sul tessuto e a raccogliere, tramite una guida d'onda, il segnale in uscita dal tessuto che deve essere misurato;

un'unità di ricezione che provvede a convertire il segnale ottico in uscita dal tessuto in un segnale elettrico e ad amplificarlo adeguatamente;

un'unità di controllo che gestisce tempistiche e segnali che regolano il flusso di misura e l'interfacciamento ad un personal computer esterno.

La sorgente ottica, è costituita da un prestabilito numero n di moduli indipendenti, tre o più, il cui compito è quello di generare un'opportuna radiazione luminosa appartenente allo spettro NIR.

Ciascun modulo è costituito da un diodo laser LD, opportunamente comandato da un segnale digitale LDi (con i=l,2...n), e da un accoppiatore ottico C in grado di immettere il segnale ottico generato su una fibra ottica di uscita. Le radiazioni generate da detti moduli vengono poi convogliate su un unico punto di misura mediante l'utilizzo di una fibra ottica di iniezione del tipo N a 1.

La sorgente è inoltre dotata di un sistema in grado di misurare istante per istante la potenza ottica effettivamente generata e di fornire in uscita un segnale elettrico ad essa proporzionale definito Power Monitor, PM, che verrà poi acquisito dall'unità di controllo.

Per poter ottenere il valore assoluto della concentrazione di emoglobina con uno strumento ad intensità continua che di per sé fornirebbe invece un valore relativo, l'invenzione propone un metodo basato sulla teoria del picco di assorbimento dell'acqua, utilizzando il valore dell'assorbimento dell'acqua a una data lunghezza d'onda, per esempio, di circa 980 nm, come riferimento per calcolare il contributo dello scattering alla stessa lunghezza d'onda. Il coefficiente di scattering varia in maniera lineare in dipendenza delle lunghezze d'onda, di conseguenza, una volta noto il coefficiente di scattering a 980nm, tale coefficiente può essere calcolato alle altre lunghezze d'onda di interesse.

Dal momento, poi, che l'intensità luminosa in uscita dal tessuto è funzione dell'intensità luminosa in entrata, della distanza tra emettitore e ricevitore, del coefficiente di scattering e del coefficiente di assorbimento, una volta stabilito il coefficiente di scattering ed essendo gli altri valori di per sé noti, è possibile calcolare il coefficiente di assorbimento alle altre lunghezze d'onda. Per implementare tale metodo di elaborazione è necessario illuminare il tessuto con almeno tre lunghezze d'onda, almeno una delle quali deve essere in corrispondenza ad un picco di assorbimento dell'acqua, preferibilmente a 980 nm. Da qui la necessità di disporre di una sorgente ottica con almeno tre moduli emettitori di radiazioni luminose di diversa lunghezza d'onda. In effetti, per migliorare ulteriormente l'accuratezza della misura è possibile usare due o più radiazioni luminose di diverse lunghezze d'onda centrate su altrettanti picchi di assorbimento dell'acqua. In tal caso, per esempio, la sorgente luminosa potrà avere almeno quattro moduli, due dei quali per radiazioni luminose in corrispondenza dei picchi dell'acqua e altre due con lunghezze d'onda non in corrispondenza dei picchi di assorbimento dell'acqua.

La sonda ottica -Fig. 4- consiste in un involucro contenente un emettitore E e un ricevitore R da porsi direttamente a contatto con il tessuto da esaminare, rispettivamente per portare le radiazioni luminose al tessuto e raccogliere il segnale attenuato uscente dal tessuto. Preferibilmente il ricevitore comprende una guida d'onda liquida in quanto, a parità di diametro ha maggiori caratteristiche di flessibilità rispetto a fibre ottiche o ad un fascio di fibre e consente di aumentare l'area di raccolta, nonché la sensibilità dello strumento. Allo scopo di minimizzare le dimensioni, e in particolare lo spessore, deirinvolucro esterno si è inoltre studiato un sistema per deviare e convogliare il segnale proveniente dal tessuto all'interno della guida d'onda senza la necessità di dover realizzare curvature ingombranti e potenzialmente dannose per la guida stessa.

L'unità di ricezione -Fig. 5- è un sottosistema elettronico ad elevate prestazioni in termini di sensibilità e rapporto segnale rumore in grado di rivelare segnali ottici fortemente attenuati e quindi di intensità estremamente bassa. E' costituita da un fotorivelatore, PD, quale può essere un fotodiodo o un fotodiodo a valanga, APD, che converte il segnale ottico portato in ingresso dalla guida d'onda liquida in un segnale di corrente proporzionale all'intensità della radiazione ottica. Un preamplificatore, PREAMPLI, a bassissimo rumore si occupa di convertire il segnale in corrente in un segnale in tensione e contemporaneamente di amplificarlo opportunamente.

L'uscita in tensione del preamplificatore viene poi portata all'ingresso di un blocco di elaborazione analogica, detto Shaper, che provvede a filtrare opportunamente il segnale e a massimizzare il rapporto segnale rumore in modo da fornire in uscita un segnale MIS proporzionale all'intensità ottica uscente dal tessuto. Per rendere lo strumento di più facile utilizzo sono state introdotte delle regolazioni automatiche. A tal fine il blocco Shaper comprende un circuito per la regolazione automatica del guadagno basato su un potenziometro digitale, che permette di adattare lo strumento alla misura su tessuti caratterizzati da differenti valori di assorbimento, legati, ad esempio, al colore della pelle e un circuito di compensazione dell'offset che consente di minimizzare in tempo reale l'effetto della luce esterna sommando un segnale ad essa uguale, ma di segno opposto. Il blocco Shaper finale è stato progettato considerando come ingresso un impulso rettangolare ideale; quindi il circuito formatore ottimo è caratterizzato da una risposta all'impulso di tipo rettangolare, realizzabile con uno stadio di integrazione sincronizzato con il segnale stesso.

Parallelamente alla formatura analogica del segnale ricevuto, un secondo stadio di formatura provvede ad elaborare in maniera analoga il segnale di power monitor, PM, proveniente dalla sorgente e fornisce alla sua uscita un segnale RIF proporzionale all'intensità ottica iniettata nel tessuto.

L'unità di controllo è un sistema digitale basato su microcontrollore che provvede a gestire le tempistiche di accensione dei laser e la sincronizzazione dello Shaper. Si occupa inoltre della conversione analogica-digitale e dell'acquisizione dei segnali in tensione MIS e RIF e della loro trasmissione al personal computer ove il software di controllo provvede ad elaborare i dati raccolti per ottenere la misura di ossigenazione muscolare. L'unità di controllo è quindi l'entità che regola il ciclo di misura, ossia tutte quelle operazioni necessarie per ottenere i dati necessari a realizzare una singola misura di ossigenazione. La durata del ciclo di misura determina dunque la frequenza di misura, ossia il numero di dati di ossigenazione al secondo che il sistema è in grado di misure. Grazie alle caratteristiche di sensibilità e rapporto segnale-rumore lo strumento è in grado di raggiungere una frequenza massima di misura di 40 Hz.

Un singolo ciclo di misura -Fig. 6- consiste nell'accensione sequenziale di ciascuno dei diodi laser che costituiscono la sorgente per un tempo T. Durante questo tempo T il tessuto viene eccitato da una radiazione caratterizzata da una determinata lunghezza d'onda λ e da una intensità costante Τ(λ); in corrispondenza del punto di rivelazione la radiazione uscente dal tessuto, che presenta un'intensità attenuata Ιο(λ), viene misurata dall'unità di ricezione. Trascorso il tempo T il singolo laser viene spento e l'unità di ricezione provvede ad integrare per il medesimo tempo T il segnale rivelato, allo scopo di misurare l'offset che si era sovrapposto al segnale di eccitazione.

Una volta completata l'accensione di tutti i laser il ciclo di misura termina con un tempo di attesa TOFFdurante il quale il tessuto non viene eccitato ed i dati raccolti vengono trasmessi al personal computer.

Questo tempo è necessario per rispettare le normative che regolano la massima esposizione dei tessuti alle radiazioni ottiche.

Come mostrato nello schema a blocchi del software di controllo in Fig. 7, al suo avvio, il programma provvede ad inizializzare un'interfaccia a PC, per consentire all'utente di impostare i parametri di misura e di visualizzazione, rimanendo in attesa di un segnale di START. Quando questo arriva, il programma provvede a regolare in maniera automatica i parametri di offset e sensibilità dello strumento interpretando i segnali in arrivo sotto determinate condizioni.

Terminata questa fase di autoregolazione lo strumento è pronto per effettuare la misura vera e propria ripetendo, fino a un segnale di STOP, il ciclo di misura. Parallelamente il programma riceve i dati forniti dallo strumento, li elabora come descritto di seguito e visualizza sul monitor del PC i tracciati ricavati. Una volta ricevuto il segnale di STOP, lo strumento termina il ciclo di misura e si pone in attesa di un nuovo comando di START.

Nel caso specifico in cui lo strumento sia utilizzato per misurare l'ossigenazione muscolare, l'utente può scegliere l'insieme a cui appartiene il muscolo (muscoli superiori o inferiori) di cui effettuare l'analisi, in quanto la curva di variazione del coefficiente di scattering dipende dal tipo di muscolo indagato. Per impostare i parametri di misura, scegliere il tipo di muscolo, avviare e interrompere il ciclo di misura e visualizzare i dati in tempo reale, lo strumento è stato dotato di una interfaccia utente semplice ed intuitiva, che riporta il valore istantaneo e l'evoluzione temporale dello stato di ossigenazione muscolare.

Le principali funzionalità sono :

• regolazione dei parametri di visualizzazione

· scelta del muscolo indagato

• ingrandimento dei tracciati

• salvataggio e stampa della misura

• valutazione funzionale per il calcolo assistito dei principali parametri estraibili a riposo e sotto esercizio fisico (consumo di ossigeno, flusso sanguigno, velocità di desossigenazione, tempo di recupero, punto di flesso metabolico, ecc.).

Ad ogni ciclo di misura il software di controllo riceve un pacchetto di dati costituito da n sottopacchetti (ove n è il numero di lunghezze d'onda costituenti la sorgente). Ogni sottopacchetto è composto da due coppie di valori di tensione relativi al canale di misura, ossia il segnale elettrico proporzionale alla potenza ricevuta, ed al canale di riferimento, ossia il segnale elettrico proporzionale alla potenza lanciata. Ciascuna coppia di valori rappresenta il segnale misurato e l'offset ad esso sovrapposto come in Fig. 9.

L'elaborazione dei dati è composta da due fasi principali:

• Calcolo assorbimento ottico: in questa fase le tensioni acquisite sono convertite in un valore di potenza ottica lanciata e retrodiffusa dal misurando.

· Calcolo delle concentrazioni assolute: in questa fase l'assorbimento viene convertito mediante un algoritmo di inversione nell'informazione di interesse, ossia nelle concentrazioni assolute di emoglobina ossigenata c[Hb02] ed emoglobina ridotta c[HHb], dalle quali si ricava la emoglobina totale c[tHb]=c[Hb02]+c[HHb] e l'indice di ossigenazione del tessuto TOI=100*c[HbO2]/c[tHb]. ;L'assorbimento ottico, espresso in densità ottiche OD (Optical Density), per ogni lunghezza d'onda λ, viene calcolato mediante l'equazione: ;;; ; dove li rappresenta l'intensità ottica (espressa in mW) incidente sul tessuto, mentre I0rappresenta l'intensità ottica retrodiffusa (espressa in mW). ;L'intensità incidente sul tessuto è data dall'equazione: ;;; ;; dove ki tiene conto della sensibilità della sorgente laser, k2dell'attenuazione della fibra n a 1, k3dell'amplificazione elettronica. ;L'intensità retrodiffusa dal tessuto è data dall'equazione: ;;; ;; dove kmi tiene conto della sensibilità del modulo fotorivelatore, km2dell'amplificazione elettronica. ;Le costanti ki e kmi sono ottenute dalla caratterizzazione di ogni singolo blocco funzionale dello strumento. ;L'assorbimento ottico così ottenuto viene poi corretto mediante una retta di calibrazione, ottenuta a strumento assemblato su una serie di campioni di riferimento, mediante la seguente relazione: ;;; ; dove A e B sono il coefficiente angolare e l'intercetta specifici di ciascuna lunghezza d'onda forniti dalla procedura di calibrazione e ODmè il valore dell'assorbimento ottico corretto. ;Tale passaggio consente di tenere conto di eventuali modifiche alla sonda ottica, ad esempio nel caso in cui venga sostituita o subisca un lieve danneggiamento, che non ne pregiudica il funzionamento, ma che in qualche modo modifica i livelli di potenza trasmessi e/o ricevuti, senza dover caratterizzare nuovamente ogni singolo blocco funzionale. ;Per quanto concerne il calcolo delle concentrazioni assolute, questo passaggio rappresenta il nodo centrale dell'elaborazione, che viene effettuata mediante il metodo del picco di assorbimento dell'acqua. ;Questo procedimento si basa sull' utilizzo di una o più lunghezze d'onda per le quali sia valida l'ipotesi che in corrispondenza di tale tono spettrale vi siano uno o più cromofori che abbiano una concentrazione nota ed il cui contributo al coefficiente di assorbimento totale sia dominante. ;La teoria che descrive la propagazione dei fotoni NIR all'interno di mezzi diffondenti, quali il tessuto muscolare in genere, si basa sull'equazione della diffusione. Tale equazione può essere risolta analiticamente nel caso di geometrie semplici, come ad esempio un mezzo semi-infinito ed omogeneo, assumendo che i fotoni percorrano un cammino casuale dominato dall'alto valore del coefficiente di diffusione (scattering). ;La soluzione analitica RTdell'equazione della diffusione per un mezzo semi-infinito ed omogeneo con sorgente ad intensità continua è la seguente: ;; ;;; dove n è l'indice di rifrazione relativo (ossia il rapporto tra gli indici di rifrazione interno ed esterno), d è la distanza sorgentericevitore, μaè il coefficiente di assorbimento del mezzo, μ'sè il coefficiente di scattering ridotto del mezzo. ;Tale equazione [Eq. 1] fornisce il valore di riflettanza teorico in funzione dei vari parametri indicati; dal momento che i coefficienti di assorbimento e scattering appaiono moltiplicati tra di loro, non è possibile separarne il contributo; di conseguenza la strumentazione CW ;classica era in grado di fornire esclusivamente misure di tipo variazionale (ossia una variazione rispetto ad un prefissato istante di zero). ;Secondo l'invenzione, per quantificare le concentrazioni assolute di emoglobina ossigenata e ridotta, si deve considerare il coefficiente di assorbimento totale a una lunghezza d'onda di 980 nm, calcolato come segue: ;; ;;; L'approccio del picco di assorbimento dell'acqua tiene conto di quanto segue: ;1) considerando come concentrazioni tipiche c[HbO2]=60uM, c[HHb]=20uM e c[H2O]=80% il contributo dell'acqua al coefficiente di assorbimento a 980nm risulta predominante; ;2) il coefficiente di scattering varia linearmente con la lunghezza d'onda. ;Inoltre per poter confrontare l'equazione della diffusione [Eq. 1] con una misura sperimentale occorre tenere in considerazione l'area e l'angolo di raccolta del ricevitore. Infatti tale equazione fornisce il valore di riflettanza ipotizzando che il ricevitore sia puntiforme ed abbia un angolo di raccolta di 180°. Nella realtà, però, il ricevitore è caratterizzato da una area di raccolta discreta e da un angolo di raccolta definito. Tale differenza è stata quantificata tramite un parametro, ricavato sperimentalmente da una serie di misure in vitro su soluzioni con caratteristiche di assorbimento e scattering note. ;I parametri in ingresso alla funzione sono: ;1) ΟD(λ1, λ2... , λn-ι, λn): assorbimento ottico misurato alle n lunghezze d'onda ;2) dsR: distanza geometrica tra sorgente e ricevitore ;3) αΗbO2(λ1, λ2, ... , λn): coefficienti di estinzione specifici dell'emoglobina ossigenata alle lunghezze d'onda di interesse ;4) αΗ2O(λ1, λ2, ... , λn): coefficienti di estinzione specifici dell'emoglobina ridotta alle lunghezze d'onda di interesse ;5) αΗ2O(λ1, λ2, ... , λn): coefficienti di estinzione specifici dell'acqua alle lunghezze d'onda di interesse ;6) Tipo di tessuto: a seconda dell'insieme a cui appartiene (cerebrale, muscoli superiori o inferiori) viene selezionata la pendenza della relazione tra il coefficiente di scattering e la lunghezza d'onda. ;7) csi: parametro che tiene conto dell'area e dell'angolo di raccolta, che differisce in base alla tipologia di ricevitore ;8) CH2O: concentrazione d'acqua a livello tissutale (valore di default 80%) ;I passaggi matematici per ottenere le concentrazioni assolute sono: ;1) Per ogni lunghezza d'onda a disposizione si calcola RTcome 10<Λ>(-OD) ;2) Ogni valori di RTviene moltiplicato per la costante csi 3) Si calcola il valore μa(980nm) a partire dal coefficiente di assorbimento specifico e dalla concentrazione d'acqua tissutale inserita (nel caso non venga fornito il programma utilizza quello di default pari a 80%) ;4) Si inverte l'equazione [Eq. 1] con un metodo numerico iterativo inserendo il valore di μtcalcolato al punto precedente, il valore di Ra(980nm) misurato sperimentalmente e ricavando quindi il coefficiente di scattering a 980nm ;5) Il coefficiente di scattering varia linearmente con la lunghezza d'onda e la pendenza di questa relazione dipende dal tipo di tessuto indagato. Utilizzando il valore del coefficiente di scattering a 980 nm si ricava il coefficiente di scattering anche alle altre lunghezze d'onda secondo l'equazione: ;;; ;;; 6) Per ogni lunghezza d'onda, tranne 980nm, si considera il coefficiente di scattering ridotto calcolato al punto precedente, il valore di RTmisurato sperimentalmente e mediante una inversione numerica iterativa dell'equazione [Eq. 1] si ricava il coefficiente di assorbimento. ;7) Noti i coefficienti di assorbimento alle lunghezze d'onda, si ricava la concentrazione dei cromofori di interesse risolvendo, mediante una inversione ai minimi quadrati, secondo la legge di Lambert-Beer, il sistema di equazioni seguente: ;;; ; 8) Note le concentrazioni assolute di emoglobina ossigenata c[Hb02] ed emoglobina ridotta c[HHb], si ricavano la concentrazione di emoglobina totale c[tHb]=c[Hb02]+c[HHb] e l'indice di ossigenazione del tessuto TOI=100*c[HbO2]/c[tHb].

Questi dati vengono poi inviati all'unità di controllo che provvede a generare un grafico come quello mostrato in Fig. 8, da visualizzare su un PC, per fornire l'andamento in continuo dello stato di ossigenazione del tessuto in esame.

Tale strumento è stato studiato particolarmente, ma non esclusivamente, per il campo della medicina sportiva e lo studio dell'ossigenazione muscolare. Per fornire un dato utilizzabile per la valutazione e l'impostazione di un'attività sportiva si è studiata e trovata una correlazione tra l'accumulo di acido lattico e l'andamento della curva di ossigenazione. Specificamente, si è stabilito che quando il valore di ossigenazione decresce secondo una curva con una pendenza superiore a un determinato valore limite, ricavato sperimentalmente, si osserva un contemporaneo accumulo di acido lattico nel muscolo. Lo strumento può essere quindi dotato di mezzi di segnalazione acustici e/o visivi per avvertire l'utente quando la curva di ossigenazione inizia a decrescere con pendenza vicina al valore limite, al fine di calibrare l'attività sportiva. Il vantaggio è che tale valore limite non è teorico e non dipende in alcun modo dall'età o dal grado di allenamento dell' utilizzatore, ma è assolutamente oggettivo e quindi lo strumento dà un'indicazione reale e non necessita di alcuna impostazione, se non in relazione al tipo di muscolo in esame.

Lo strumento può essere realizzato in una configurazione come quella precedentemente descritta, da utilizzarsi ad esempio in un centro medico, in una palestra o collegato ad un attrezzo ginnico quale un tapis-roulant, una cyclette o altro, per misure più precise, in cui sorgente ottica, unità di ricezione e unità di controllo sono poste all'interno di un apparecchio collegato alla sonda da applicarsi alla zona di interesse e ad un PC per la visualizzazione in tempo reale dell'andamento dell'ossigenazione, dei mezzi di segnalazione e delle varie schermate per le regolazioni iniziali.

Ne è stata altresì prevista una sua versione "portatile", per un diretto utilizzo durante un'attività, dove sorgente ottica e unità di ricezione siano entrambe poste all'interno della sonda da applicare al muscolo in esame, mentre l'unità di controllo è posta in un apparecchio di dimensioni contenute, che comunica, attraverso una connessione con o senza fili, con l'unità di ricezione e che contiene dei mezzi per l'impostazione e la visualizzazione dei parametri iniziali e un segnalatore acustico e/o visivo. Tale apparecchio potrà, in un secondo momento, essere collegato ad un PC per "scaricarvi" il tracciato dell'attività sportiva e visualizzarlo mediante un apposito software.

Claims (10)

1. RIVENDICAZIONI 1. Strumento per la misurazione non invasiva dell'ossigenazione/saturazione di un tessuto biologico sia umano, sia animale, comprendente almeno ima sorgente ottica generante delle radiazioni luminose ad intensità continua, ima sonda ottica includente un emettitore (E) per convogliare le radiazioni generate dalla sorgente localmente su ima parte del tessuto e un ricevitore (R) per raccogliere le radiazioni in uscita dal tessuto, un'unità di ricezione atta a convertire e amplificare il segnale ottico proveniente da detto ricevitore in segnali elettrici, un' unità elettronica di controllo per gestire tempistiche, segnali di misura ed interfacciamento ad un personal computer esterno attraverso un software di elaborazione dei segnali elettrici raccolti per ottenere valori assoluti indicativi dell'ossigenazione del tessuto, caratterizzato in ciò che la sorgente ottica è costituita da almeno tre moduli ottici indipendenti per l'emissione di altrettante diverse radiazioni luminose con lunghezza d'onda appartenenti allo spettro del vicino infrarosso, dove almeno ima di dette radiazioni è in corrispondenza di un picco di assorbimento dall'acqua, in particolare 980 nm, e in cui emettitore e ricevitore sono a ima distanza stabilita in dipendenza del valore della potenza della sorgente ottica.
2. 2. Strumento secondo la rivendicazione 1, in cui la sorgente ottica comprende almeno due moduli ottici indipendenti per un'emissione di radiazioni luminose con lunghezze d'onda in corrispondenza ad altrettanti picchi di assorbimento dall'acqua e almeno altri due moduli ottici indipendenti per un'emissione di altrettante radiazioni luminose con lunghezze d'onda appartenenti allo spettro del vicino infrarosso, ma non in corrispondenza dei picchi di assorbimento dell'acqua.
3. 3. Strumento secondo la rivendicazione 1 o 2, in cui ciascun modulo ottico della sorgente ottica comprende un diodo laser (LD), comandato da un segnale digitale, un accoppiatore ottico (C) per immettere i segnali ottici generati su fibra ottica, per convogliare tutti segnali uscenti da ciascun modulo in un muco punto ed un sistema atto a misurare istante per istante la potenza ottica effettivamente generata per fornire in uscita, verso l'unità di controllo, un segnale elettrico ad essa proporzionale.
4. 4. Strumento secondo le rivendicazione 1 o 2 e 3, in cui il ricevitore (R) include una guida d'onda liquida per aumentare l'area di raccolta e la sensibilità dello strumento.
5. 5. Strumento secondo una qualsiasi delle rivendicazioni precedenti, in cui l'unità di ricezione è un sottosistema elettronico predisposto per rivelare segnali ottici fortemente attenutati e comprende un fotorivelatore (PD) per la conversione delle radiazioni ottiche in uscita dal ricevitore in un segnale di corrente ad esse proporzionale, un preamplificatore per convertire e amplificare il segnale in corrente in un segnale in tensione, e un blocco di elaborazione analogica, atto a filtrare e massimizzare il rapporto segnale rumore del segnale in uscita dal preamplificatore per fornire in uscita un segnale proporzionale all'intensità ottica uscente dal tessuto.
6. 6. Strumento secondo una qualsiasi delle rivendicazioni precedenti, in cui il blocco di elaborazione analogica comprende un circuito per la regolazione automatica del guadagno per adattare lo strumento alla misura su tessuti aventi differenti valori di assorbimento, un circuito di compensazione dell'offset per minimizzare in tempo reale l'effetto della luce esterna sommando un segnale ad essa uguale, ma di segno opposto, e uno stadio di integrazione sincronizzato con il segnale stesso.
7. 7. Strumento secondo una qualsiasi delle rivendicazioni precedenti, in cui emettitore e ricevitore ottici sono su un supporto comune e la sorgente ottica è posta all’interno della sonda ottica, il ricevitore comunicando con l'unità di ricezione analogica attraverso ima connessione con o senza fili.
8. 8. Metodo per ima misurazione non invasiva dell'ossigenazione/saturazione di un tessuto umano o animale con ima data concentrazione di acqua tramite uno strumento secondo la rivendicazione 1, comprendente, dopo la scelta del tessuto da analizzare, i passi di: - predisporre e regolare lo strumento in base al genere di tessuto; - applicare emettitore e ricevitore della sonda ottica a contatto con il tessuto; - avviare il ciclo di misura tramite un apposito segnale; - emettere radiazioni luminose a ima data intensità ottica e ad almeno tre diverse lunghezze d'onda nello spettro del vicino infrarosso, di cui almeno una in corrispondenza di un picco di assorbimento dell'acqua, in particolare 980 nm, per una illuminazione localizzata del tessuto; -autoregolazione dei parametri di offset e sensibilità dello strumento in base al valore di assorbimento del tessuto esaminato e all'intensità della luce esterna; - rilevare l'intensità ottica delle radiazioni luminose retrodiffuse dal tessuto ad una distanza prestabilita dalla zona illuminata; - trasformare la radiazione in uscita così rilevata in un segnale elettrico a basso rumore; - calcolare l'assorbimento ottico, espresso in densità ottiche, per ogni lunghezza d'onda in base all'intensità ottica incidente sul tessuto e all'intensità ottica retrodiffusa; - calcolare la riflettanza per ogni lunghezza d'onda delle radiazioni emesse; - moltiplicare ogni valore della riflettanza per ima costante dipendente dalla tipologia del ricevitore; -calcolare il valore dell'assorbimento alla lunghezza d'onda di 980 nm, secondo un coefficiente di assorbimento specifico e la concentrazione d'acqua tissutale; - calcolare il valore della riflettanza secondo la teoria della propagazione di fotoni all’interno del tessuto e in dipendenza della loro diffusione all' interno del tessuto; - invertire la procedura di calcolo della riflettanza sulla base dei parametri del valore di assorbimento e di riflettanza misurati alla lunghezza d'onda di 980 nm per ricavare il coefficiente di diffusione (scattering) nel tessuto a detta lunghezza d'onda; - utilizzare il valore della diffusione così calcolato per ricavare i coefficienti di diffusione anche alle altre lunghezze d'onda; - invertire la procedura di calcolo della riflettanza sulla base del coefficiente di diffusione così calcolato e del valore di riflettanza calcolato per ciascuna lunghezza d'onda per ricavare il coefficiente di assorbimento per ogni lunghezza d'onda; - calcolare le concentrazioni assolute di emoglobina ossigenata ed emoglobina ridotta, secondo la legge di Lambert-Beer in base ai coefficienti di assorbimento precedentemente calcolati; -calcolare la concentrazione assoluta di emoglobina totale come somma delle concentrazioni assolute di emoglobina ossigena e di emoglobina ridotta e l'indice di ossigenazione del tessuto come rapporto della concentrazione di emoglobina ossigenata sulla concentrazione di emoglobina ridotta; - memorizzare ed eventualmente visualizzare sul monitor di un PC i tracciati ricavati dall'elaborazione dei dati.
9. 9. Strumento secondo le rivendicazioni 1 o 2 e del metodo secondo la rivendicazione 8, per l'uso, in combinazione con elementi visualizzatori e/o mezzi di allarme acustici e/o visivi indicativi di valori estremi dell'andamento dell'ossigenazione, nel monitoraggio anche in tempo reale dell'andamento dell'ossigenazione durante un'attività sportiva.
10. 10. Strumento e metodo per la misurazione non invasiva dell'ossigenazione/saturazione di un tessuto biologico come sostanzialmente sopra descritti, illustrati e rivendicati per gli scopi specificati.