IT201800011113A1 - Dispositivo Point-of-Care per diagnosi rapida di intossicazione - Google Patents
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Description
Dispositivo Point-of-Care per diagnosi rapida di intossicazione POC device for rapid diagnosis of poisoning
Campo tecnico
La presente invenzione è relativa ad un dispositivo per il monitoraggio rapido del livello di ossigenazione in un soggetto umano, in particolare per accertare rapidamente lo stato di intossicazione dovuto a carenza di ossigeno. Il dispositivo dell’invenzione è un dispositivo biomedicale, portatile, di facile utilizzo e di basso costo per la diagnosi rapida di avvelenamento e intossicazione di un soggetto, effettuabile direttamente sul posto di intervento. Più in particolare il dispositivo misura la saturazione di ossigeno nei vasi della retina di soggetti umani.
L’invenzione è anche relativa al metodo per condurre il monitoraggio del livello di ossigenazione del soggetto.
Arte nota
La saturazione di ossigeno è un indice ematico che riflette la percentuale di emoglobina satura di ossigeno rispetto alla quantità totale di emoglobina presente nel sangue.
In condizioni normali, durante la respirazione, con il passaggio nei polmoni, i globuli rossi ricchi di emoglobina si saturano di ossigeno, che verrà poi trasportato e ceduto ai vari tessuti dell'organismo.
La misurazione della saturazione di ossigeno costituisce pertanto il parametro che riflette la percentuale di molecole di ossigeno legate all'emoglobina (ossiemoglobina), e consente di stabilire gli eventuali stati di ipossiemia (ridotta quantità di O2 disponibile nel sangue).
La saturazione di ossigeno si misura tipicamente con uno strumento elettromedicale transcutaneo, chiamato saturimetro (ossimetro o pulsiossimetro) dalla forma simile a quella di una molletta.
Questo dispositivo è dotato di una sonda e di due diodi foto-emittenti (sensori che emettono raggi luminosi di lunghezze d'onda diverse fra loro e comunicano con una fotocellula). L'indice ematico viene quindi stimato tramite l'assorbimento della luce emessa dal saturimetro applicato su un dito della mano o un lobo dell'orecchio (regioni anatomiche ricche di capillari). Questo dispositivo ha lo svantaggio di non essere adeguatamente sensibile alla saturazione anomala dell’emoglobina nelle vene, anche perchè le variazioni sono molto più evidenti nella retina per una misurazione rapida. La saturazione di ossigeno è considerata nella norma quando i valori risultano superiori al 95%, mentre inizia a diventare patologica se pari o inferiore al 90%.
Se il saturimetro evidenzia indici inferiori al 95%, si parla d'ipossia, che può essere lieve (tra 91-94%), moderata (tra 86-90%) e grave (pari o inferiori all'85%). https://www.my-personaltrainer.it/bpco/saturazione-di-ossigeno.html
I metodi attualmente impiegati o non sono efficaci o hanno tempi lunghi di risposta, ad esempio richiedono procedimenti e apparecchiature generalmente non disponibili sul posto di intervento, sottraendo tempo al trattamento del paziente.
A conoscenza degli inventori, attualmente non esistono dispositivi basati sulla misurazione della saturazione di ossigeno nelle vene della retina che siano portatili, che non richiedano trattamenti con sostanze midriatiche e che non necessitino di un sistema esterno di elaborazione di dati, come un computer.
Sommario dell'invenzione
E’ pertanto uno scopo dell’invenzione mettere a punto un dispositivo portatile e di facile utilizzo per la diagnosi rapida delle carenze di ossigeno che possono verificarsi in situazioni di emergenza.
Il dispositivo dell’invenzione consente di misurare la saturazione di ossigeno nei vasi (arterie e vene) della retina e correlarle alla carenza di ossigeno in modo da individuare eventuali stati di avvelenamento e intossicazione di un soggetto. Il dispositivo permette una misura estremamente rapida, effettuabile direttamente sul posto di intervento. Più in particolare il dispositivo misura la saturazione di ossigeno nei vasi sanguigni della retina di soggetti umani.
Il dispositivo dell’invenzione permette di evidenziare le variazioni cromatiche dei vasi retinici dovute all'elevato livello di saturazione di ossigeno nel sangue delle vene, correlandole allo stato di avvelenamento e intossicazione acuta di un soggetto.
Il dispositivo dell’invenzione è provvisto di un oculare che, appoggiato sulla zona periorbitale del paziente, attraverso una lente per l'oftalmoscopia indiretta, acquisisce per mezzo di una fotocamera le foto del fondo oculare, illuminato alternativamente con led di due distinte lunghezze d'onda.
Attraverso l'analisi delle foto, un computer integrato nel dispositivo misura la saturazione di ossigeno nei vasi sanguigni della retina e la comunica all'operatore. In particolare il dispositivo è in grado di distinguere tra vene e arterie.
Altri scopi risulteranno evidenti dalla descrizione dell’invenzione che segue.
Breve descrizione delle Figure
Le caratteristiche e vantaggi dell’invenzione appariranno dalla descrizione dettagliata che segue, effettuata con riferimento ai disegni allegati, forniti a puro titolo di esempio non limitativo, nei quali:
La Figura 1 è una vista schematica laterale sinistra del dispositivo dell’invenzione; La Figura 2 è una vista schematica frontale anteriore del dispositivo dell’invenzione; La Figura 3 è una vista schematica laterale destra del dispositivo dell’invenzione; La Figura 4 è una vista schematica frontale superiore del dispositivo dell’invenzione; La Figura 5 è una vista schematica in isometria del dispositivo dell’invenzione;
La Figura 6 è una vista schematica fontale inferiore del dispositivo dell’invenzione; La Figura 7 è una vista schematica in sezione sagittale del dispositivo dell’invenzione; La Figura 8 è una vista schematica isometrica della sezione di Figura 7;
La Figura 9 è una vista schematica frontale inferiore del supporto della camera e LED, del dispositivo dell’invenzione;
La Figura 10 è una vista schematica isometrica di Figura 9;
La Figura 11 è una vista schematica frontale anteriore del supporto camera e LED del dispositivo dell’invenzione;
La Figura 12 è una vista schematica isometrica dall’alto del supporto fotocamera e LED del dispositivo dell’invenzione.
Descrizione dettagliata
La presente invenzione si basa sulla sperimentazione condotta da cui è risultato che nei soggetti in stati di avvelenamento e di conseguenza di intossicazione acuta da cianuro, sono state riscontrate immediate variazioni cromatiche dei vasi retinici dovute all'elevato livello di saturazione di ossigeno nel sangue delle vene, cioè di ossiemoglobina. Ciò è dovuto all’azione dello ione CN<(-) >che blocca la catena di respirazione mitocondriale e impedisce l’utilizzo dell’ossigeno dell’ossiemoglobina da parte dell’organismo.
Gli elementi fondamentali del dispositivo sono:
- una fotocamera sensibile allo spettro infrarosso (ossia priva di filtro IR) con lunghezza d'onda di picco pari a 660nm (rosso);
- una o più sorgenti di luce, come ad esempio i diodi ad emissione o led ad alta potenza, con lunghezza d'onda di picco pari a 805nm (infrarosso);
- un computer integrato nel dispositivo per l'analisi delle foto ottenute per mezzo della fotocamera;
- una lente per l'oftalmoscopia indiretta;
- un involucro o alloggiamento o case che impedisca alla luce esterna di giungere alla fotocamera;
- un display.
Il dispositivo è altresì provvisto di un pulsante per l’accensione e spegnimento e di una sorgente di alimentazione, ad esempio una batteria.
Preferibilmente, il dispositivo dell’invenzione, di dimensioni e peso contenuti, perciò portatile, comprende un piccolo single-board computer (Raspberry Pi Zero), il quale aziona due coppie di led di diversa frequenza (850nm e 660nm) ed è collegato ad un modulo fotocamera sensibile allo spettro visibile ed a quello infrarosso.
La fotocamera è posta dietro una lente a 20 diottrie e ad un oculare mobile motorizzato, capace di allontanare o avvicinare il sistema lente-camera all'occhio da esaminare (per la messa a fuoco automatica).
Un involucro di plastica racchiude tutti i componenti ed isola la fotocamera da fonti esterne di luce.
Trattandosi di un apparecchio mobile, è presente un modulo che gestisce la carica e la scarica di una batteria al litio che a sua volta alimenta tutti gli elementi del dispositivo che necessitano di corrente elettrica per funzionare. Sono infine presenti pulsanti per l’accensione e spegnimento del dispositivo e un piccolo display, che costituiscono l'interfaccia con l'operatore.
I LED sono posizionati ai lati della fotocamera. I LED e la fotocamera sono puntati verso la lente per l'oftalmoscopia, posizionata da questi ad una distanza tale da permettere alla fotocamera di mettere a fuoco l'immagine prodotta dalla lente. Un oculare in gomma è posizionato dall'altra parte della lente. Tali componenti sono racchiusi in un involucro in modo tale che, una volta poggiato l'oculare sulla zona perioculare dell'individuo esaminato, si impedisca alla luce proveniente da sorgenti esterne di raggiungere l'occhio o la fotocamera.
Una volta appoggiato l'oculare sull'occhio da esaminare, con un pulsante si avvia la routine di diagnosi, composta dalle seguenti sottoroutine:
• messa a fuoco: il fondo oculare da esaminare viene illuminato con la coppia di led infrarossi (850nm), mentre l'oculare viene spostato nella posizione in cui le immagini acquisite hanno la massima nitidezza. Poiché lo spettro infrarosso non è visibile, la procedura non causa contrazione della pupilla.
• distinzione tra vene e arterie: l'occhio da esaminare viene poi illuminato con i led a luce rossa (660nm) per il tempo necessario ad acquisire un'immagine nitida del fondo oculare. Un algoritmo individua e classifica le sezioni dei vasi sanguigni, distinguendo, in particolare tra vene e arterie.
• rilevamento del sangue ossigenato: valutando le differenze di intensità tra l'immagine acquisita con luce infrarossa e quella acquisita con luce rossa individua e distingue sull'immagine la posizione dell'emoglobina ossigenata e di quella non ossigenata.
• combinando i risultati si ottengono informazioni sulla presenza e sulla quantità di vene “arterializzate” cioè la presenza di ossiemoglobina. Tali valori vengono forniti direttamente all'operatore tramite display, mentre le foto vengono immagazzinate in una scheda di memoria micro SD e rese immediatamente disponibili via WiFi.
L'apparecchio opera come unità singola autonoma, senza l’ausilio di hardware o software esterni.
L'apparecchio permette l'acquisizione immediata di dati relativi ad eventuali anomalie nella ossigenazione nelle vene della retina del paziente. Il fine è una diagnosi rapida differenziale (entro un minuto) e senza intervento di uno specialista del settore oftalmologico per le sostanze tossiche sistemiche asfissianti come i composti a base di acido cianidrico. Queste sostanze bloccano la catena mitocondriale di respirazione tramite il blocco dell’enzima citocromo a3 (cit a3) o fermento respiratorio di Warburg portando cosi ad una ipossia dei tessuti che è potenzialmente letale.
In pratica: una volta appoggiato l'oculare del dispositivo dell’invenzione sulla zona periorbitale del paziente, una fotocamera, attraverso una lente per l'oftalmoscopia indiretta (l'esaminatore si viene a trovare tra la sorgente luminosa e l'esaminato. In questo modo si ottiene il tipico riflesso rosso della retina, che viene messo a fuoco grazie all'utilizzo di speciali lenti d'ingrandimento), acquisisce foto del fondo oculare illuminato alternativamente con i led delle due distinte lunghezze d'onda (infrarossa e rossa).
Attraverso l'analisi delle foto, un computer integrato nel dispositivo misura la saturazione di ossigeno nei vasi sanguigni della retina e le comunica all'operatore. In particolare distingue tra vene e arterie tramite i livelli di saturazione di ossigeno elevati nelle vene che sarebbero correlati all'avvelenamento da cianuro.
La misurazione viene avviata premendo un pulsante. Inizialmente vengono accesi i LED infrarossi e, una volta completate le eventuali operazioni di inizializzazione della fotocamera e di messa a fuoco (dipendenti dall'hardware), la fotocamera acquisisce due foto del fondo oculare in rapida successione, la prima illuminando il fondo con solo i LED infrarossi, la seconda illuminando il fondo con solo i LED rossi. Tra l'accensione dei LED rossi e l'acquisizione della seconda foto, non dovranno intercorrere più di 230ms, tempo (O. Bergamin el al. Invest. Ophthalmol. Vis. Sci. 2003; 44(4):1546-1554. http://doi.org/10.1167/iovs.02-0468) oltre il quale la pupilla reagisce allo stimolo luminoso contraendosi.
Se una delle immagini dovesse risultare poco nitida a causa della sfocatura causata del movimento dell'occhio o del dispositivo, la procedura di test dovrà essere ripetuta. La quantità di sfocatura può essere stimata ad esempio calcolando la varianza della laplaciana (Pech-Pacheco, J.L., et al. (2000). Diatom Autofocusing in Brightfield Microscopy: a Comparative Study. ICPR. http://doi.org/10.1109/ICPR.2000.903548).
Poiché la fase di elaborazione delle immagini richiede che le foto appartengano alla stessa porzione della retina e che i vasi sanguigni si trovino nelle stesse posizioni in entrambe le foto, occorre effettuare una registratura delle due immagini usando un modello di trasformazione lineare.
Un algoritmo (Kim H., et al. (2011) Differentiation of Artery and Vein in Digital Fundus Photograph. In: Jobbágy Á. (eds) 5th European Conference of the International Federation for Medical and Biological Engineering. IFMBE Proceedings, vol 37. Springer, Berlin, Heidelberg https://doi.org/10.1007/978-3-642-23508-5_149) applicato sull'immagine acquisita con luce rossa, basato sull'analisi del profilo di intensità di aree circolari intorno al disco ottico, permette di individuare le posizioni dei vasi retinici sull'immagine. In particolare individua una lista di sezioni di vasi e le classifica in sezioni di vene o arterie. Poiché le due foto sono acquisite in rapida successione e riallineate, le sezioni individuate con questo metodo sulla foto acquisita con luce rossa, si trovano alle medesime coordinate anche sull'altra foto.
Come descritto nel documento Jóna Valgerður Kristjánsdóttir (1985) Choroidal and retinal oximetry, http://hdl.handle.net/1946/17137 alle pagine 20-23, per ognuna delle due foto e per ogni sezione di vaso precedentemente individuata si calcola un'approssimazione dell'assorbanza OD come il logaritmo del rapporto tra l'intensità I0 dei pixel campionati in prossimità, cioè appartenenti alle immediate vicinanze, della data sezione di vaso e l'intensità I dei pixel campionati sulla sezione stessa.
OD = log (I0/I)
Il rapporto I0/I è un’approssimazione del rapporto tra intensità della luce incidente e emergente dal campione osservato. In particolare I0 è proporzionale all'intensità della luce che non interagisce con il sangue nei vasi. I è proporzionale all’intensità della luce riflessa dai vasi, che è stata parzialmente assorbita dal sangue. (Jóna Valgerður Kristjánsdóttir (1985) Choroidal and retinal oximetry, http://hdl.handle.net/1946/17137) I valori dell'assorbanza, misurati sulla foto acquisita con LED infrarossi (al contrario della foto acquisita con led rossi) non dipendono dalla saturazione dell'ossigeno nel sangue, ossia la frequenza 805 nm è isosbestica (Oxyhaemoglobin and deoxyhaemoglobin have (not exclusively) isosbestic points at 586nm and near 808nm. https://en.wikipedia.org/wiki/Isosbestic_point).
Per ciascuna delle sezioni si calcola il rapporto ODR delle assorbanze alle due lunghezze d'onda
ODR = OD660/OD805
La quantità ODR dipende linearmente dalla saturazione di ossigeno nel sangue SatO2, ossia:
SatO2 = a * ODR b
dove a e b sono parametri di calibrazione ottenibili sperimentalmente, confrontando i valori di saturazione ottenuti dal dispositivo dell’invenzione, con un altro ossimetro retinico calibrato.
Calcolate le medie aritmetiche della saturazione di vene e arterie (Jóna Valgerður Kristjánsdóttir (1985) Choroidal and retinal oximetry, http://hdl.handle.net/1946/17137), queste saranno comunicate all'operatore attraverso il display.
Poiché in individui sani la saturazione di ossigeno nelle vene della retina si aggira intorno al 55% (Thorunn S. et al. Invest. Ophthalmol. Vis. Sci.2012;53(14):2172 https://doi.org/10.1167/iovs.12-9912), valori significativamente superiori, permettono di indicare un basso livello di ossigenazione come ad esempio derivante da un avvelenamento da cianuro.
Descrizione di una realizzazione preferita dell'invenzione Con particolare riferimento alle figure allegate, il dispositivo secondo l'invenzione comprende un involucro cilindrico non trasparente, preferibilmente di plastica, che racchiude gli elementi seguenti:
- un oculare in gomma (1);
- un dispositivo di output configurato per la visualizzazione di informazioni, o “display” (4);
- una lente di ingrandimento per l'oftalmoscopia indiretta (6);
- una fotocamera ad infrarossi (13);
- una sorgente di alimentazione come un pacco batterie (11) comprendente, a sua volta, quattro batterie agli ioni di litio;
- un micro interruttore a slitta (3) configurato per collegare il pacco batterie (11) con la prima scheda elettronica (5);
- una prima scheda elettronica (5) configurata per caricare le batterie al litio tramite una porta micro-usb integrata nella scheda (5);
- una seconda scheda elettronica (9) configurata per il rilevamento della carica residua delle batterie (11);
- una terza scheda elettronica (10) con convertitore ad accumulo elevatore, o boost, non isolato, detta prima scheda elettronica (5) essendo configurata per alzare fino a 5V la tensione fornita dal pacco batteria (11);
- un micro pulsante tattile (2) configurato per l’avvio della misurazione;
- un computer a scheda singola (7) del tipo Raspberry, detto computer (7) comprendendo una scheda di memoria SD su cui è installato il sistema operativo Raspbian;
- una coppia di attuatori lineari passo passo (12) configurati per allontanare/avvicinare l’insieme costituito da detta lente (6) e detta fotocamera ad infrarossi (13) all’occhio del paziente da esaminare;
- un primo circuito stampato (17), comprendente una coppia di LED rossi (15’, 15’’) e una coppia di LED infrarossi (16’, 16’’);
- un secondo circuito stampato (8) configurato per la distribuzione dell'alimentazione, il controllo dei LED (15’, 15’’, 16’, 16’’) e il controllo degli attuatori lineari (12).
Il funzionamento del dispositivo secondo l’invenzione è descritto qui di seguito. Le batterie al litio (11) sono collegate alla prima scheda elettronica (5) e, mediante il microinterruttore a slitta (3), alla terza scheda elettronica (10), che alza fino a 5 V la tensione fornita dalle batteria (11). La batteria (11) è collegata anche alla seconda scheda elettronica (9) che ne monitora il voltaggio ed è, a sua volta, collegata al computer a scheda singola (7) per l’invio dei dati sulla tensione della batteria (11). Il secondo circuito stampato (8) riceve la tensione di 5 V dalla terza scheda elettronica (10) e la distribuisce verso il computer a scheda singola (7), il dispositivo di visualizzazione di output (4) e il secondo circuito stampato (8). Sul secondo circuito stampato (8) si trovano i driver per il controllo dei LED (15’, 15’’, 16’, 16’’) e un driver per motori passo passo configurato per alimentare a controllare i due attuatori passo passo (12), detto driver per motori passo passo essendo, a sua volta, alimentato da un circuito che genera un voltaggio di 12 V ed essendo controllato dal computer a scheda singola (7).
I due attuatori lineari (12) sono, inoltre, fissati ad un cilindro di plastica, ad una prima estremità di detto cilindro essendo, a sua volta, fissata la lente di ingrandimento (6) e, ad una seconda estremità di detto cilindro essendo, a sua volta, fissata la fotocamera (13). I due attuatori lineari (12) consentono l’avvicinamento/allontanamento dell’insieme costituito da lente (6) e fotocamera (13).
La fotocamera (13) è collegata al computer a scheda singola (7). Anche il dispositivo di visualizzazione di output (4) è collegato al computer a scheda singola (7), dal quale riceve il segnale video. Il “display” (4) mostra in tempo reale le immagini provenienti dalla fotocamera (13) per permettere all’operatore di centrare l’occhio del paziente. Il “display” (4) mostra, inoltre, a fine procedura, i risultati dell’elaborazione delle immagini acquisite svolta dai programmi di analisi installati sul computer a scheda singola (7). Al fine di ridurre l’ingombro, il “display” (4) può essere richiudibile lateralmente al dispositivo mediante una cerniera.
Il micro pulsante tattile (2) è collegato al computer a scheda singola e a terra. L’avvio della misurazione avviene mediante l’esercizio di una pressione sul micro pulsante tattile (2) da parte dell’operatore.
Nella realizzazione preferita dell’invenzione, qui descritta, le schede elettroniche (5, 9, 10) sono “off-the shelf”. In particolare, la prima scheda elettronica (5) è una scheda basata sul circuito integrato TP4056, mentre la seconda scheda elettronica (9) è una scheda basata sul circuito integrato INA219. I circuiti stampati, invece, sono di tipo “custom”, cioè sono specificatamente progettati per l’implementazione della presente invenzione.
Il computer a scheda singola (7) è un computer Raspberry Pi 3 Modello B+, contenente il sistema operativo Rasbian e la fotocamera ad infrarossi (13) è una fotocamera Raspberry Pi NoIR Camera v.2.
I LED rossi sono LED 3535 aventi una lunghezza d'onda di picco nominale di 660nm ed una potenza nominale di 3W. Anche i LED infrarossi sono LED 3535 aventi una lunghezza d'onda di picco nominale di 850nm e una potenza nominale di 3W. I driver per i LED che si trovano sul secondo circuito stampato (8) sono basati su chip CN5711. Ogni driver per i LED controlla e alimenta una coppia di LED mediante i pin GPIO23 e GPIO24 del computer Rasperry Pi (7).
Gli attuatori lineari passo passo (12) sono attuatori di tipo B-04E. Il driver che controlla gli attuatori è basato su chip DR8255 ed è controllato dai pin GPIO13, GPIO19 e GPIO26 del Raspberry Pi (7), rispettivamente collegati ai pin SLEEP, STEP e DIR del driver.
La lente di ingrandimento (6) è una lente a 20 diottrie, il dispositivo di visualizzazione di output è un display LCD (4) collegato al test point PP24 del Raspberry Pi (7), da cui riceve il segnale video in formato PAL.
Il micro pulsante tattile (2) oltre ad essere collegato a terra, è collegato al pin GPIO14 del Raspberry Pi (7). Ai pin GPIO2 e GPIO3 del computer Raspberry Pi (7) è, infine, collegata la scheda (9) mediante protocollo I2C per la ricezione dei dati sulla tensione della batteria.
Nel Raspberry Pi (7) è inserita una micro SD contenente il sistema operativo Raspbian ed il programma di acquisizione e analisi delle foto è interamente implementato nel linguaggio Python.
Il dispositivo dell’invenzione è uno strumento di facile e rapido utilizzo non invasivo e senza effetti potenziali sulla salute, non richiede intervento di uno specialista del settore oftalmologico. Esso può essere realizzato con dimensioni e peso contenuti, perciò è uno strumento portatile e maneggevole.
Il dispositivo è impiegabile in ambito sanitario, in particolare nelle situazioni di emergenza/urgenza extra ospedaliera e intraospedaliera, come il pronto soccorso.
L'apparecchio permette l'acquisizione immediata di dati relativi ad eventuali anomalie nella ossigenazione nelle vene [PV-PS21] della retina del paziente. Il fine è una diagnosi rapida differenziale (entro un minuto) per le sostanze tossiche sistemiche asfissianti [PV-PS22] e potenzialmente letali, senza intervento di uno specialista del settore oftalmologico.
Altri vantaggi:
- non richiede dilatazione pupillare (midriasi farmacologica)
- rapidità della diagnosi in caso di carenza di ossigeno, come ad esempio avvelenamento di cianuro
- semplicità di produzione
- low cost
Il dispositivo dell’invenzione è uno strumento di facile e rapido utilizzo che consente, attraverso l’esame del fondo oculare, di identificare stati di avvelenamento e intossicazione acuta rilevabili osservando variazioni morfologiche e cromatiche dei vasi retinici.
Inoltre il dispositivo è uno strumento per diagnosi non invasiva e senza effetti potenziali sulla salute umana o animale. Esso può essere realizzato con dimensioni e peso contenuti, perciò è uno strumento portatile e maneggevole.
Il dispositivo è impiegabile in ambito sanitario, in particolare nelle situazioni di emergenza/urgenza, come pronto soccorso.
Claims (9)
- RIVENDICAZIONI 1. Metodo per la determinazione del livello di ossigenazione in un soggetto umano in cui si esamina il fondo oculare del soggetto tramite una tecnica di oftalmoscopia indiretta associata ad una fotocamera, che individua immagini recanti sezioni di vene e arterie, detto metodo comprendente gli stadi fondamentali di: • illuminare il fondo oculare con una sorgente di luce alla lunghezza d'onda di 850nm ed acquisire una prima immagine di detto fondo; • illuminare il fondo oculare con una sorgente di luce alla lunghezza d'onda di 660nm ed acquisire una seconda immagine di detto fondo; • calcolare per dette prima e seconda immagine le densità ottiche alle due diverse lunghezze d’onda OD660 e OD805 come logaritmo del rapporto tra l'intensità I0 dei pixel rilevati in prossimità della sezione di dette vene e arterie e l'intensità I dei pixel rilevati sulla sezione stessa; • calcolare il rapporto ODR delle densità ottiche alle due lunghezze d'onda come segue ODR = OD660/OD805 per determinare il livello di ossigenazione.
- 2. Metodo secondo la rivendicazione precedente in cui l’illuminazione del fondo oculare è effettuata con sorgenti di luce costituite da coppie di LED.
- 3. Metodo secondo una qualsiasi delle rivendicazioni 1-2 in cui il livello di ossigenazione è ottenuto comparando il valore ottenuto dal rapporto ODR con il valore della saturazione di ossigeno in individui sani, che nella retina si aggira intorno al 55%.
- 4. Metodo secondo la rivendicazione precedente in cui valori di ODR inferiori al 55% sono indice di carenza di ossigeno.
- 5. Dispositivo per la determinazione del livello di ossigenazionein un soggetto umano in cui si esamina il fondo oculare del soggetto tramite una tecnica di oftalmoscopia indiretta associata ad una fotocamera, che individua immagini recanti sezioni di vene e arterie, detto dispositivo comprendente: - un involucro cilindrico non trasparente in cui sono alloggiati: - un oculare in gomma (1); - un dispositivo di output configurato per la visualizzazione di informazioni; - una lente di ingrandimento per l'oftalmoscopia indiretta (6); - una fotocamera ad infrarossi (13); - una sorgente di alimentazione come ad esempio un pacco batterie (11); - una prima scheda elettronica (5) configurata per caricare la sorgente di alimentazione (11) tramite una porta micro-usb integrata nella scheda (5); - un micro interruttore a slitta (3) configurato per collegare la sorgente di alimentazione (11) con la prima scheda elettronica (5); - una seconda scheda elettronica (9) configurata per il rilevamento della carica residua della sorgente di alimentazione (11); - una terza scheda elettronica (10) con convertitore ad accumulo elevatore, o boost, non isolato, detta prima scheda elettronica (5) essendo configurata per alzare fino a 5V la tensione fornita dalla sorgente di alimentazione (11); - un micro pulsante tattile (2) configurato per l’avvio della misurazione della determinazione del livello di ossigenazione; - un computer a scheda singola (7) del tipo Raspberry, detto computer (7) comprendendo una scheda di memoria SD su cui è installato il sistema operativo Raspbian; - una coppia di attuatori lineari passo passo (12) configurati per allontanare/avvicinare l’insieme costituito da detta lente (6) e detta fotocamera ad infrarossi (13) all’occhio del soggetto da esaminare; - un primo circuito stampato (17), comprendente una coppia di LED rossi (15’, 15’’) e una coppia di LED infrarossi (16’, 16’’); - un secondo circuito stampato (8) configurato per la distribuzione dell'alimentazione, il controllo dei LED (15’, 15’’, 16’, 16’’) e il controllo degli attuatori lineari (12).
- 6. Dispositivo secondo la rivendicazione precedente in cui il dispositivo di output configurato per la visualizzazione di informazioni è un display (4).
- 7. Dispositivo secondo la rivendicazione precedente in cui il display (4) è richiudibile lateralmente al dispositivo mediante una cerniera.
- 8. Uso del dispositivo secondo le rivendicazioni 3-5 per la determinazione del livello di ossigenazione in un soggetto.
- 9. Uso secondo la rivendicazione precedente in cui la determinazione è condotta misurando il livello di saturazione di ossigeno dei vasi sanguigni della retina del paziente tramite la tecnica di oftalmoscopia indiretta associata ad una fotocamera.
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