ITFI20110085A1 - Strumento per l'acquisizione di immagini del fondo oculare - Google Patents

Description

STRUMENTO PER L’ACQUISIZIONE DI IMMAGINI DEL FONDO OCULARE

DESCRIZIONE

La presente invenzione riguarda il settore degli strumenti oftalmici per la visualizzazione e l'analisi delle strutture interiori dell’occhio umano, in particolare del fondo oculare includente strutture quali la retina e la testa del nervo ottico.

La visualizzazione e l’acquisizione di immagini del fondo oculare sono rese difficoltose dal limite di apertura imposto dalle dimensioni della pupilla, che normalmente variano tra un diametro massimo di 8 mm ed un minimo di 1 mm. In questa finestra di passaggio ristretta devono poter transitare sia un fascio di illuminazione sia il fascio ottico di ritorno o ripresa. I due fasci devono coesistere senza dare a luogo a riflessi che inquinino la qualità e l’affidabilità dell’acquisizione. Affinché tale condizione venga rispettata è in pratica necessario che il fascio di luce incidente e il percorso ottico di ripresa non presentino parti in comune.

La tecnica nota prevede principalmente due metodologie per evitare tale interferenza. Secondo una prima di esse, largamente più diffusa e descritta ad esempio nel documento US5371557, l’illuminazione è affidata ad un riflettore anulare, grazie al quale il fascio di illuminazione e il fascio riflesso di acquisizione passano attraverso regioni distinte della pupilla, e non si sovrappongono nel passaggio attraverso la cornea. Per evitare riflessioni da parte ed a livello della cornea lungo l’asse ottico centrale può anche essere prevista una zona scura al centro di una lente di focalizzazione. Ciò ottiene il risultato di pulire l’immagine dai riflessi, ma rende l’illuminazione sulla retina non uniforme. Più in generale, un limite di tale soluzione è dato dal fatto che le dimensioni del riflettore anulare influenzano le dimensioni del campo illuminabile: in pratica, non si può ottenere un esteso campo di ripresa contemporaneamente a pupille di ripresa piccole. Attualmente sul mercato sono presenti strumenti non midriatici (cioè senza dilatazione farmacologica della pupilla) la cui capacità di acquisizione si ferma a pupille superiori ai 4 mm di diametro.

Una differente metodologia si basa su mezzi di natura sostanzialmente meccanica. Sono previsti diaframmi a fessura che intercettano il flusso di illuminazione e quello di osservazione, facendo sì che soltanto una ridotta regione del fondo oculare sia illuminata e simultaneamente osservata. Per permettere tuttavia di esaminare una porzione più ampia del fondo si fa ricorso ad un movimento di scansione, eseguito per effetto di un movimento controllato del diaframma o dei diaframmi.

Qualsiasi sia la metodologia adottata, si è riscontrata la difficoltà di realizzare un apparecchio di costi e ingombri ridotti, relativamente semplice da costruire e gestire, ed al contempo in grado di assicurare un’elevata qualità dell’acquisizione, soprattutto in caso di ridotte aperture pupillari. La seconda metodologia sopra menzionata è stata in particolare scartata e di fatto inapplicata, per l’impossibilità di raggiungere in modo affidabile un risultato soddisfacente, in termini di qualità dell’esame medico conducibile.

La richiedente ha tuttavia ora messo a punto una soluzione che, recuperando e perfezionando in modo innovativo una soluzione di tipo meccanico, risulta sorprendentemente efficace sotto tutti i profili di performance appena citati, riuscendo in particolare a realizzare l’acquisizione di immagini di elevata qualità in condizioni pupillari estremamente ristrette (diametro fino ad un minimo di 2,5 mm), con una struttura semplice e di facile utilizzo, ed in più conseguendo la possibilità di acquisire contemporaneamente, con un unico sensore CCD, immagini a diversa lunghezza d’onda (ad esempio nel campo del visibile e dell’infrarosso), modificando dinamicamente il percorso ottico e risolvendo le problematiche di messa a fuoco alle varie lunghezze d’onda.

Secondo l’invenzione, tale soluzione è fornita da uno strumento per l’acquisizione di immagini del fondo oculare le cui caratteristiche essenziali sono definite dalla prima delle rivendicazioni annesse.

Le caratteristiche e i vantaggi dello strumento per l’acquisizione di immagini del fondo oculare secondo la presente invenzione risulteranno più chiaramente dalla descrizione che segue di una sua forma realizzativa, fatta a titolo esemplificativo e non limitativo, con riferimento ai disegni annessi in cui:

- le figure 1a e 1b sono rispettivamente una vista dall’alto ed una vista frontale della configurazione schematica dello strumento;

- le figure 2a e 2b sono viste dello strumento analoghe a quelle delle figure 1a e 1 b, con omesso un diaframma a disco e la relativa motorizzazione, evidenziando il percorso del canale ottico di illuminazione;

- le figure 3a e 3b sono viste dello strumento analoghe a quelle delle figure 1a e 1b, con omesso un diaframma a disco e la relativa motorizzazione, evidenziando il percorso del canale ottico di ripresa; e

- la figura 4 mostra una scansione sulla retina effettuata con lo strumento secondo l'invenzione.

Con riferimento a dette figure, secondo l'invenzione si prevede l’utilizzo, in uno strumento per l’acquisizione di immagini del fondo oculare, di un diaframma a disco rotante 1, azionato da un motore 12 per avere, a regime, velocità costante, e disposto in modo da interferire contestualmente con il percorso del fascio ottico di illuminazione e con il fascio ottico di ripresa.

Più in dettaglio il disco interferisce con tali percorsi/fasci in prossimità della propria periferia, l’interferenza dei due percorsi/fasci con il disco realizzandosi lungo rispettivi canali paralleli all’asse del disco, indicato con X, e diametralmente opposti. Proprio in prossimità della periferia, è ricavata sul disco 1 una distribuzione di fessure radiali 1a. Le fessure 1a, genericamente rettangolari e di ampiezza uniforme, sono distribuite in modo da intercettare il fascio di illuminazione e quello di ripresa, a coppie simmetricamente allineate lungo rispettivi diametri, cosicché nel corso dell’acquisizione una fessura vada a diaframmare il fascio di illuminazione mentre la fessura diametralmente opposta diaframma l’ottica di ripresa, evitando che i due fasci di illuminazione e di ripresa condividano, in ogni e qualsiasi istante della procedura di acquisizione, lo stesso percorso ottico. In altre parole, il funzione del dimensionamento del sistema ottico la dimensione delle fessure è tale da impedire che i fasci luminosi provenienti dal canale di illuminazione insistano sulle medesime superfici su cui insistono i fasci catturati dal canale di ripresa in un determinato istante. Un espediente di tale genere è descritto diffusamente, in quanto tale e per applicazioni generiche, nel documento US3547512, che viene qui incorporato per riferimento.

Secondo l’aspetto principale dell’invenzione la soluzione a diaframma meccanico sopra descritta viene vantaggiosamente combinata con una configurazione ottica avente le caratteristiche di seguito descritte.

Considerato un occhio 6 di un paziente da esaminare, e conseguentemente indicato con Y l’asse ottico centrale incidente la pupilla, l’asse di rotazione X del disco 1 è disposto verticalmente, in modo che l’asse ottico centrale Y risulti parallelo al piano (orizzontale) su cui giace il disco 1 , ad una certa distanza D rispetto ad esso.

Il canale ottico di illuminazione comprende una fonte luminosa 9 di luce visibile disposta al di sotto del disco 1, associata ad un sistema ottico 8, di natura in sé e per sé nota, per la condensazione del fascio di luce visibile. Il fascio così proiettato e condensato si sviluppa appunto lungo il canale principale che intercetta il disco parallelamente all’asse di rotazione. Inoltre, è prevista una fonte di luce infrarossa 10, associata ad un proprio sistema ottico di condensazione 16 e che, sempre al di sotto del disco, viene accoppiata da un canale laterale al canale principale attraverso uno specchio o deviatore di fascio 7.

Continuando a seguire il percorso del fascio di illuminazione, con particolare riferimento alle figure 2a e 2b, al di sopra del disco, una coppia di specchi 3, 3’ si incaricano di una doppia deviazione sul piano orizzontale incidente l’asse Y, e precisamente una prima deviazione in senso radiale del disco (intercettata da un componente ottico 2), ed una seconda deviazione lungo lo stesso asse ottico centrale Y, lungo il quale sono disposte lenti 4, 5, comuni anche al percorso del fascio di ripresa, come si vedrà tra breve. Una prima di tali lenti, indicata con 4, è investita perifericamente dal fascio di illuminazione (due zone periferiche diametralmente opposte sono interessate rispettivamente dal fascio di illuminazione e da quello di ripresa) e fa convergere il fascio stesso sull’asse, ove investe centralmente una seconda lente 5 nell’immediata prossimità dell’occhio 6. I componenti ottici 2, 4 e 5 sono scelti e configurati, secondo criteri di per sé ovvi per un tecnico del ramo, in modo da far entrare nell’occhio 6 un’illuminazione che appare come una fonte di luce focalizzata sulla retina.

In particolare la lente 2 è tale da fare in modo che il fascio luminoso a valle della lente stessa viene ad essere un fascio di luce parallela. L’obiettivo 4 seguente alla riflessione sullo specchio 3’ è tale da convogliare il fascio luminoso sul proprio fuoco, fuoco che è condiviso dalla lente 5. Il sistema ottico 5 accetta il fascio di illuminazione e lo proietta sulla retina dopo averlo fatto passare per il proprio fuoco corrispondente alla pupilla biologica dell’occhio del paziente.

II canale ottico di ripresa (figure 3a e 3b), partendo in questo caso dall’occhio 6, prevede l’intercettazione delle già citate lenti 5 e 4 (con effetto ottico inverso rispetto a quello prodotto sul fascio di illuminazione), e quindi due deviazioni (passando per un componente ottico di focalizzazione 14) attraverso specchi 17’ e 17, simmetricamente agli specchi 3’, 3 del canale di illuminazione, che conducono il fascio in parallelo all’asse X di rotazione del disco 1 e in interferenza con le fessure 1a. Al di sotto del disco 1 il percorso giunge ad un sensore di acquisizione/ripresa 11 (tipicamente un CCD), schermato da un elemento ottico mobile 15 atto a compensare la differenza di cammino ottico tra la luce infrarossa e la luce visibile.

Un punto di fissazione 13 interno allo strumento è disposto al di sopra del disco 1, sul piano dell’asse ottico principale Y. Un'unità di controllo dotata di mezzi di elaborazione programmabili, di mezzi di visualizzazione, e di mezzi di memorizzazione sarà configurata e interfacciata con le componenti sopra descritte, sulla base di quanto ovviamente implementabile da un esperto del ramo. Tale unità potrà essere integrata allo strumento oppure associata esternamente ad esso.

Un’operazione di acquisizione con lo strumento secondo l’invenzione prevede tre fasi distinte. In una prima di esse, o fase di posizionamento, l’occhio 6 del paziente viene posto frontalmente allo strumento, e l’operatore medico addetto richiede al paziente stesso la fissazione del punto 13 che viene focalizzato attraverso una propria ottica e le lenti 4 e 5.

Segue una fase di centramento e focheggiamento nella quale l’operatore, utilizzando l’illuminazione infrarossa, effettua le regolazioni opportune fino a raggiungere la posizione corretta per l’acquisizione In particolare tale fase consiste nell’allineare, traslando lo strumento per mezzo della sua base, l’asse dello strumento con quello pupillare del paziente in modo che l’illuminazione giunga sulla retina e che il sistema di ripresa possa osservare l’immagine retinica sul sensore. Al fine di agevolare tale operazione l’utilizzatore potrà anche visualizzare su di uno schermo esterno l’immagine che viene a formarsi sul sensore 11 per mezzo dell’illuminazione infrarossa. Il focheggiamento prevede altresì di movimentare la posizione della lente 5 al fine di rispettare le condizione di fasci ottici paralleli dopo l’obiettivo 4. Tale condizione sarà più semplicemente realizzata al momento in cui sul sensore venga visualizzata una immagine a fuoco e ben definita della retina. In tale fase la fonte luminosa infrarossa 10 attraverso il condensatore 16 viene appunto attivata sull’ottica di illuminazione. Il percorso del fascio di illuminazione è come detto esemplificato nelle figure 2a e 2b. La fonte luminosa su lunghezza d’onda corrispondente all'infrarosso, essendo fuori dallo spettro visibile del paziente, fa in modo che la fase di centratura non sia fastidiosa e che la pupilla del paziente non venga indotta a chiudersi per l'impatto di luce visibile sulla retina. In più la fonte di luce infrarossa rende una descrizione retinica diversa ma ugualmente interessante rispetto a ciò che fa una fonte di luce visibile, essendo diversa la profondità di penetrazione delle due sorgenti nel layer retinico. Vantaggiosamente, lo strumento è configurato anche per acquisire immagini della retina anche con tale tipo di illuminazione.

Si avvia infatti a questo punto la fase di acquisizione. Essendo il paziente correttamente posizionato ed essendo il piano immagine retinico a fuoco sul sensore 11, viene catturata e salvata (sui mezzi di memoria dell'unità di controllo) una immagine della retina del paziente illuminata dall’illuminatore 10. Immediatamente dopo l’elemento ottico 15, prima disposto in modo da liberare il percorso ottico, viene spostato in intercettazione del fascio di ripresa per compensare la differenza di cammino ottico tra la luce infrarossa e la luce visibile. Viene dunque spento l’illuminatore 10 ed acceso l’illuminatore visibile 9, così da catturare e salvare una immagine. Se gli scatti delle due immagini sono separati da un tempo ridotto, tale da poter considerare in accettabile approssimazione i due scatti come contemporanei, è possibile salvare le due immagini catturate dal medesimo sensore illuminate dai due diversi illuminatori, e quindi contenenti informazioni differenti, praticamente nel medesimo istante. Tale caratteristica vantaggiosa costituisce un aspetto della presente invenzione che potrà eventualmente essere implementato anche con sistemi antiriflesso diversi dal diaframma a disco rotante fessurato.

II fascio di ripresa segue come detto il percorso esemplificato nelle figure 3a e 3b. Si può notare come i fasci di illuminazione e ripresa, nella fase di cattura dell'immagine con luce visibile, potrebbero avere parti in comune sulle lenti 4 e 5, oltre che sulla cornea e sul cristallino dell’occhio sotto esame, ciò causando quelle riflessioni che disturberebbero l’osservazione dell'immagine. A neutralizzare questo effetto provvede tuttavia il disco rotante fessurato 1 che messo in rotazione dal motore 12 fa in modo che il fondo della retina subisca una scansione, per effetto del movimento in sincronia di corrispondenti fessure 1a ad intercettare il fascio di illuminazione ed il fascio di ripresa, secondo quanto rappresentato in figura 4 dalla porzione a fessura F che si sposta come indicato dalla freccia. Con tale accorgimento, l'ottica di ripresa utilizza parte degli elementi ottici 4 e 5 e degli elementi ottici biologici del bulbo oculare in maniera esclusiva e non contemporanea rispetto a quanto effettuato daN’ottica di illuminazione. Essendo la rotazione del disco rapida abbastanza da permettere al fascio di ripresa di passare almeno una volta sull’intera superficie del sensore, l’immagine risulta essere stabile e non si percepisce l’effetto della scansione.

Secondo una soluzione ulteriormente vantaggiosa, inoltre, la lente/obiettivo 4, comune ai percorsi ottici di illuminazione e di ripresa, può essere provvista di un setto (non rappresentato) tale da separare fisicamente la zona di illuminazione e la zona di ripresa. Tale accorgimento consente di evitare il bias di luce, e conseguenti riflessi sulla ripresa, dovuto alle riflessioni dell’illuminazione all’interno dell’obiettivo. Tali riflessioni interno sono appunto schermabili attraverso il setto.

Ancora, per compensare eventuali ametropie di tipo sferico la posizione della lente 5 può essere montata in modo spostabile lungo l'asse ottico centrale Y, e dunque in avvicinamento o allontanamento rispetto all'occhio, per mezzo di un sistema di traslazione rispetto alla sua origine (posizione di emmetropia). Tale modifica avrà evidentemente influenza sia sul percorso di illuminazione sia su quello di ripresa.

Come detto, secondo un aspetto dell'invenzione, indipendente dal sistema di schermatura antiriflesso, viene fornito uno strumento oftalmico ed un metodo per l'acquisizione di immagini del fondo oculare di un paziente, comprendente una prima fonte di luce infrarossa per la proiezione di un fascio di raggi sulla retina di un occhio, una seconda fonte di luce visibile per la proiezione di un fascio di raggi sulla retina di un occhio e un sistema ottico di ripresa, cattura e salvataggio tale da catturare ed immagazzinare una prima immagine illuminata con luce infrarossa ed una seconda immagine in luce visibile in modo che l’immagine retinica illuminata con luce infrarossa e quella illuminata con luce visibile scattate in un brevissimo intervallo di tempo siano salvate e possano essere assegnate ad una medesima posizione dell'occhio, come se fossero state catturate in modo simultaneo.

La presente invenzione è stata fin qui descritta con riferimento a sue possibili forme di realizzazione esemplificative. È da intendersi che possono esistere altre forme di realizzazione che, neN'ambito di configurazioni ottiche complessive differenti da quella qui mostrata e integrate da componenti/funzionalità aggiuntive, afferiscono al medesimo nucleo inventivo, tutte rientranti neN’ambito di protezione delle rivendicazioni qui di seguito riportate.

Claims (10)

1. RIVENDICAZIONI 1. Uno strumento oftalmico per l'acquisizione di immagini del fondo oculare di un paziente, comprendente: - mezzi di illuminazione atti a generare almeno un fascio di illuminazione nello spettro della luce visibile, associati ad un sistema ottico per visualizzare detto fascio di illuminazione su detto fondo oculare; - mezzi di acquisizione, associati ad un sistema ottico per visualizzare un fascio di acquisizione generato per riflessione di detto fascio di illuminazione da parte di detto fondo; - mezzi a diaframma fessurato atti ad intercettare detto fascio di illuminazione e detto fascio di acquisizione, detti mezzi a diaframma fessurato comprendendo un diaframma a disco con una distribuzione di fessure radiali periferiche a coppie simmetricamente allineate diametralmente, il disco essendo supportato in modo girevole attorno al proprio asse ed essendo associato a mezzi di azionamento atti a portarlo in rotazione a velocità costante, detto disco e detti sistemi ottici essendo configurati in modo che detti fasci di illuminazione e deviazione siano scansionati in modo sincronizzato su un piano di focalizzazione, per effetto della rotazione di detto disco, da rispettive fessure diametralmente opposte di ciascuna di dette coppie, detto sistema ottico associato a detto fascio di illuminazione comprendendo almeno una lente atta a produrre un fascio di luce parallela.
2. 2. Lo strumento secondo la rivendicazione 1, in cui l’interferenza di detti fasci con detto disco si realizza lungo rispettivi canali paralleli all’asse di rotazione del disco, essendo inoltre previsti, dal lato opposto di detto disco rispetto a detti mezzi di illuminazione ed acquisizione, mezzi ottici deviatori atti a deviare il percorso ottico di detti canali su un asse ottico centrale incidente la pupilla di detto occhio.
3. 3. Lo strumento secondo la rivendicazione 2, in cui al canale di illuminazione è accoppiabile un fascio di illuminazione nello spettro della luce infrarossa, generato da una fonte di luce infrarossa associata a un proprio sistema ottico di condensazione, detti mezzi di acquisizione essendo atti a catturare e salvare diverse immagini del fondo oculare rispettivamente illuminato da detto fascio di illuminazione visibile e da detto fascio infrarosso, dette diverse immagini essendo catturate consecutivamente in modo da poter considerare in accettabile approssimazione le due catture come contemporanee.
4. 4. Lo strumento secondo la rivendicazione 3, in cui detti mezzi di acquisizione comprendono mezzi sensori schermati da un elemento ottico mobile atto a compensare la differenza di cammino ottico tra la luce infrarossa e la luce visibile.
5. 5. Lo strumento secondo una qualsiasi delle rivendicazioni da 2 a 4, in cui su detto asse ottico centrale sono disposte lenti intercettanti detti fasci di illuminazione e di acquisizione, tra cui una prima lente investita in zone periferiche mutuamente distinte ed opposte da rispettivi fasci, ed una seconda lente in prossimità di detto occhio prossimità dell’occhio, la prima lente convogliando il fascio di illuminazione sul proprio fuoco, condiviso dalla seconda lente la quale accetta il fascio di illuminazione e lo proietta sulla retina dopo averlo fatto passare per il proprio fuoco corrispondente alla pupilla biologica di detto occhio, dette lenti producendo un effetto ottico inverso sul fascio di acquisizione.
6. 6. Lo strumento secondo la rivendicazione 5, in cui detta prima lente comprende un setto di separazione atto a separare fisicamente le zone di passaggio del fascio di illuminazione e di acquisizione, schermando eventuali riflessioni di luce all'interno dell'obiettivo.
7. 7. Lo strumento secondo una qualsiasi delle rivendicazioni precedenti, in cui detto disco presenta una distribuzione di fessure radiali periferiche genericamente rettangolari e di ampiezza uniforme.
8. 8. Un metodo oftalmico per l'acquisizione di immagini del fondo oculare di un paziente, comprendente: - generare almeno un fascio di illuminazione nello spettro della luce visibile visualizzabile su detto fondo oculare; - acquisire un fascio di acquisizione generato per riflessione di detto fascio di illuminazione da parte di detto fondo; - intercettare detto fascio di illuminazione e detto fascio di acquisizione, con un diaframma a disco con una distribuzione di fessure radiali periferiche a coppie simmetricamente allineate diametralmente, il disco essendo supportato in modo girevole attorno al proprio asse ed essendo portato in rotazione a velocità costante, detti fasci di illuminazione e deviazione venendo scansionati in modo sincronizzato su un piano di focalizzazione, per effetto della rotazione di detto disco, da rispettive fessure diametralmente opposte di ciascuna di dette coppie.
9. 9. Il metodo secondo la rivendicazione 8, in cui al canale di illuminazione è accoppiato un fascio di illuminazione nello spettro della luce infrarossa, il metodo prevedendo inoltre di catturare e salvare diverse immagini del fondo oculare rispettivamente illuminato da detto fascio di illuminazione visibile e da detto fascio infrarosso, dette diverse immagini essendo catturate consecutivamente in modo da poter considerare in accettabile approssimazione le due catture come contemporanee.
10. 10. Un metodo oftalmico per l'acquisizione di immagini del fondo oculare di un paziente, comprendente: - generare almeno un fascio di illuminazione nello spettro della luce visibile visualizzabile su detto fondo oculare; - acquisire un fascio di acquisizione generato per riflessione di detto fascio di illuminazione da parte di detto fondo; al canale di illuminazione essendo accoppiato un fascio di illuminazione nello spettro della luce infrarossa, il metodo prevedendo di catturare e salvare diverse immagini del fondo oculare rispettivamente illuminato da detto fascio di illuminazione visibile e da detto fascio infrarosso, dette diverse immagini essendo catturate consecutivamente in modo da poter considerare in accettabile approssimazione le due catture come contemporanee.