ITPD20010205A1 - Apparecchiatura e metodo di misura non invasiva di parametri relativia tessuti biologici tramite spettroscopia in particolare a luce infrar - Google Patents

Description

DESCRIZIONE

La presente invenzione si riferisce ad una apparecchiatura di misura non invasiva di parametri relativi a tessuti biologici tramite spettroscopia, in particolare a luce infrarossa secondo il preambolo della rivendicazione principale n.l. Altresì l'invenzione ha per oggetto un metodo di misura di tali parametri tramite spettroscopia. La spettroscopia a luce infrarossa ha numerose applicazioni nell'ambito tecnico della diagnostica non invasiva, come ad esempio nella determinazione dell'ossigenazione o perfusione dei tessuti e nella rilevazione di tumori al seno. Inoltre la spettroscopia infrarossa è altresì impiegata nell'ambito della pratica sportiva a livello agonistico, dove la conoscenza di determinati parametri, quale l'ossigenazione dei muscoli o la percentuale di grasso nei tessuti, è necessaria per la determinazione del corretto programma di allenamento dello sportivo .

Ad esempio, tramite questa tecnica è possibile rivelare il grado di ossigenazione dei tessuti poiché l'emoglobina, responsabile di tale ossigenazione, ha uno spettro di assorbimento nell'infrarosso differente a seconda che essa si trovi in uno stato ossigenato o deossigenato. Inoltre in questa regione dello spettro l'emoglobina è l'assorbitore ottico dominante, per cui illuminando il tessuto biologico in oggetto con luce infrarossa a determinate lunghezze d'onda ove il coefficiente di assorbimento della emoglobina ossigenata e di quella deossigenata è noto e rilevando la luce diffusa, trasmessa o retrodiffusa dal tessuto, si ottiene il rapporto tra le due quantità di emoglobina presenti nel tessuto di interesse, ovvero una misura dell'ossigenazione del tessuto stesso.

Nelle apparecchiature note per la spettroscopia infrarossa sono generalmente utilizzate una pluralità di sorgenti di luce infrarossa ed uno o più rilevatori della luce trasmessa o diffusa attraverso l'organo o tessuto da analizzare. Il segnale dai rilevatori deve quindi essere propriamente elaborato per ottenere il parametro di interesse. A tal fine è necessario che siano individuabili nel segnale rilevato le componenti dovute alle diverse sorgenti. Tuttavia il segnale giungente al rilevatore è molto di frequente estremamente debole e disturbato da rumore consistente in interferenze con onde elettromagnetiche presenti nello stesso ambiente.

Per ovviare a questo inconveniente le apparecchiature note sono pertanto dotate di grandi schermature che rendono le medesime pesanti ed ingombranti nonché costose. Inoltre per elaborare i segnali disturbati dal rumore sono necessari generalmente complessi metodi di filtraggio, siano essi implementati per via alogica o digitale.

Il problema tecnico alla base della presente invenzione è quello di realizzare una apparecchiatura ed un metodo per la misura non invasiva di parametri di tessuti biologici tramite spettroscopia strutturalmente e funzionalmente concepiti per ovviare agli inconvenienti lamentati con riferimento alla tecnica nota citata.

Questo problema è risolto dalla presente invenzione tramite una apparecchiatura ed un metodo realizzati in accordo con le rivendicazioni che seguono.

Le caratteristiche ed i vantaggi dell'invenzione meglio risulteranno dalla descrizione di un suo preferito esempio di realizzazione, illustrato a titolo indicativo e non limitativo, con riferimento agli uniti disegni in cui:

la figura 1 è una vista schematica in pianta dell'apparecchiatura di misura secondo l'invenzione; la figura 2 è uno schema a blocchi dell'apparecchiatura di misura di fig. 1;

la figura 3 è schema a blocchi di un particolare dell'apparecchiatura di fig.2;

- la figura 4 è un diagramma rappresentante una delle fasi del metodo di misura secondo l'invenzione.

Con iniziale riferimento alla figura 1, con 1 è complessivamente indicata una apparecchiatura per la misura non invasiva di parametri di tessuti biologici tramite spettroscopia a luce infrarossa, in particolare un ossimetro .

L'apparecchiatura 1 comprende una pluralità di sorgenti luminose a luce infrarossa 2, in particolare due gruppi di quattro LED con picchi di emissione a 660 nm, 700 nm, 850 nm e 880 nm. Ogni gruppo è montato su un supporto in materia plastica 3 e connesso, tramite un cavo schermato 5, ad un pilota di corrente a quattro canali 6, accolto in un corpo scatolare 4. Le sorgenti 2 sono atte ad illuminare con luce infrarossa in una sequenza programmata, come descritto in dettaglio nel seguito, un tessuto T biologico del quale si vuole ottenere il grado di ossigenazione. Il numero di sorgenti 2 utilizzabili dall'apparecchiatura 1 durante una misura può essere variabile e determinato dal tipo di misura da effettuare.

L'apparecchiatura 1 comprende altresì mezzi di pilotaggio 7a, 7b, assoggettati a mezzi di elaborazione 9, atti a modulare il segnale emesso da ognuna delle sorgenti 2, descrivibile tramite una funzione

è pari al numero di sorgenti 2 utilizzate nella misura, secondo parametri configurati nei mezzi di elaborazione 9. L'apparecchiatura 1 comprende inoltre, nel corpo scatolare 4, due canali di ricezione 8a, 8b indipendenti, ad ognuno dei quali è collegabile tramite un cavo schermato 13 un rilevatore di luce 10, in particolare un fotodiodo PIN, atto a ricevere la luce trasmessa attraverso il tessuto T.

Dal corpo scatolare 4 sono inoltre accessibili due ulteriori canali analogici 43a, 43b non amplificati per la connessione di ulteriori sensori ausiliari (non raffigurati) .

I canali di ricezione 8a, 8b, atti a filtrare ed amplificare il segnale proveniente dal rilevatore 10 come descritto in dettaglio nel seguito, sono elettricamente collegati ad un convertitore analogico/digitale 13 (ADC), configurato in modo tale da essere attivato dai mezzi di elaborazione 9. Il segnale digitale da esso uscente è elaborato da un microcontrollore 12, compreso nei mezzi di elaborazione 9 ed a sua volta includente una memoria interna 12a.

I canali di ricezione 8a, 8b comprendono entrambi mezzi di amplificazione e filtro programmabili globalmente indicati con 16a, 16b, rispettivamente, il cui schema a blocchi è rappresentato in Fig. 3.

I mezzi di amplificazione e filtro 16a comprendono una struttura a due stadi 17, 18, il primo stadio 17 risulta configurabile alternativamente come un amplificatore di trasconduttanza ad alta sensibilità nel caso di una connessione diretta con un fotodiodo, o come un amplificatore di tensione nel caso di connessione ad un rilevatore preamplificato. Il secondo stadio 18, in serie al primo 17, comprende un amplificatore di tensione 19 a guadagno variabile, controllabile da software seguito da un filtro passa-alto 20 escludibile connesso inoltre all'ADC 13.

Nel primo stadio 17 sono presenti mezzi di somma 25 atti a sommare al segnale di ingresso proveniente dal rilevatore 10 segnali provenienti da un amplificatore differenziale ad alta impedenza 26 comprendente connessioni di output 50. A tali mezzi di somma 25 è accoppiato in modo escludibile un filtro passa-alto in modalità di integrazionesottrazione 22 per la compensazione di segnali in continua di background che possono risultare alcuni ordini di grandezza maggiori del segnale rilevato dai rilevatori 10. I mezzi di amplificazione e filtro 16b comprendono una struttura molto simile a quella dei mezzi 16a, comprendendo anch'essi una struttura a due stadi, con un primo stadio 17' comprendente un filtro passa-alto in modalità di integrazione-sottrazione 22' analogo al filtro passa-alto 22 ed un secondo stadio 18' realizzato analogamente al secondo stadio 18 dei mezzi 16a.

I mezzi di elaborazione comprendono inoltre mezzi di demultiplexing 24 atti a distinguerere il contributo di ciascuna singola sorgente 2 al segnale digitale in uscita dall'ADC 13. Detti mezzi di demultiplexing 24 comprendono a loro volta mezzi di moltiplicazione 31 e mezzi di integrazione 32 del segnale digitale.

Ai mezzi di elaborazione 9 è collegata altresì una unità di memoria di massa 28, per l'immagazzinamento dei dati da esso elaborati ed una pluralità di periferiche, comprendenti un trasmettitore/ricevitore universale seriale sincrono-asincrono (USART) 27 ed una interfaccia di tipo SPI 26.

Inoltre per la programmazione dei mezzi di elaborazione è disponibile una porta seriale I/O di controllo 29 nel corpo scatolare 4 così che ulteriori modifiche o miglioramenti della funzionalità dell'apparecchiatura 1 possono essere fatti senza disassemblare l'apparecchiatura stessa. Inoltre la porta seriale 29 è connessa alla periferica USART e ad una stazione di trasmissione radio 51 comprendente una antenna 52.

La memoria interna 12a, di tipo EEPROM, è atta alla memorizzazione di un programma atto a configurare i vari stadi dell'operazione di misura ed il relativo protocollo. Ulteriori unità di memoria 30, preferibilmente del tipo SRAM, sono collegate ai mezzi di elaborazione per aumentare la capacità di contenimento dati dei medesimi.

Sul corpo scatolare sono inoltre inglobati un visore LED 41, una tastiera 42 ed un segnalatore acustico 43.

L'apparecchiatura 1 è alimentata da una batteria ’44 e comprende inoltre una batteria tampone 45.

II metodo di misura secondo l'invenzione prevede, per effettuare una misura del grado di ossigenazione del tessuto T, l'emissione simultanea da ognuna delle sorgenti 2 (ad esempio nel numero di quattro) di un segnale luminoso nell'infrarosso ad una determinata lunghezza d'onda. Dai mezzi di pilotaggio 7a è impartita una modulazione, impostata nei mezzi di elaborazione 9, del segnale inviato da ogni sorgente 2, pertanto ad ogni sorgente n-esima (con n da 1 a N ed N pari al numero di sorgenti utilizzate) risulta accoppiata una funzione di modulazione fn, le cui caratteristiche saranno descritte in dettaglio nel seguito. Tramite un computer, non raffigurato, connesso all'apparecchiatura 1 per mezzo della porta seriale 29, i mezzi di elaborazione 9 sono programmati e configurati. In particolare, all'interno della memoria 12a è predisposta una tabella in cui sono riportati i valori delle funzioni di modulazione∫n prefissate. E'eventualmente inoltre modificato il programma di protocollo della misura, anch'esso residente nella memoria 12a.

Il metodo successivamente prevede che l'intensità di luce trasmessa dal tessuto T sia rilevata dal rilevatore di luce 10 e che il segnale S così ottenuto, pari a

ove fl„sono le risposte associate ad ogni singola n-esima sorgente 2, sia inviato al canale di ricezione prescelto, in questo caso 8b.

Nel canale di ricezione 8b, il segnale S viene filtrato ed amplificato convenientemente come descritto più sopra ed è quindi inviato al convertitore ADC 13, da cui il segnale è convertito da analogico in digitale. Il segnale pertanto è inviato dall'ADC al microcontrollore 12 sotto forma di un segnale digitale S'.

E' quindi prevista una fase di demultiplexing del segnale S' così elaborato, ovvero è realizzata una associazione ad ogni componente costituente il segnale S' della relativa sorgente che ha determinato tale componente. In particolare, per effettuare il demultiplexing, dai mezzi di moltiplicazione 31 è indipendentemente moltiplicato il segnale S' per ognuna delle funzioni fn e quindi tramite i mezzi di integrazione 32 ogni n-esimo segnale così ottenuto è convenientemente integrato in un opportuno intervallo di tempo. Grazie alla particolare struttura delle funzioni di modulazione prescelte, in questo modo si ottengono un numero N di componenti Sn pari al numero di sorgenti, ogni componente Sn essendo associata alla rispettiva n-esima sorgente.

Grazie alla trasformazione del segnale rilevato in un segnale digitale, la fase di demultiplexing può essere rappresentata tramite semplici operazioni algebriche effettuabili digitalmente per mezzo di un programma inserito nel microcontrollore 12 stesso, pertanto i mezzi di moltiplicazione 31 ed i mezzi di integrazione 32 altro non rappresentano che diverse fasi di un programma. Per eseguire tali operazioni, dal microcontrollore 12 è periodicamente interrogata la tabella contenente i valori assunti dalle funzioni fn simultaneamente per tutte le sorgenti 2, al fine di determinarne lo stato. In alternativa è prevista la realizzazione di un circuito analogico ove i mezzi di integrazione 32 comprendono un filtro passa basso (non raffigurato).

Le N componenti Sn così ottenute sono elaborate dal microcontrollore 12 tramite noti algoritmi per ottenere una misura del grado di ossigenazione del sangue. I dati ottenuti dal processo di misura sono quindi immagazzinati nella memoria 12a del microcontrollore 12 ed eventualmente, tramite la connessione seriale I/O sono scaricati in una memoria di massa esterna. In alternativa, i dati raccolti possono essere trasmessi via radio tramite la stazione di trasmissione 51 e l'antenna 52.

A causa dell'azione congiunta di assorbimento e diffusione, la luce rilevata dal rilevatore 10, risulta molto attenuata rispetto alla luce emessa dalle sorgenti 2. Il segnale rilevato pertanto risulta molto sensibile al rumore, specialmente di tipo elettromagnetico. L'introduzione della modulazione nel segnale emesso dalle sorgenti 2 permette di ridurre l'effetto del rumore elettromagnetico nei segnali rilevati. In particolare il tipo di modulazione utilizzato nel metodo della presente invenzione risulta efficace in caso di rumore a banda stretta ed inoltre consente di distinguere il contributo di ciascuna singola sorgente al segnale rilevato.

Un metodo di modulazione utilizzato nelle apparecchiature note, chiamato a tipo "lock-in", risulta non efficace a migliorare il rapporto segnale-rumore poiché le sorgenti di rumore più potenti che si trovano di solito in ambienti ospedalieri emettono nella stessa banda di frequenze in cui funziona la maggior parte dei componenti elettronici, per cui una modulazione lock-in (in cui le funzioni fn sono essenzialmente delle sinusoidi) non porterebbe ad alcun miglioramento.

Secondo una particolare caratteristica dell'invenzione, le funzioni f sono scelte in modo tale da avere un andamento simile a quello di un segnale di rumore, ovvero tali funzioni hanno una bassa cross-correlazione sia tra loro sia con sorgenti di rumore random o periodiche. Questo tipo di modulazione è chiamata di tipo a "spread-spectrum", a spettro allargato, come risulterà evidende dall'esempio seguente .

Nella fase di demultiplexing, l'n-esima componente del segnale S dovuto alla n-esima sorgente, è calcolata tramite i mezzi di moltiplicazione 31 e di integrazione 32,

L'ultima eguaglianza è dovuta al fatto che la crosscorrelazione delle funzioni di modulazione è stata scelta pari a zero, come sopra evidenziato, e quindi solo l'nesimo elemento della somma è diverso da 0. Nel caso di contaminazione da rumore, l'unico tipo di rumore che altererebbe questo processo di demultiplexing, ovvero influirebbe nel valore dell'integrale sopra calcolato, sarebbe un rumore molto vicino alla funzione fn. Tuttavia se la stessa fn ha una forma simile a quella di un segnale di rumore e per definizione rumori indipendenti mostrano un'alta autocorrelazione ed una bassa cross-correlazione, è molto improbabile che tale similitudine si verifichi. Pertanto nel processo di demultiplexing, tramite la moltiplicazione per fn, lo spettro di ogni altra sorgente di rumore è "disseminato" su tutto l'intervallo di frequenza occupato da fn e l'integrazione riduce l'ampiezza del rumore a livelli minimi.

In particolare, nel metodo secondo l'invenzione sono prescelte come funzioni di modulazione fn funzioni oscillanti tra 0 ed 1 in una sequenza pseudocasuale con bassa cross-correlazione. Inoltre per tutte le N sorgenti, queste sequenze sono periodiche con periodo comune e le transizioni di valore tra 0 ed 1 sono effettuate in istanti multipli di un intervallo di tempo comune. Funzioni che soddisfano a tali specifiche sono ad esempio i "codici gold" sviluppati dalla Magnavox Corporation.

L'apparecchiatura e il metodo descritti sono relativi alla misura dell'ossigenazione di un tessuto o di un organo, tuttavia il medesimo metodo ed apparecchiatura sono applicabili anche alla misura di ulteriori parametri, semplicemente utilizzando un diverso algoritmo di elaborazione delle componenti Sn ottenute come segnale in uscita dai mezzi di demultiplexing 24. Pertanto tale apparecchiatura può essere ad esempio un mammografo o un misuratore della percentuale di grasso nei tessuti.

L'invenzione risolve pertanto il problema proposto conseguendo numerosi vantaggi rispetto alle soluzioni note. Un primo vantaggio consiste nel fatto che, grazie al fatto che le operazioni di controllo della modulazione delle sorgenti e del successivo demultiplexing del segnale risultano semplici operazioni eseguibili da un programma, 1'hardware dell'apparecchiatura di misura in oggetto risulta molto limitato, semplificando la produzione dell'apparecchiatura stessa.

In aggiunta, grazie al metodo utilizzato di modulazione "spread-spectrum" dei segnali, la contaminazione del sgenale rilevato da parte di rumore è estremamente difficile e pertanto non sono necessarie schermature ingombranti .

I due vantaggi sopra elencati comportano che l'apparecchiatura di misura ottenuta sia di dimensioni ridotte e leggera, in altre parole portatile, garantendo in questo modo un utilizzo in ambienti non specifici, come ad esempio nei campi di allenamento degli atleti.

Claims (1)

1. RIVENDICAZIONI 1.Apparecchiatura per la misura non invasiva di parametri relativi ad un tessuto biologico tramite spettroscopia, in particolare a luce infrarossa, comprendente Una pluralità di sorgenti di luce, ognuna delle quali essendo atta ad emettere un segnale di luce ad una o più prefissate lunghezza d'onda in direzione di detto tessuto; un rilevatore di luce, atto a rilevare un segnale di luce trasmessa da detto tessuto in conseguenza dell'irraggiamento da dette sorgenti; mezzi di pilotaggio della luce emessa da dette sorgenti per modulare il segnale di luce emesso da ognuna di dette sorgenti, caratterizzata dal fatto di comprendere ulteriormente mezzi di elaborazione a cui sono assoggettati detti mezzi di pilotaggio per comandare in modalità "spreadspectrum" la modulazione dei segnali di luce emessa da dette sorgenti. 2.Apparecchiatura secondo la rivendicazione 1, in cui detti mezzi di elaborazione comprendono mezzi di demultiplexing connessi a detto rilevatore di luce per determinare il contributo di ognuna di dette sorgenti a detto segnale rilevato da detto rilevatore e produrre in uscita una pluralità di segnali proporzionali a detti contributi. 3.Apparecchiatura secondo la rivendicazione 2, in cui detti mezzi di demultiplexing comprendono mezzi di moltiplicazione atti a moltiplicare indipendentemente detto segnale rilevato con ciascuno di detti segnali di luce emessa ed emettere in uscita un numero di segnali moltiplicati pari al numero di dette sorgenti. 4.Apparecchiatura secondo la rivendicazione 3, in cui detti mezzi di demultiplexing comprendono mezzi di integrazione per integrare detti segnali moltiplicati in un opportuno intervallo di tempo ed ottenere detti contributi di ognuna di dette sorgenti a detto segnale rilevato da detto rilevatore. 5.Apparecchiatura secondo una o più delle rivendicazioni precedenti, in cui detti segnali di luce emessa sono funzioni oscillanti tra 0 ed 1 in una sequenza pseudocasuale con bassa cross-correlazione 6.Apparecchiatura secondo una o più delle rivendicazioni precedenti, in cui detti segnali di luce emessa sono codici gold. 7.Apparecchiatura secondo una o più delle rivendicazioni precedenti, comprendente mezzi di amplificazione e filtro di detto segnale rivelato interposti tra detto rilevatore e detti mezzi di elaborazione. 8. Apparecchiatura secondo una delle rivendicazioni da 2 a 7, comprendente una memoria per immagazzinare valori numerici di detti contributi di ognuna di dette sorgenti a detto segnale rilevato da detto rilevatore. 9. Apparecchiatura secondo una delle rivendicazioni da 2 a 8, in cui detti mezzi dì demultiplexing comprendono un programma eseguibile da detti mezzi di elaborazione. 10. Apparecchiatura secondo una o più delle rivendicazioni precedenti, in cui detto parametro è l'ossigenazione del tessuto biologico. 11. Apparecchiatura secondo una o più delle rivendicazioni precedenti, in cui detto parametro è la perfusione e/o la vascolarizzazione del tessuto biologico. 12. Metodo di misura non invasiva di parametri relativi ad un tessuto biologico tramite spettroscopia, in particolare a luce infrarossa, comprendente le fasi di: emettere un pluralità di segnali di luce in direzione di detto tessuto tramite una pluralità di sorgenti; rilevare un segnale di luce trasmessa da detto tessuto; - pilotare ognuno di detta pluralità di segnali di luce emessi da dette sorgenti tramite mezzi di pilotaggio; caratterizzato dal fatto di comprendere inoltre la fase di assoggettare detti mezzi di pilotaggio a mezzi di elaborazione; comandare detti mezzi di pilotaggio tramite detti mezzi di elaborazione per modulare detti segnali di luce emessa in modalità "spread-spectrum". 13. Metodo secondo la rivendicazione 12, comprendente inoltre la fase di demultiplexing del segnale rilevato per determinare il contributo di ognuna di dette sorgenti a detto segnale rivelato. 14. Metodo secondo la rivendicazione 13, in cui detta fase di demultiplexing comprende una fase di moltiplicare indipendente di detto segnale rilevato per ciascuno di detti segnali di luce emessa ed emettere in uscita un numero di segnali moltiplicati pari al numero di dette sorgenti. 15. Metodo secondo la rivendicazione 14, in cui detta fase di demultiplexing comprende una fase di integrare detti segnali moltiplicati in un opportuno intervallo di tempo ed ottenere detti contributi di ognuna di dette sorgenti a detto segnale rilevato da detto rilevatore. 16. Metodo secondo una delle rivendicazioni da 12 a 15, comprendente la fase di amplificare e filtrare detto segnale rilevato da detto rivelatori. 17. Metodo secondo una o più delle rivendicazioni da 13 a 16, comprendente la fase di immagazzinare in una memoria valori numerici di detti contributi di ognuna di dette sorgenti a detto segnale rilevato da detto rilevatore.