DE102014106499A1

DE102014106499A1 - Polarimetrisches Verfahren zur Messung des Gehaltes an optisch aktiven Substanzen im Kammerwasser des Auges

Info

Publication number: DE102014106499A1
Application number: DE102014106499.2A
Authority: DE
Inventors: Peter Westphal; Toufic Jabbour; Johannes-Maria Kaltenbach
Original assignee: Carl Zeiss AG
Current assignee: Carl Zeiss AG
Priority date: 2014-05-08
Filing date: 2014-05-08
Publication date: 2015-11-12
Also published as: WO2015169955A1

Abstract

Beschrieben wird ein polarimetrisches Verfahren zur Messung des Gehaltes an optisch aktiven Substanzen im Kammerwasser des Auges (22), bei dem (a) Messstrahlung (10) bei verschiedenen Wellenlängen (λ) und bestimmten Polarisationseigenschaften auf das Auge so eingestrahlt wird, dass sie in einem ersten Durchgang durch Augenhornhaut (21), die Doppelbrechungseigenschaften hat, in das Auge (20) eintritt und mindestens teilweise an der Augenlinse (23) reflektiert wird, (b) die ausgetretene Strahlung aufgesammelt und in einem Analysator (13, 14) gefiltert wird und die spektrale Intensität gemessen wird, (c) eine erste Messung mit den Schritten (a) und (b) durchgeführt wird, wobei die Polarisationseigenschaften auf minimale Beeinflussung der spektralen Intensität durch die optisch aktiven Substanzen eingestellt werden, (d) eine zweite Messung mit den Schritten (a) und (b) durchgeführt wird, wobei die Polarisationseigenschaften auf maximale Beeinflussung der spektralen Intensität durch optisch aktiven Substanzen eingestellt werden, und (e) aus den spektralen Intensitäten von erster und zweiter Messung der Gehalt an optisch aktiven Substanzen ermittelt wird.

Description

Die Erfindung bezieht sich auf ein polarimetrisches Verfahren zur Messung des Gehaltes an optisch aktiven Substanzen, insbesondere Glucose, Laktat oder Ascorbinsäure, im Kammerwasser des Auges durch Polarimetriemessung, wobei Messstrahlung bei verschiedenen Wellenlängen und bestimmten Polarisationseigenschaften auf das Auge so eingestrahlt wird, dass sie in einem ersten Durchgang durch Augenhornhaut, die Doppelbrechungseigenschaften hat, in das Auge eintritt, die Augenvorderkammer durchläuft und mindestens teilweise an der Augenlinse reflektiert wird, wieder die Augenvorderkammer durchläuft und in einem zweiten Durchgang durch die Augenhornhaut aus dem Auge austritt, und die ausgetretene Strahlung aufgesammelt und in einem Polarisator linear, zirkular oder ellipsisch polarisiert wird und die spektrale Intensität, d. h. die Intensität der Strahlung bei den verschiedenen Wellenlängen gemessen wird.
DE 10 2008 013 821 A1 beschreibt eine Vorrichtung und ein Verfahren zur Bestimmung von Konzentrationen optisch aktiver Substanzen im Kammerwasser des Auges, insbesondere von Glucose, Laktat oder Ascorbinsäure, wobei polarisierte Messstrahlung auf das Auge eingestrahlt wird, von der Augenlinse reflektierte Messstrahlung mit einem Polarisator linear, zirkular oder elliptisch polarisiert wird, und die reflektierte Messstrahlung mit einer spektrometrischen Anordnung quantitativ erfasst wird. Die Erfindung geht von einem solchen Verfahren aus.
Bei der Messung optisch aktiver Substanzen im Augenkammerwasser (z. B. Glucose, Lactose, Ascorbinsäure, Proteine, Aminosäuren) muss berücksichtigt werden, dass die Cornea eine deutliche Doppelbrechung aufweist und daher starken Einfluss auf den Polarisationszustand der Messstrahlung nehmen kann. Um den doppelbrechenden Einfluss der Cornea bei der Berechnung der Konzentrationen der optisch aktiven Substanzen berücksichtigen zu können, müssen Informationen über die bei der Messung aktuell vorliegende Cornea-Doppelbrechung vorliegen. Eine besonsere Schwierigkeit besteht darin, dass die Cornea-Doppelbrechung von Person zu Person stark schwankt, d. h. eine individuelle Eigenschaft – vergleichbar mit einem Fingerabdruck – darstellt. Darüber hinaus ist die Cornea-Doppelbrechung auch noch stark abhängig vom Ort, dem Einfallswinkel und von der Lichtwellenlänge.
Die Veröffentlichung V. Tuchin, „Handbook of Optical Sensing of Glucose in Biological Fluids and Tissues", CRC Press (2008) befasst sich mit verschiedenen Verfahren zum Ausgleich der Doppelbrechung der Augenhornhaut. In A. Stanworth und E. J. Naylor, J. Exp. Biol. 30, 160–163 (1953) ist dargestellt, dass die Doppelbrechung der Hornhaut beim senkrechten Durchtritt gering ist und mit zunehmend schrägem Einfall wächst. Die Veröffentlichung L. J. Bour und N. J. Lopes Cardozo, Vision Res. 21(9), 1413–1421 (1981) schlägt ein Verfahren vor, um den Unterschied der Ausbreitungsgeschwindigkeit als Funktion des Einfallspunktes auf die Pupillenebene zu messen. Dabei wurde festgestellt, dass die langsame Achse entlang einer Tangente an der Cornea verläuft und dass der Unterschied der Ausbreitungsgeschwindigkeit mit zunehmender Exzentrizität der posteriören Corneafläche steigt. In G. J. Van Blokland und S. C. Verhelst, JOSA A 1(1), 82–90 (1987) wurden erstmalig die Polarisationseigenschaften des menschlichen Auges in vivo mittels eines biaxialen Modells erläutert. Die Autoren stellen die Hypothese auf, dass mit zunehmend exzentrischem Einfall, d. h. mit Annäherung an den Limbus der Augenhornhaut, ein einaxiales Modell eine gute Näherung darstellt. In R. W. Knighton, X. R. Huang und L. A. Cavuoto, Opt. Express 16(18), 13738–13751 (2008) wurde mittels scannender Laserpolarimetrie eine Kartierung der Doppelbrechung der Hornhaut aufgestellt und es zeigte sich, dass eine umfassende Beschreibung der Doppelbrechung der Hornhaut es erfordert, die Hornhaut als biaxiales Material aufzufassen. Die Doppelbrechung in Randbereichen der Cornea ist Gegenstand der Veröffentlichungen G. P. Misson, Ophthalmic Physiol, Opt. 27(3), 256.264 (2007), J. W. Jaronski und H. T. Kasprzak, Ophthalmic Physiol, Opt. 23(4), 361–369 (2003), C. K. Hitzenberger, E. Gotzinger und M. Pircher, Bull Soc. Beige Ophthalmol 302, 153–168 (2006), und J. M. Bueno und F. Vargas-Martin, Appl. Opt. 41(1), 116–124 (2002). Weiter entwickelte der Stand der Technik in der Veröffentlichung B. Malik und G. L. Cote, J. Biomedical Opt. 15(3), 037012_1-037012_6 (2010) ein Modell mit räumlich variierenden Doppelbrechungseigenschaften der Hornhaut. Die geringste Beeinflussung des Polarisationsvektors fand man dabei für Strahlpositionen nahe dem Mittelpunkt zwischen dem cornealen Scheitelpunkt und dem Limbus. In V. F. Izotova, I. L. Maksimova, I. S. Nefedov, und S. V. Romanov, Appl. Opt. 36(1), 164–169 (1997) schließlich wurde die Cornea als anisotropes Schichtsystem modelliert. Mittels dieses Modells wurden die Jones-Matrizen der Cornea aus experimentell gemessenen Müller-Matrizen errechnet.
Ausgehend von diesem Stand der Technik liegt der Erfindung die Aufgabe zugrunde, ein polarimetrisches Verfahren zur Messung des Gehaltes an optisch aktiven Substanzen im Kammerwasser des Auges anzugeben, das durch die Doppelbrechungseigenschaften der Augenhornhaut verursachte Messfehler minimiert.
Die Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst durch ein Verfahren zur Messung des Gehaltes an optisch aktiven Substanzen, insbesondere Glucose, Laktat oder Ascorbinsäure, im Kammerwasser des Auges durch Polarimetriemessung, wobei

(a) Messstrahlung bei verschiedenen Wellenlängen und bestimmten Polarisationseigenschaften auf das Auge so eingestrahlt wird, dass sie in einem ersten Durchgang durch Augenhornhaut, die Doppelbrechungseigenschaften hat, in das Auge eintritt, die Augenvorderkammer durchläuft und mindestens teilweise an der Augenlinse reflektiert wird, wieder die Augenvorderkammer durchläuft und in einem zweiten Durchgang durch die Augenhornhaut aus dem Auge austritt,
(b) die ausgetretene Strahlung aufgesammelt und in einem Polarisator linear, zirkular oder ellipsisch polarisiert wird und die spektrale Intensität, d. h. die Intensität der Strahlung bei den verschiedenen Wellenlängen gemessen wird,
(c) eine erste Messung mit den Schritten (a) und (b) durchgeführt wird, wobei die Polarisationseigenschaften der Messstrahlung so eingestellt werden, dass eine minimale Beeinflussung der spektralen Intensität durch die optisch aktiven Substanzen gegeben ist,
(d) eine zweite Messung mit den Schritten (a) und (b) durchgeführt wird, wobei die Polarisationseigenschaften der Messstrahlung so eingestellt werden, dass eine maximale Beeinflussung der spektrale Intensität durch optisch aktiven Substanzen gegeben ist, und
(e) aus den spektralen Intensitäten von erster und zweiter Messung eine Angabe für den Gehaltes an optisch aktiven Substanzen ermittelt wird.

Die Aufgabe wird erfindungsgemäß auch gelöst durch ein polarimetrisches Verfahren zur Messung des Gehaltes an optisch aktiven Substanzen, insbesondere Glucose, Laktat oder Ascorbinsäure, im Kammerwasser des Auges (22), wobei
Messstrahlung bei verschiedenen Wellenlängen und bestimmten Polarisationseigenschaften auf das Auge so eingestrahlt wird, dass sie in einem ersten Durchgang durch Augenhornhaut, die Doppelbrechungseigenschaften hat, in das Auge eintritt, die Augenvorderkammer durchläuft und mindestens teilweise an der Augenlinse reflektiert wird, wieder die Augenvorderkammer durchläuft und in einem zweiten Durchgang durch die Augenhornhaut aus dem Auge austritt, und
die ausgetretene Strahlung aufgesammelt und in einem Analysator gefiltert wird und die spektrale Intensität, d. h. die Intensität der Strahlung bei den verschiedenen Wellenlängen gemessen wird, und
eine Kalibrier-Messung ausgeführt wird und daraus die Doppelbrechungseigenschaften der Augenhornhaut (21) in Form von Müller-Matrizen oder Jones-Matrizen ermittelt werden, wobei ein Produkt aus Matrizen, die eine erste Matrix beschreibend den ersten Durchgang durch die Augenhornhaut, (21) eine zweite Matrix beschreibend den zweiten Durchgang durch die Augenhornhaut (21) und eine dritte Matrix beschreibend die Reflexion an der Augenlinse (23) umfassen, mittels einer Variationsanalyse faktorisiert wird.
Die Erfindung sieht zwei Varianten vor. Dabei kann das Messverfahren, wie es aus der DE 10 2008 013 821 A1 bekannt ist, dahingehend ergänzt werden, dass Messstrahlung bei unterschiedlichen Positionseigenschaften eingestrahlt wird. Kerngedanke der Erfindung ist es, die Doppelbrechungseigenschaften der Cornea mit Hilfe der unterschiedlichen Polarisationseigenschaften zu berücksichtigen damit sie und in die Auswertung zur Bestimmung des Gehaltes an optisch aktiven Substanzen im Kammerwasser des Auges einfließen kann. Die erste Variante berücksichtigt die Doppelbrechungseigenschaften mittels zweier Messungen, die zweite Variante mittels der Matrizenbestimmung.
In der ersten Variante werden mindestens zwei Messungen mit unterschiedlichen Polarisationseigenschaften der Messstrahlung ausgeführt. Natürlich können diese erste und zweite Messungen auch mehrmals wiederholt werden, um das Signal/Rausch-Verhältnis zu verbessern.
Bevorzugt werden die beiden Messungen innerhalb einer Zeitspanne ausgeführt, die kürzer ist, als die Dauer typischer Augenbewegungen, welche im ein- bis zweistelligen Millisekundenbereich angesiedelt sind. Die Polarisationseigenschaften der Messstrahlung werden also so schnell gewechselt, dass keine wesentliche Bewegung des Auges relativ zum Einfallsort der Messstrahlung erfolgt. Mit der Bewegung des Auges relativ zur Messstrahlung würde die Doppelbrechung der Cornea sich ändern, da sie, wie der Stand der Technik zeigt, vom Ort und Einfallswinkel der Messstrahlung abhängt.
Die Änderung der Polarisationsstrahlung kann auf verschiedene Art und Weise erfolgen. Eine erste Reihe an Maßnahmen sieht eine Messstrahlung vor, deren Polarisationseigenschaften durch Umschalten eines Polarisators geändert wird, z. B. mit einem periodisch wechselnden Polarisator und/oder Phasenverzögerer mit unterschiedlicher Ausrichtung der Polarisationsachsen. Der Wechsel kann beispielsweise durch Rotieren eines Rades, das die unterschiedlichen Polarisatorkomponenten enthält, durchgeführt werden.
In einer zweiten Reihe an Maßnahmen ist es möglich, mindestens zwei Ursprungsstrahlen bereitzustellen, die unterschiedliche Polarisationseigenschaften haben. Die verschiedenen Polarisationseigenschaften der Messstrahlung werden dann dadurch erzeugt, dass zwischen den Ursprungsstrahlen umgeschaltet wird oder eine Mischung der Ursprungsstrahlung geändert wird. Hierzu können beispielsweise schaltbare Strahlteiler, LCD, LCoS, DMD oder mechanische Umschalteinrichtungen in Frage kommen.
Bevorzugt erfolgt die Umschaltung dadurch, dass mindestens zwei separat schaltbare Strahlungsquellen über mindestens einen Strahlvereiniger in einen gemeinsamen Strahlengang eingekoppelt werden, wobei zwischen jeder Strahlungsquelle und dem Strahlteiler Mittel zur Präparation der Polarisation vorgesehen sind. Die Umschaltung der Polarisation in dem gemeinsamen Strahlengang erfolgt dann dadurch, dass die Strahlungsquellen alternierend ein- und ausgeschaltet werden.
Die Doppelbrechungseigenschaften der Augenhornhaut können durch Müller-Matrizen oder Jones-Matrizen beschrieben werden – je nachdem ob der im Stand der Technik bekannte Müller-Formalismus oder der Jones-Formalismus verwendet wird. Der Müller-Matrix-Formalismus hat den Vorteil, dass er auch Depolarisationseffekte berücksichtigt. Nachfolgend wird auf den Müller-Formalismus Bezug genommen, ohne dass damit eine Einschränkung verbunden ist. Der erste Durchgang durch die Augenhornhaut, die Reflexion an der Augenlinse und der zweite Durchgang durch die Augenhornhaut können jeweils durch Matrizen beschrieben werden.
Für die erste Messung läßt sich die Einstellung der Polarisationseigenschaften der Messstrahlung so einstellen, dass sich eine minimale Beeinflussung der spektralen Intensität ergibt, mathematisch aus Gleichungen besonders einfach berechnen, die als Gleichungen IV.1 bis IV.4 in der Beschreibung weiteren aufgeführt sind.
Die Erfinder fanden heraus, dass die Verwendung unpolarisierter Messstrahlung eine gute Annäherung für die Polarisationseigenschaften ist, die eine minimale Beeinflussung der spektralen Intensität durch die optisch aktiven Substanzen haben. Es ist in einer Weiterbildung vorgesehen, dass die Polarisationseigenschaften der ersten Messung in Schritt (c) eine fehlende Polarisation der Messstrahlung sind. Unter dem Begriff „Polarisationseigenschaften” ist deshalb im Sinne dieser Beschreibung nicht nur eine bestimmte Polarisation, sondern auch das Fehlen einer Polarisation, d. h. eine unpolarisierte Strahlung zu verstehen.
Das polarimetrische Verfahren gemäß der Erfindung liefert in der Regel eine Relativangabe für den Gehalt an optisch aktiven Substanzen, d. h. keinen absoluten Wert. Um diesen zu erhalten, ist es bevorzugt, bei bekanntem Gehalt an optisch aktiven Substanzen im Kammerwasser eine Referenzmessung mittels der Schritte (c) und (d) durchzuführen und die dabei erhaltene Angabe als Referenzwert für die weitere Messung bei später unbekanntem Gehalt der optisch aktiven Substanzen im Kammerwasser zu verwenden.
In der zweiten Variante wird von einem oder jedem Auge, an dem später die Konzentration optisch aktiver Substanzen im Kammerwasser gemessen werden soll, zunächst die Müller- oder Jones-Matrix für den gesamten Augendurchgang (Cornea/Kammerwasser/Augenlinsenreflexion/Kammerwasser/Cornea) der Messstrahlung bestimmt. Jede der Wechselwirkungszonen ist mit einer Matrix beschreibbar. Die Kammerwasser-Durchgänge können hier vereinfachend als Einheitsmatrizen angenommen werden, da die Polarisationsveränderungen durch die Cornea und die Reflexion dominieren. Diese Matrix-Messung liefert das Produkt aus den genannten Matrizen. Durch eine Variationsanalyse wird dieses Produkt faktorisiert, d. h. die einzelnen Matrizen werden bestimmt. Mittels der Matrizen kann eine polarimetrische Messung dann hinsichtlich der Doppelbrechungseigenschaften z. B. der Honrhaut korrigiert werden.
Auf Basis der Müller- oder Jones-Matrizen für die Durchgänge durch die Augenhornhaut ist es auch besonders einfach, die Polarisationseigenschaften zu bestimmen, für die sich eine minimale Beeinflussung der spektralen Intensität und für die sich eine maximale Beeinflussung der spektralen Intensität aufgrund der optischen Aktivität der Kammerwassersubstanzen ergeben. Die zweite Variante kann also mit der ersten kombiniert werden.
Die Messungen zur Ermittlung der Matrizen können mehrfach an verschiedenen Stellen der Hornhaut durchgeführt werden, um die Hornhaut hinsichtlich der Matrizen zu kartographieren.
Es versteht sich, daß die vorstehend genannten und die nachstehend noch zu erläuternden Merkmale nicht nur in den angegebenen Kombinationen, sondern auch in anderen Kombinationen oder in Alleinstellung einsetzbar sind, ohne den Rahmen der vorliegenden Erfindung zu verlassen. Insbesondere können die beiden Varianten kombiniert werden.
Nachfolgend wird die Erfindung beispielsweise anhand der beigefügten Zeichnungen, die auch erfindungswesentliche Merkmale offenbaren, noch näher erläutert. Es zeigen:
1 eine Schemadarstellung einer Vorrichtung zur Ausführung eines polarimetrischen Verfahrens zur Messung des Gehaltes an optisch aktiven Substanzen im Kammerwasser des Auges,
2 eine Draufsicht auf ein Fixierlicht, das in der Vorrichtung der 1 zur Anwendung kommt, und
3 eine Schemadarstellung zur Erläuterung von Elementen einer Müller-Matrix.
1 zeigt schematisch eine Vorrichtung zur polarimetrischen Messung des Gehaltes an optisch aktiven Substanzen im Kammerwasser des Auges. Eine Messstrahlquelle, umfassend Strahlungsquellen 1 und 2 stellt Strahlung bereit, die durch einen Polarisator 3, 5 und einen Phasenverzögerer 4, 6 geleitet wird. Über einen strahlumlenkenden Spiegel 8 und einen Strahlteiler 7 werden die derart hinsichtlich ihrer Polarisationseigenschaften konditionierten Strahlungen überlagert und über ein strahlumlenkendes Element 9 als Messstrahlung 10 auf das Auge 20 geleitet. Die Messstrahlung 10 tritt in einem ersten Durchgang durch die Augenhornhaut 21, durchläuft die Augenvorderkammer 22, wird mindestens teilweise an der Augenlinse 23 reflektiert, läuft nochmals durch die Augenvorderkammer 22 und tritt in einem zweiten Durchgang wieder durch die Augenhornhaut 21 aus dem Auge 20 aus. Durch die zwei unabhängig voneinander schaltbaren Strahlungsquellen 1 und 2 können für die Messstrahlung 10 verschiedene Polarisationszustände, also Messstrahlung mit verschiedenen Polarisationseigenschaften präpariert werden. Die Polarisationseigenschaften können beispielsweise durch den Stokes-Vektor identifiziert werden.
Durch geeignete Drehung des Polarisators 3 und des Phasenverzögerers 4 kann mindestens für eine Wellenlänge jeder gewünschte, elliptische Polarisationszustand hergestellt werden. Die Polarisationszustände für andere Wellenlängen ergeben sich aus der Wellenlängenabhängigkeit des Phasenverzögerers 4. Insgesamt kann man damit bestimmte Polarisationseigenschaften für die Strahlung aus der Strahlungsquelle 1 einstellen. Gleiches gilt für die Strahlungsquelle 2, der der Polarisator 5 und der Phasenverzögerer 6 nachgeschaltet sind. Über den Strahlteiler 7, der vorzugsweise nicht-polarisierend ist, wird die Strahlung der beiden Strahlungsquellen räumlich überlagert. Durch gegensinniges Ein- und Ausschalten der Strahlungsquellen 1 und 2 kann die Messstrahlung 10 in schneller Folge unterschiedliche Polarisationseigenschaften zeigen.
Natürlich ist es auch möglich, beide Strahlungsquellen 1 und 2 gleichzeitig einzuschalten und durch die Überlagerung der entsprechenden Polarisationszustände der Messstrahlung bestimmte Polarisationseigenschaften zu verleihen. Diese Polarisationseigenschaften können dann weiter noch variiert werden, indem das Intensitätsverhältnis der beiden Strahlungsquellen 1 und 2 verändert wird. Dies läßt sich beispielsweise effektiv über eine Pulsweitenmodulation realisieren.
Die Verwendung von zwei Strahlungsquellen ist natürlich rein exemplarisch. Natürlich kann auch nur eine Strahlungsquelle verwendet werden, wobei die Verstellung der Polarisationseigenschaften dann durch Verstellung des entsprechenden Polarisators und Phasenverzögerers erfolgt. Gleichermaßen ist es möglich, kaskadenartig mit zusätzlichen Strahlteilern weitere Strahlungsquellen einzubinden, die jeweils entsprechende Polarisationselemente haben.
Die Strahlungsquelle bzw. die Strahlungsquellen sind gemäß dem in DE 10 2008 013 821 A1 beschriebenen Prinzip breitbandig, erstrecken sich beispielsweise über einen Strahlbereich von UV bis VIS oder bis NIR, insbesondere über einen Wellenlängenbereich von 0,3 bis 1 μm. Jede Strahlungsquelle kann auch aus mehreren Einzelquellen (z. B. Lasern und/oder LED) spektral zusammengesetzt sein. Bevorzugt ist ein Spektrum mit möglichst wenigen bzw. möglichst gering ausgeprägten spektralen Intensitätslücken. Allerdings kann es im Sinne der Erfindung vorteilhaft sein, die Intensität in dem Spektralbereich, in dem das menschliche Auge besonders sensitiv ist (ca- 500–600 nm) abzusenken, um Blendeffekte zu vermindern und die Sichtbarkeit des Fixierlichtes zu verbessern. Eine derartige Absenkung wird optional verwendet.
Die am Auge 20 reflektierte Messstrahlung fällt auf einen Strahlteiler 11, der einen Teil zu einem Detektor 16 abteilt, welche für die Intensitätsreferenzierung verwendet wird. Der Hauptteil der reflektierten Messstrahlung wird mittels eines Strahlumlenkelements 12 durch einen Phasenverzögerer 13 und einen Polarisator 14 geleitet und dann in einem Spektrometer 15 hinsichtlich seiner spektralen Intensität, d. h. der Intensität der Strahlung bei den verschiedenen Wellenlängen der Messstrahlung 10 gemessen. Das Spektrometer 15 wird von einer Steuer- und Auswerteeinrichtung 19 ausgelesen, die auch die Werte des Detektors 16 empfängt.
Der Detektor 16 besteht vorzugsweise aus einem baugleichen Spektrometer wie das Spektrometer 15.
Bis auf die Betriebsweise mit der schnellen Polarisationsumschaltung entspricht die Vorrichtung der 1 der aus der DE 10 2008 013 821 A1 bekannten Bauweise. Dies gilt insbesondere für die dort beschriebenen Ausgestaltungen der Polarisatoren für die Polarisatoren 3, 5 und 14 sowie hinsichtlich der Phasenverzögerer 4, 6 und 13. Der Offenbarungsgehalt dieser Druckschrift wird hinsichtlich der Optionen, die es für die einzelnen Komponenten gibt, und hinsichtlich der Bauweisen der Vorrichtung hier voll eingebunden.
Die Vorrichtung der 1 weist weiter ein Fixierlicht 17 auf, welches auf der optischen Achse auf das Auge 20 eingestrahlt wird. Das Fixierlicht 17 ist bevorzugt so gestaltet, dass die Blickrichtung gezielt gesteuert werden kann. 2 zeigt exemplarisch eine Draufsicht auf das Fixierlicht 17. In einer einfachen Bauweise besteht es z. B. aus fünf separaten Lichtquellen. Sie sind in 2 als schwarze Punkte dargestellt. Der zentrale Punkt repräsentiert die Hauptblickrichtung, bei der die polarimetrische Messung durchgeführt werden soll. Die vier schwarzen Punkte am Rand repräsentieren Blickrichtungen, die von der Hauptblickrichtung deutlich abweicht. Statt leuchtender Punkte können natürlich auch beliebig andere Symbole bzw. Kreuze oder Ringe verwendet werden.
Jegliche Änderung der Blickrichtung geht mit einer Änderung des Auftreffortes auf der Cornea-Oberfläche einher. Da hier nur kleine Änderungen (maximal einige Grad) betrachtet werden, kann man die entsprechende Cornea-Oberfläche als planar ansehen bzw. lediglich die Projektion der Oberfläche auf eine planare Ebene betrachten. In dieser Näherung genügt es, ein Koordinatenpaar (x, y) zu benennen, um den Auftreffort zu bezeichnen. Aufgrund der Geometrie der Messanordnung und der asphärischen Form der Cornea geht jegliche Änderung der Blickrichtung auch mit einer Änderung des Einfallswinkels der Messstrahlung auf die Cornea einher. Dies kann mit dem Winkelkoordinatenpaar (θ_x, θ_y) beschrieben werden. Innerhalb kleiner Winkelbereiche kann davon ausgegangen werden, dass das Koordinatenpaar (x, y) zu dem Winkelkoordinatenpaar (θ_x, θ_y) in eindeutiger Weise korreliert ist.
Mit Hilfe der einzeln schaltbaren Lichtquellen des Fixierlichtes 17 können Auftreffort und Einfallswinkel der Messstrahlung gesteuert werden, da sich das Auge unwillkürlich mit der Achse des schärfsten Sehens auf die gerade aktivierte Lichtquelle des Fixierlichtes 17 ausrichtet. Dieser Umstand wird in einer Ausführungsform des unten beschriebenen Verfahrens ausgenutzt. In 2 sind optionale, weitere einzeln schaltbare Lichtquellen durch Kreise dargestellt. Diese können genutzt werden, um eine Rasterung der Blickrichtung mit kleinen Schrittweiten zu ermöglichen. Weiterhin kann mit einer entsprechenden Ansteuerung auch eine stochastische Variation der Blickrichtung provoziert werden. Die Lichtquellen des Fixierlichtes sind so ausgelegt, dass sie auch während des polarisationsoptischen Meßvorgangs wahrgenommen werden und das Auge ausrichten.
Die Vorrichtung der 1 hat weiter eine Ausrichtvorrichtung beispielsweise in Form eines Iris-Trackers 18. Auf diese Weise kann eine noch bessere Ausrichtung des Auges in eine Grundjustierung zur Vorrichtung erreicht werden.
In einer ersten Ausführungsform des polarimetrischen Verfahrens zur Messung des Gehaltes an optisch aktiven Substanzen im Kammerwasser werden alternierend zwei unterschiedliche Polarisationszustände, die beispielsweise durch Stokes-Eingangsvektoren SE1 und SE2 wiedergegeben sind, betrachtet. Weiter seien folgende Bezeichnungen verwendet:

DB:: Doppelbrechung
ΔG:: Glucose-Konzentrationsdifferenz G2 – G1
j:: Index für Nummer einer Einzelmessung (jmax = 100 bis 1000)
SE1:: Stokes-Eingangsvektor 1 für maximale Glucose-Sensitivität
SE2:: Stokes-Eingangsvektor 2 für minimale Glucose-Sensitivität
I(λ)^SE1 _ref:: Spektrale Referenzintensität für SE1 bei der Glucose-Konzentration G1
I(λ)^SE2 _ref:: Spektrale Referenzintensität für SE2 bei der Glucose-Konzentration G1

Die Referenzintensitäten sind Mittelwerte, gemittelt über alle Einzelmessungen.

Δ(λ)^SE1 _DBx:: Spektraler Intensitätshub für SE1 durch Doppelbrechung in x-Richtung
Δ(λ)^SE1 _DBy:: Spektraler Intensitätshub für SE1 durch Doppelbrechung in y-Richtung
Δ(λ)^SE2 _DBx:: Spektraler Intensitätshub für SE2 durch Doppelbrechung in x-Richtung
Δ(λ)^SE2 _DBy:: Spektraler Intensitätshub für SE2 durch Doppelbrechung in y-Richtung
Δ(λ)^SE1 _G:: Spektraler Intensitätshub für SE1 durch Glucose.

Es sei angenommen, dass bei SE1 die maximale Glucose-Sensitivität und bei SE2 die minimale Glucose-Sensitivität vorliegt. Vereinfachend sei hier angenommen, dass die minimale Glucose-Sensitivität vernachlässigbar ist, also rechnerisch gleich Null gesetzt werden kann. Dies ist näherungsweise gegeben und vereinfacht die mathematische Beschreibung des Verfahrens. Die mathematische Beschreibung kann selbstverständlich auch dahingehend erweitert werden, dass die maximale Glucose-Sensitivität ungleich Null ist.
Es ist davon auszugehen, dass alle gerätetechnischen Komponenten sowie Wechselwirkungszonen des Auges mit der Messstrahlung wellenlängenabhängige Eigenschaften aufweisen. Daher sind alle Intensitäten I(λ) und Intensitätshübe Δ(λ) abhängig von der Wellenlänge λ.
Das Verfahren besteht in einer ersten Ausführungsform aus zwei Meßschritten:

a) einer Referenzmessung bei bekannter Glucose-Konzentration
b) einer Glucosemessung bei unbekannter Glucose-Konzentration.

Die Verfahrensschritte der Referenmessung sind:

1. Einschalten der ersten Messstrahlung, z. B. durch Einschalten der Strahlungsquelle 1 (Strahlungsquelle 2 aus);
2. Einstellen der Hauptblickrichtung mittels der mittleren Lichtquelle des Fixierlichtes, Messen der spektralen Referenzintensität I(λ)^SE1 _ref;
3. Einstellen einer Blickrichtung korrespondierend zu –x mittels einer linksseitigen Lichtquelle des Fixierlichtes, Messen der spektralen Intensität. Einstellen einer Blickrichtung korrespondierend zu +x mittels einer rechtsseitigen Lichtquelle des Fixierlichtes, Messen der spektralen Intensität. Berechnen des spektralen Intensitätshubs Δ(λ)^SE1 _DBx;
4. Einstellen einer Blickrichtung korrespondierend zu –y mittels einer unteren Lichtquelle des Fixierlichtes, Messen der spektralen Intensität, Einstellen einer Blockrichtung korrespondierend zu +y mittels einer oberen Lichtquelle des Fixierlichtes, Messen der spektralen Intensität, Berechnen des spektralen Intensitätshubs ΔI(λ)^SE1 _Dby;
5. Einschalten der zweiten Messstrahlung, z. B. durch Einschalten der Strahlungsquelle 2 (Strahlungsquelle 1 aus) und Durchführen der Schritte 2. bis 4. zum Ermitteln der Größen I(λ)^SE2ref, ΔI(λ)^SE2 _DBx und ΔI(λ)^SE2 _Dby.

Die Reihenfolge der Verfahrensschritte kann auch variiert werden. Für eine schnellere Durchführung kann auch auf Teilschritte verzichtet werden. Beispielsweise können die Messungen bei –x und –y weggelassen und die Intensitätshübe nur aus den Messungen bei +x und +y durch Vergleich mit den Referenzintensitäten (x = 0, y = 0) ermittelt werden.
Die Größe Δ(λ)^SE1 _G beschreibt die Glucose-Sensitivität und wird bevorzugt aus Simulationsrechnungen ermittelt, wobei die an sich bekannte Rotationsdispersion von Glucose einfließt. Alternativ kann Δ(λ)^SE1 _G auch messtechnisch ermittelt werden, indem Messungen verschiedener, bekannter Glucosekenzentrationen G durchgeführt werden.
Die Referenzmessung ist für jedes Individuum durchzuführen und liefert entsprechend individuelle Parameter. Diese Parameter können sich ggf. über längere Zeiträume durch Alterung ändern, so dass optional und bevorzugt die Referenzmessung in gewissen Zeitabständen zu erneuern bzw. zu überprüfen ist.
Die Verfahrensschritte der Glucosemessung sind:

1. Einstellen der Hauptblickrichtung, z. B. mittels der mittleren Lichtquelle des Fixierlichtes 17;
2. Einschalten der ersten Messstrahlung, z. B. durch Einschalten der Strahlungsquelle 1 (Strahlungsquelle 2 aus), Messen der spektralen Intensität I(λ)^SE1 _j;
3. Einschalten der zweiten Messstrahlung, z. B. durch Einschalten der Strahlungsquelle 2 (Strahlungsquelle 1 aus), Messen der spektralen Intensität I(λ)^SE2 _j;
4. jmax-faches Wiederholen der Schritte 2 und 3 (optional zur Signal/Rausch-Verbesserung).

Bei der Durchführung der Routinemessung wird davon ausgegangen, dass sich zwischen den Schritten 2 und 3 das Auge relativ zur Messstrahlung nicht bewegt. Dies ist in besonders guter Sicherheit gegeben, wenn zwischen den beiden Schritten weniger als etwa 20 ms liegen.
Bei jeder nächsten Wiederholung ist jedoch davon auszugehen, dass sich das Auge in nicht vernachlässigbarer Weise bewegt hat, so dass bei den j Einzelmessungen jeweils eine andere Doppelbrechung der Cornea vorliegt. Da die überwiegend drehartigen Bewegungen des Auges typischerweise unter einem Grad liegen, wenn ein Fixierlicht verwendet wird, kann angenommen werden, dass die spektrale Abhängigkeit der doppelbrechungsinduzierten Intensitäthübe konstant bleibt und lediglich Amplitudenänderungen (a, b) der Intensitätshübe auftreten.
Durch die Referenzmessung(en) der SE1 und SE2 (bei der bekannten Glucose-Konzentration G1) liegen die beiden ermittelten Intensitätskurven I(λ)^SE1 _ref und I(λ)^SE2 _ref vor. I(λ)^SE1 _j = I(λ)^SE1 _ref + a_j·ΔI(λ)^SE1 _DBx + b_j·ΔI(λ)^SE1 _DBy + ΔG·ΔI(λ)^SE1 _G (I.1) I(λ)^SE2 _j = I(λ)^SE2 _ref + a_j·ΔI(λ)^SE2 _DBx + b_j·ΔI(λ)^SE2 _DBy (I.2)
Aus (I.2) werden die Amplituden (a_j, b_j) mittels Anfitten (spectral unmixing) bestimmt. Aus (I.1) wird ΔG berechnet. Daraus ergibt sich: G2 = G1 + ΔG.
Mit den gemessenen spektralen Intensitätsverläufen können für jede Einzelmessung die Gleichungen (I.1) und (I.2) aufgestellt werden. Da davon ausgegangen wird, dass sich die Doppelbrechung zwischen den Schritten 2 und 3 (also innerhalb einer Einzelmessung) nicht ändert, erhalten beide Gleichungen dieselben Amplituden (a_j, b_j). Mit einfachen mathematischen Methoden kann aus dem Gleichungssystem die Glucose-Konzentrationsänderung (gegenüber der Referenzmessung) ΔG abgeleitet werden. Eine übliche Methode der Berechnung besteht beispielsweise darin, die Amplituden (a_j, b_j) zu variieren und nach den geringsten Abweichungen zwischen der linken und rechten Seite der jeweiligen Gleichung zu suchen. Aus jeder Einzelmessung j kann die Glucose-Konzentrationsänderung bestimmt werden. Zur Erhöhung der Genauigkeit wird über viele (jmax) Messungen gemittelt.
Für eine Ausführung, bei der Glucose-Sensitivitäten für SE1 und SE2 lediglich unterschiedlich, aber für keine der beiden Stokes-Vektoren Null ist, muss in (I.2) ein Term ΔG·ΔI(λ)^SE2 _G ergänzt werden. Die Berechnungen werden dann aufwendiger. Die grundsätzliche Vorgehensweise bei der Auswertung bleibt jedoch erhalten.
Alle genannten Verfahrensschritte bzw. Messvorgänge können statt für Glucose auch für andere optisch aktive Substanzen oder ein Gemisch von diesen Substanzen durchgeführt werden. Da sich die Rotationsdispersionen der optisch aktiven Substanzen im Kammerwasser unterscheiden, können deren Konzentrationsverhältnisse durch Anfitten einer linearen Überlagerung der Rotationsdispersion ermittelt werden.
Die Verwendung mehrerer Einzelmessungen hat den Vorteil, dass sich das Signal/Rausch-Verhältnis verbessert. In einer vereinfachten Ausführungsform ist es deshalb möglich, nur eine einzige Einzelmessung vorzunehmen. jmax hat dann den Wert 1.
Diese Option besteht auch für die nachfolgende Ausführungsform. Sie rastert bei der Referenzmessung die Cornea-Doppelbrechung um die Hauptblickrichtung herum ab und die zugehörigen spektralen Intensitätshübe werden gespeichert. Es wird also ein Doppelbrechungs-Mapping der Hornhaut 21 durchgeführt. Hierzu kann vorteilhaft das Fixierlicht 17 mit seiner Vielzahl von Einzellichtquellen verwendet werden.
Durch die jmax Referenzmessungen für SE1 und SE2 (bei der bekannten Glucose-Konzentration G1) liegen die 2·jmax Intensitätskurven I(λ)^SE1 _ref und I(λ)^SE2 _ref vor.
Bei jeder Einzelmessung wird nach den ähnlichsten drei (oder mehr) Referenzmessungen gesucht. Die Einzelmessung wird dann gewichtet aus den drei Referenzmessungen zusammengesetzt (Interpolation bzw. Extrapolation). Mit den so gewonnenen Gewichtungsfaktoren (c_j, d_j, e_j) wird die Glucose-Konzentration G1 aus Gl. (1) bestimmt. Gl. (1) I(λ)^SE1 _j = c_j·I(λ)^SE1 _ref,j1' + d_j·I(λ)^SE1 _ref,j2' + e_j·I(λ)^SE1 _ref,j3' + ΔG·ΔI(λ)^SE1 _G (II.1) Gl. (2) I(λ)^SE2 _j = c_j·I(λ)^SE2 _ref,j1' + d_j·I(λ)^SE2 _ref,j2' + e_j·I(λ)^SE2 _ref,j3' (II.2)
Aus (II.2) werden die Faktoren (c_j, d_j, e_j) mittels Anfitten (spectrl mixing) bestimmt. Aus (II.1) wird ΔG berechnet. Daraus ergibt sich: G2 = G1 + ΔG.
Der Vorteil ist, dass keine simulierten, spektralen Intensitätshöhe [Δ(λ)_DBx und Δ(λ)_DBr] nötig sind. Man hat eine größere Auswahl an Referenzmessungen, was ggf. ein besseres spektrales Anfitten erlaubt.
Eine zweite Ausführungsform des Verfahrens enthält ergänzend zu den bisherigen Verfahrensschritten die Messung individueller, d. h. personenspezifizierter Müller-Matrizen. Im allgemeinen variiert die Müller-Matrix mit der Wechselwirkungszone der Cornea mit der Messstrahlung sowie auch mit dem Einfallswinkel auf die Cornea. Die gemessenen Müller-Matrizen stellen daher Mitteilungen über die jeweiligen Wechselwirkungszonen dar. Die Matrix-Messung ist für die Durchführung des beschriebenen Verfahrens besonders vorteilhaft, da sie dazu dient, die optimalen Stokes-Vektoren (SE1 und SE2) mittels Simulation zu berechnen.
Es wird davon ausgegangen, dass alle gerätetechnischen Komponenten sowie alle Wechselwirkungszonen des Auges mit der Messstrahlung wellenlängenabhängige Eigenschaften aufweisen. Daher sind alle Stokes-Vektoren SV(λ) und Müller-Matrizen MM(λ) abhängig von der Wellenlänge λ. Für jede betrachtete Einzelwellenlänge besteht jeder Stokes-Vektor aus 4 Stokes-Parametern und jede Müller-Matrix aus 16 Matrix-Elementen. Siehe hierzu auch 3. Die dort mit durchgezogenen Linien umrandeten Matrixelemente haben einen starken Einfluss auf die Polarisationsrotation, die gestrichelt umrandeten Elemente einen starken Einfluss auf die Phasenverschiebung.
Im Müller-Matrix-Formalismus kann die Wechselwirkung der Messstrahlung mit dem Auge folgendermaßen beschrieben werden: SV(λ)_A = MM(λ)_C2·MM(λ)_R·MM(λ)_C1·SV(λ)_E (III.1)
Die Indizes haben dabei folgende Bedeutungen:

E:: Eintrittspolarisation der Messstrahlung (vor der Wechselwirkung mit dem Auge)
C1:: Erster Cornea-Durchgang der Messstrahlung
R:: Reflexion der Messstrahlung an der Augenlinse
C2:: Zweiter Cornea-Durchgang der Messstrahlung
A:: Austrittspolarisation der Messstrahlung (nach der Wechselwirkung mit dem Auge).

Die Müller-Matrizen für die beiden Cornea-Durchgänge müssen im allgemeinen als unterschiedlich angenommen werden. Der Einfluss des Kammerswassers auf die Polarisation der Messstrahlung wird bei der ersten Messung vernachlässigt, da er wesentlich kleiner ist als die Einflüsse der Cornea und der Reflexion.
Der Kern des Verfahrens besteht darin, zunächst mittels der ersten Messung das Produkt der drei oben genannten Müller-Matrizen zu messen und nachfolgend eine Faktorisierung dieses Produktes (Index „P”) durchzuführen. MM(λ)_P = MM(λ)_C2·MM(λ)_R·MM(λ)_C1 (III.2)
In Gleichung (III.2) sind zwei Müller-Matrizen bekannt, nämlich MM(λ)_P (wird gemessen) und MM(λ)_R (theoretische berechnete Müller-Matrix der Reflexion an der Augenlinse 23).
Die Messung von MM(λ)_P erfolgt nach den Methoden der spektralen Müller-Matrix-Ellipsometrie. Zur Berechnung von MM(λ)_R ist der Einfallswinkel der Messstrahlung auf die Augenlinse zu berücksichtigen.
Die gesuchten Müller-Matrizen MM(λ)_C1 und MM(λ)_C2 werden im Rahmen der biologisch und physikalisch möglichen Müller-Matrizen für Cornea-Durchgänge variiert und bei jedem Variationsschritt mit dem gemessenen Produkt MM(λ)_P verglichen. Die gesuchten Müller-Matrizen MM(λ)_C1 und MM(λ)_C2 ergeben sich bei der besten Erfüllung der Gleichung (III.2). Dabei kann auch ausgenutzt werden, dass die Müller-Matrix-Elemente aller beteiligten Müller-Matrizen in der Regel eine stetige Wellenlängenabhängigkeit aufweisen. Die Müller-Matrizen MM(λ)_P, MM(λ)_C1 und MM(λ)_C2 bei einer Wellenlänge λ1 sind also korreliert mit Müller-Matrizen MM(λ)_P, MM(λ)_C1 und MM(λ)_C2 bei einer Wellenlänge λ2. Die Stetigkeit für die Wellenlängenabhängigkeit kann somit genutzt werden, um den Variationsbereich beim Suchen der Müller-Matrizen einzuschränken.
Nach der Bestimmung von MM(λ)_C1 und MM(λ)_C2 werden vorteilhafte Geräte-Einstellungen für die zweite Messung von optisch aktiven Substanzen im Kammerwasser, insbesondere Glucose, berechnet.
Dazu wird (III.1) wie folgt erweitert: SV(λ)_A = MM(λ)_Pol2·MM(λ)_PhV2·MM(λ)_C2·MM(λ)KW₂·MM(λ)_R·MM(λ)_KW1·MM(λ)_C1·MM_PhV1·MM(λ)_Pol1·SV(λ)_E (III.3)
Die neuen Indizes in (III.3) haben dabei folgende Bedeutungen:

Pol1:: Polarisator 3 bzw. 5
PhV1:: Phasenverzögerer 4 bzw. 6
KW1:: Erster Kammerwasser-Durchgang
KW2:: Zweiter Kammerwasser-Durchgang
PhV2:: Phasenverzögerer 13
Pol2:: Polarisator 14.

Die Müller-Matrizen MM(λ)_KW2 und MM(λ)_KW1 beschreiben die wellenlängenabhängigen optischen Aktivitäten des Kammerwassers, was auch als Rotationsdispersion bezeichnet wird. Aufgrund etwas unterschiedlicher Wechselwirkungsstrecken, können die Müller-Matrizen MM(λ)_KW2 und MM(λ)_KW1 leicht unterschiedlich sein, wobei die beiden Matrizen auf die primär wirksame Müller-Matrix-Elemente M₂₃ und M₃₂ zurückgeführt werden können (siehe 3).
Um den Polarisationszustand der Messstrahlung am Detektor 15 korrekt zu beschreiben, werden optional alle Komponenten, die von der Messstrahlung passiert werden, in Form einer eigenen Müller-Matrix berücksichtigt, d. h. in das Produkt in Gleichung (III.3) aufgenommen. In einer Vereinfachung werden die Einflüsse der Strahlteiler und der Strahlumlenkungen in (III.3) vernachlässigt.
Zur Ermittlung vorteilhafter Stokes-Vektoren für die Messungen werden die Geräte-Komponenten mit den Müller-Matrizen MM(λ)_PhV1, MM(λ)_Pol1, MM(λ)_PhV2, MM(λ)_Pol2 in einer Simulationsrechnung variiert. Die Variationen können beispielsweise verschiedenen Einstellungen der Komponenten 3, 5, 4, 6, 13, 14 korrespondieren. Bei jeder Variation wird anhand von Gleichung (III.3) geprüft, wie stark der Einfluss der optisch aktiven Substanzen im Kammerwasser, d. h. der Müller-Matrizen MM(λ)_KW1 und MM(λ)_KW2, auf den resultierenden Stokes-Vektor SV(λ)_A ist.
Durch diesen Verfahrensschritt können insbesondere die optionalen Einstellungen der Komponenten 3, 5, 4, 6, 13, 14 sowie die Eingangspolarisation SV(λ)_E für minimale und maximale Sensitivität auf die optisch aktiven Substanzen (erste und zweite Messungen) ermittelt werden. Zu beachten ist dabei, dass für unterschiedliche Wellenlängen λ die optimalen Einstellungen verschieden sein können. Es werden deshalb bevorzugt Einstellungen gewählt, die im Mittel über alle betrachteten Wellenlängen ein gutes Ergebnis liefern.
Die beschriebenen Verfahrensschritte der Ausführungsform können wie folgt zusammengefasst werden:

1. Messen des Müller-Matrix-Produktes MM(λ)_P,
2. Berechnen der Reflexions-Müller-Matrix MM(λ)_R,
3. Faktorisieren von MM(λ)_P zum Ermitteln der Cornea-Müller-Matrizen MM(λ2)_C1 und MM(λ2)_C2,
4. Berechnen vorteilhafter Geräte-Einstellungen für minimale oder maximale Sensitivität auf optisch aktive Substanzen mittels Simulation, und
5. Verwenden der vorteilhaften Geräteeinstellungen zur Bestimmung der Konzentrationen der optisch aktiven Substanzen im Kammerwasser in den zwei polarisationsoptischen Messungen.

Die Ermittlung der Cornea-Müller-Matrizen ist für jedes Individuum durchzuführen und liefert entsprechend individuelle Parameter. Diese Parameter können sich ggf. über längere Zeiträume durch Alterung ändern, so dass bevorzugt die Referenzmessung in gewissen Zeitabständen erneuert bzw. überprüft wird.
Eine dritte Ausführungsform des Verfahrens betrifft die Frage, wie die Polarisationseigenschaften der Messstrahlung eingestellt werden können, um minimale bzw. maximale Beeinflussung der spektralen Intensität durch die optisch aktiven Substanzen zu erreichen. Der Polarisationszustand der Messstrahlung wird durch den Stokes-Vektor (S1, S2, S3, S4) wiedergegeben, der in normalisierter Schreibweise (1, s2, s3, s4) dargestellt werden kann. Um die Einstellung der Polarisationseigenschaften der Messstrahlung, letztlich also die Einstellung der entsprechenden polarisierenden und phasenverschiebenden Elemente zu ermitteln, ist es zweckmäßig, einen analytischen Ausdruck aufzustellen, der die gemessene Intensität als Funktion der optischen Systemparameter wiedergibt. Hier sind insbesondere der Analysator, d. h. der Phasenverzögerer 13 und der Polarisator 14 relevant. Der Polarisator 14 wird durch die optische Durchlassrichtung ϑ_L und den Transmissionsgrad τ in orthogonaler Richtung wiedergegeben. Bei einem idealen Polarisator gilt τ = 0. Der Phasenverzögerer wird durch drei Winkel δ_A, ϑ_A und ψ_A für die lineare Verzögerung, die Ausrichtung und die optische Rotation identifiziert. Für den Phasenverzögerer 14 sind δ_A, ϑ_A und ψ_A als Funktion der Wellenlänge entweder durch Messung oder aus Geräteparametern bekannt.
Weitere Parameter sind die drei Winkel δ_i, ϑ_i und ψ_i welche die i-te Cornea beschreiben. Der Parameter i wird für die beiden Cornea-Durchgänge verwendet werden, d. h. die Werte 1 oder 2 annehmen. Auch als Parameter zu berücksichtigen ist die Größe α = tan^–1(r_∥/r_⊥), welche durch die Reflexionskoeffizienten (r_∥/r_⊥) gegeben ist. Es handelt sich um einen Parameter, der das Reflektivitätsverhältnis beschreibt. Alle genannten Winkel sind auch hier als wellenlängenabhängig zu verstehen.
Auch von Auswirkung ist der Lichtweg durch das Kammerwasser, der durch die Parameter c (Glucosekonzentration), I1 (Wegstrecke bis zur Reflexion an der Augenlinse) und I2 (Wegstrecke von der Augenlinse weg) identifiziert sind.
Für typische Glucosekonzentrationen können die isotropen Fresnel-Koeffizienten verwendet werden, da eine Änderung durch Anisotropie um Größenordnungen kleiner ist als die Messgenauigkeit. Durch diese Parameter ergibt sich die Intensitätsänderung, die durch die Glucosekonzentration erhalten wird durch folgende Gleichungen: dI / dc = dM(1,1) / dc + dM(1,2) / dc·s₂· dM(1,3) / dc·s₃ dM(1,4) / dc·s₄ = b₁ + (b₂·s₂ + b₃·s₃ + b₄·s₄) (IV. 1) wobei

1, S_2-4:: normalisierter Stokes-Vektor

b₁ = (1 – τ)cos(2α)l₂k₂, b₂ = (1 – τ)[(L₂₁k₁ + sin(2α)L₂₂k₂)l₁ + (L₂₂k₂ + sin(2α)L₂₁k₁)l₂] + (1 + τ)cos(2α)l₁L₂₁, b₃ = (1 – τ)[(L₃₁k₁ + sin(2α)L₃₂k₂)l₁ + (L₃₂k₂ + sin(2α)L₃₁k₁)l₂] + (1 + τ)cos(2α)l₁L₃₁, b₄ = (1 – τ)sin(δ₁)[(cos(2ϑ₁)k₁ – sin(2α)sin(2ϑ₁)k₂)l₁ + (sin(2α)cos(2ϑ₁)k₁ – sin(2ϑ₁)k₂)l₂] + (1 + τ)sin(δ₁)cos(2ϑ₁)cos(2α)l₁, (IV.2)

L₂₁ = K₁₁sin(2ψ₁) + K_1Acos(2ψ₁),

L₃₁ = K₁₁sin(2ψ₁) + K_1Acos(2ψ₁),

L₂₂ = K₂₁sin(2ψ₁) + K_2Acos(2ψ₁),

L₃₂ = K₂₁sin(2ψ₁) + K_2Acos(2ψ₁),

Gemäß obigen Gleichungen erhält man für eine bestimmte Wellenlänge eine minimale Beeinflussung durch die optisch aktiven Substanzen dann, wenn die Anfangspolarisation (1, s2, s3, s4) senkrecht zum Vektor (1, b2, b3, b4) steht. Eine besonders einfache Realisierung dieser Bedingung erhält man durch unpolarisiertes Licht, also den Stokes-Vektor (1, 0, 0, 0). Diese Wahl hat den Vorteil, dass sie unabhängig von der Wellenlänge ist.
Die notwendige Ausrichtung auf der Analysatorseite, d. h. der Elemente 13 und 14 ergibt sich für das Paar (ϑ_A, ϑ_L) aus den Nullstellen von b1.
Für Messungen bei verschiedenen Wellenlängen kann man die Polarisationsstrahlung der Messstrahlung bei der ersten Messung unpolarisiert halten, muss jedoch (ϑ_A, ϑ_L) wellenlängenabhängig ändern, um eine möglichst geringe Beeinflussung durch die optisch aktiven Substanzen zu erhalten. Dies ist natürlich praktisch meist nicht möglich, da am Phasenverzögerer 13 und am Polarisator 14 ein Wellenlängengemisch ankommt. Es ist deshalb zu bevorzugen, (ϑ_A, ϑ_L) so zu wählen, dass über alle Wellenlängen gemittelt b1 ein Minimum hat.
Für die maximale Beeinflussung durch die optisch aktiven Substanzen, d. h. die Polarisationseigenschaften der Messstrahlung bei der zweiten Messung ist es zu bevorzugen, die Strahlung so zu polarisieren, dass der Stokes-Vektor (1, s2, s3, s4) parallel zu (1, b2, b3, b4) liegt.
Die Analsatorarameter (ϑ_A, ϑ_L) sind bevorzut so gewählt, dass
maximal ist, wobei wiederum eine Optimierung über alle Wellenlängen durchgeführt wird. Dadurch wird die Empfindlichkeit über den relevanten Wellenlängenbereich so hoch wie möglich gehalten.
In optionalen Ausgestaltungen können insbesondere folgende Merkmale vorgesehen sein:

• Periodisches oder stochastisches Ein- und Ausschalten von mehreren Strahlungsquellen, denen jeweils ein Polarisator und ein Phasenverzögerer mit eigenen Einstellungen zugeordnet ist.
• Mischen von mehreren Polarisationszuständen durch gleichzeitiges Einschalten mehrerer Strahlungsquellen.
• Periodischer oder stochastischer Wechsel von polarisationsändernden Elementen und Beleuchtung mit einer Strahlungsquelle.
• Periodisches oder stochastisches Umschalten eines Strahlteilers, dem unterschiedliche Polarisationszustände zugeführt werden.
• Synchronisieren von Strahlungsquellen, Fixierlicht und Detektoren.
• Verwendung von LED-basierter Strahlungsquellen.
• Verwendung von Laser-basierter Strahlungsquellen.
• Verwendung von lumineszierenden Leuchtstoffen in den Strahlungsquellen.
• Verwendung von Spektrometer-artiger Detektoren.
• Verwendung von Wire-Grid-Polarisatoren.
• Verwendung Folien-Polarisatoren.
• Verwendung von Kristall-Polarisatoren.
• Verwendung von Folien-Phasenverzögerern.
• Verwendung von Kristall-Phasenverzögerern oder von Babinet-Phasenverzögerern oder -komponenten.
• Verwendung eines Fixierlichtes mit variabel schaltbaren, lateral verteilten Leuchtobjekten.
• Mischen von mehreren Polarisationszuständen durch gleichzeitiges Einschalten mehrerer Strahlungquellen.
• Synchronisation von Strahlungquellen, Fixierlicht und Detektoren.
• Anpassung der verschiedenen Polarisationen der Messstrahlung an die individuelle Cornea-Doppelbrechung.

ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur

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Claims

Polarimetrisches Verfahren zur Messung des Gehaltes an optisch aktiven Substanzen, insbesondere Glucose, Laktat oder Ascorbinsäure, im Kammerwasser des Auges (22), wobei (a) Messstrahlung (10) bei verschiedenen Wellenlängen (λ) und bestimmten Polarisationseigenschaften auf das Auge so eingestrahlt wird, dass sie in einem ersten Durchgang durch Augenhornhaut (21), die Doppelbrechungseigenschaften hat, in das Auge (20) eintritt, die Augenvorderkammer (22) durchläuft und mindestens teilweise an der Augenlinse (23) reflektiert wird, wieder die Augenvorderkammer (22) durchläuft und in einem zweiten Durchgang durch die Augenhornhaut (21) aus dem Auge austritt, und (b) die ausgetretene Strahlung aufgesammelt und in einem Analysator (13, 14) gefiltert wird und die spektrale Intensität, d. h. die Intensität der Strahlung bei den verschiedenen Wellenlängen gemessen wird, dadurch gekennzeichnet, dass (c) eine erste Messung mit den Schritten (a) und (b) durchgeführt wird, wobei die Polarisationseigenschaften der Messstrahlung (10) so eingestellt werden, dass eine minimale Beeinflussung der spektrale Intensität durch die optisch aktiven Substanzen gegeben ist, (d) eine zweite Messung mit den Schritten (a) und (b) durchgeführt wird, wobei die Polarisationseigenschaften der Messstrahlung (10) so eingestellt werden, dass eine maximale Beeinflussung der spektralen Intensität durch optisch aktiven Substanzen gegeben ist, und (e) aus den spektralen Intensitäten von erster und zweiter Messung eine Angabe für den Gehaltes an optisch aktiven Substanzen ermittelt wird.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Schritte (c) und (d) innerhalb einer Zeitspanne aufeinander folgen, die kürzer als 20 ms ist, bevorzugt kürzer als 1–10 ms.
Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass zwischen den Schritten (c) und (d) die Polarisationseigenschaften der Messstrahlung (10) geändert wird, indem mindestens ein Polarisator (3, 4; 5, 6) umgeschaltet wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass zur Erzeugung der Messstrahlung (10) mindestens zwei Ursprungsstrahlen bereitgestellt werden, die unterschiedliche Polarisationseigenschaften haben, und zwischen den Schritten (c) und (d) die Polarisationseigenschaften der Messstrahlung (10) geändert wird, indem entweder zwischen den Ursprungsstrahlen umgeschaltet wird oder eine Mischung der Ursprungsstrahlen geändert wird, um die Messstrahlung (10) zu erzeugen.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass in Schritt (c) die erste Messung mit unpolarisierter Messstrahlung (10) durchgeführt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass bei bekanntem Gehalt an optisch aktiven Substanzen im Kammerwasser eine Referenzmessung mittels der Schritte (c) und (d) durchgeführt wird und die dabei erhaltene Angabe als Referenzwert für weitere Messungen mittels der Schritte (c) und (d) bei unbekanntem Gehalt der optisch aktiven Substanzen im Kammerwasser verwendet wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass mit den Schritten (a) und (b) eine Kalibrier-Messung ausgeführt wird und die Doppelbrechungseigenschaften der Augenhornhaut (21) in Form von Müller-Matrizen oder Jones-Matrizen ermittelt werden, wobei ein Produkt aus Matrizen, die eine erste Matrix beschreibend den ersten Durchgang durch die Augenhornhaut, (21) eine zweite Matrix beschreibend den zweiten Durchgang durch die Augenhornhaut (21) und eine dritte Matrix beschreibend die Reflexion an der Augenlinse (23) umfassen, mittels einer Variationsanalyse faktorisiert wird.
Verfahren nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass in Schritt (c) für die erste Messung die Polarisationseigenschaften der Messstrahlung (10) so eingestellt werden, dass die der Stokesvektor der Messstrahlung (10) orthogonal zu den Vorgaben der Gleichungen IV.1 bis IV.4 der Beschreibung steht.
Polarimetrisches Verfahren zur Messung des Gehaltes an optisch aktiven Substanzen, insbesondere Glucose, Laktat oder Ascorbinsäure, im Kammerwasser des Auges (22), wobei Messstrahlung (10) bei verschiedenen Wellenlängen (λ) und bestimmten Polarisationseigenschaften auf das Auge so eingestrahlt wird, dass sie in einem ersten Durchgang durch Augenhornhaut (21), die Doppelbrechungseigenschaften hat, in das Auge (20) eintritt, die Augenvorderkammer (22) durchläuft und mindestens teilweise an der Augenlinse (23) reflektiert wird, wieder die Augenvorderkammer (22) durchläuft und in einem zweiten Durchgang durch die Augenhornhaut (21) aus dem Auge austritt, und die ausgetretene Strahlung aufgesammelt und in einem Analysator (13, 14) gefiltert wird und die spektrale Intensität, d. h. die Intensität der Strahlung bei den verschiedenen Wellenlängen gemessen wird, dadurch gekennzeichnet, dass eine Kalibrier-Messung ausgeführt wird und die Doppelbrechungseigenschaften der Augenhornhaut (21) in Form von Müller-Matrizen oder Jones-Matrizen ermittelt werden, wobei ein Produkt aus Matrizen, die eine erste Matrix beschreibend den ersten Durchgang durch die Augenhornhaut, (21) eine zweite Matrix beschreibend den zweiten Durchgang durch die Augenhornhaut (21) und eine dritte Matrix beschreibend die Reflexion an der Augenlinse (23) umfassen, mittels einer Variationsanalyse faktorisiert wird.
Verfahren nach Anspruch 7, 8 oder 9, dadurch gekennzeichnet, dass die Kalibrier-Messung für verschiedene Orte der Augenhornhaut (21) wiederholt und eine Kartierung der Matrizen auf der Augenhornhaut (21) durchgeführt wird.