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Die vorliegende Erfindung betrifft
Verfahren und Anordnungen zur Messung der Dispersion und der Bestimmung
der Konzentration in Medien, wie Geweben und wässrigen Lösungen, enthaltener und die
Dispersion beeinflussender Stoffe. Die hier beschriebenen Anordnungen
eignen sich zur räumlich lokalisierten
Messung der Dispersion verschiedener Ordnungen in transparenten
und teiltransparenten Geweben und Körperflüssigkeiten, insbesondere im Kammerwasser
des menschlichen Auges. Aus dieser Dispersionsmessung lässt der
Wert darin enthaltenen Konzentrationen, wie beispielsweise von Glukose
bestimmen.
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Eine in vieler Hinsicht noch unerforschte
Frage ist die Dynamik des Glukosegehalts in den verschiedenen Körpergeweben,
insbesondere des Auges. Die hier vorgeschlagenen Lösungen erlauben auch
eine schnelle quantitative Bestimmung des Glukosegehalts in transparenten
und halbtransparenten Geweben. Damit wird eine vollständig nicht-invasive Methode
zur Blutzuckerbestimmung bei Diabetikern zur Verfügung gestellt.
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Bei Diabetes, vor allem bei Diabetes
mellitus, ist eine optimale Einstellung des Blutzuckerspiegels Voraussetzung
für die
Vermeidung von Folgeerkrankungen. Nur Diabetiker, die ihre Stoffwechselwerte regelmäßig kontrollieren,
können
Spätkomplikationen
verzögern
oder sogar verhindern. Der Blutzuckerspiegel des Menschen liegt
normal zwischen 50 mg/dl und höchstens
140 mg/dl (nach dem Essen). Ziel der Diabetestherapie ist, diesen
Blutzuckerwerten möglichst
nahe zu kommen.
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Die gegenwärtige Standard Blutzucker-Messung
auf Basis der Glukose-Oxydation
erfordert eine Blutentnahme aus dem Körper, ist also ein invasives Verfahren.
Wegen der Angst vor Selbstverletzung und Schmerzen ist diese Methode
jedoch stark eingeschränkt.
Dies kann insbesondere bei diabetisch erkrankten Kindern, bei denen
die Eltern die Messung durchführen
müssen,
zum Problem werden. Auch werden von Diabetikern Messungen, die unter Umständen in
der Öffentlichkeit
stattfinden müssten, oft
unterlassen. Bei älteren
Menschen kann die Blutzuckermessung wegen Verhornung der Fingerkuppen
und mangelhafter Durchblutung mit den herkömmlichen Methoden oft gar nicht
mehr durchgeführt
werden.
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Nach dem bekannten Stand der Technik
gibt es einige teil-invasive Verfahren, wie die Iontophorese (z.
B. Gluco Watch von Cygnus), die nur eine geringfügige Verletzung (Abrasion)
der Epidermis erfordern. Nachteilig bei diesen Methoden ist das
Erfordernis des engen, durch nichts (auch nicht durch Schweiß) gestörten Hautkontakts
und die durch die Haut bedingte Zeitverzögerung.
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Die meisten nicht-invasiven Verfahren
arbeiten optisch (siehe: McNichols RJ & Coté GL (2000) Optical glucose
sensing in biological fluid: an overview. Journal of Biomedical
Optics 5(1): 5-16). Hierzu gehören
Methoden, die auf Basis von NIR Transmission und Remission oder
von Lichtreflexion arbeiten, sowie Polarimetrie und Raman-Spektroskopie
benutzen. Weiterhin wurden auf Basis der OCT arbeitende Streulichtverfahren,
auf IR Emissions-Spektrometrie beruhende Methoden und photoakustisch
arbeitende Verfahren beschrieben (Zuomin-Zhao and Myllyla, R. Photoacoustic
determination of glucose concentration in whole blood by a near-infrared
laser diode. Proc. SPIE 4256, 77-83. 2001). Allerdings hat keines dieser
nicht-invasiven Verfahren bisher Anwendung gefunden. Gründe hierfür sind:
zu geringe Empfindlichkeit der Verfahren, zu große Streuung der Messwerte oder
zu umständliche
Anwendung für
den Patienten.
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Eine grundsätzliche Methode zur Messung der
Dispersion verschiedener Ordnung in Transmission haben van Engen
u. a. 1998 beschrieben (Van-Engen-AG,
Diddams-SA, and Clement-TS. Dispersion measurements of water with
white-light interferometry. Applied-Optics 37(24), 5679-5686. 1998). Hierbei
wird in einem ersten Schritt das von der Messprobe beispielsweise
im Messarm eines Michelson-Interferometers erzeugte Interferogramm
G(τ) registriert,
Fourier-transformiert und liefert I(ω)=S(ω)exp[ik(ω)d]. Ein Polynom-Fit an die
Phasenwerte k(ω)·d bildet
die Basis zur Bestimmung der Dispersionen verschiedener Ordnungen
als Glieder einer Taylor-Reihe. Das Verfahren von van Engen u. a.
arbeitet im Durchlicht und erfordert Küvetten bekannter Tiefe. Ein
solches Verfahren ist deshalb am Auge nicht anwendbar.
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Der vorliegenden Erfindung liegt
die Aufgabe zugrunde eine technische Lösung zur nicht-invasiven Bestimmung
der Stoffkonzentration in transparenten oder teiltransparenten okulären Flüssigkeiten
oder Geweben, insbesondere der Glukosekonzentration zu entwickeln.
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Erfindungsgemäß wird die Aufgabe durch die
Merkmale der unabhängigen
Ansprüche
gelöst. Bevorzugte
Weiterbildungen und Ausgestaltungen sind Gegenstand der abhängigen Ansprüche.
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Die hier dargelegten Verfahren und
Anordnungen liefern zuverlässige
und genaue Messwerte und sind einfach und bequem handhabbar. Die
Lösungen
beruhen auf der Messung der Dispersion des Kammerwassers des Auges.
Zur Messung genügt ein
Blick in den aus dem Gerät
austretenden Zielstrahl und ein Knopfdruck zur Auslösung der
Messung. Gegenstand der Anmeldung sind 2 unterschiedliche Anordnungen
zur Messung der Dispersionen und des Glukosegehalts in okulären Geweben und/oder
anderen teiltransparenten Substanzen. Da die vorgeschlagenen Lösungen mit
reflektiertem Licht arbeiten, kann zusätzlich die Tiefe der von der Messung
erfassten Kompartimente, wie beispielsweise die Korneadicke und
die Vorderkammertiefe gemessen werden.
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Die Erfindung wird nachfolgend anhand
unterschiedlicher Ausführungsbeispiele
beschrieben. Dazu zeigen
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1:
das optische Prinzip des Kurzkohärenz-Interferometers
zur Dispersions- und Glukose-Messung,
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2:
eine Reihe von Teilinterferogrammen von okulären Grenzflächen,
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3:
das spektrale Interterogramm für
eine lichtreflektierende Stelle,
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4:
ein empirisches Kalibrierungsdiagramm für die Glukosekonzentration,
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5:
das Signal eines Kalibrier-Interferometers,
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6:
das optische Prinzip des Spektral-Interferometers zur Dispersions-
und Glukose-Messung und
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7:
den Gebrauch eines erfindungsgemäßen Glukometers.
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Die im folgenden beschriebenen Anordnungen
und Verfahren kombinieren Kurzkohärenz Längenmessung mit Kurzkohärenz Dispersionsmessung und
sind für
in vivo Messungen am Auge geeignet. Die zugrundeliegenden physikalischen
Methoden sind
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- – die
Kurzkohärenz-Interferometie
und
- – die
Spektral-Interferometie.
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Diese Methoden sind als Time-domain
LCI und als Fourier-domain LCI bekannt; siehe den Aufsatz von A.
F. Fercher und C. K. Hitzenberger: Optical Coherence Tomography,
in: Progress in Optics Vol. 44 (2003), Ch. 4, Editor E. Wolf. Gegenüber den
dort beschriebenen Verfahren und Anordnungen der Kurzkohärenz-Längenmessung
ermöglichen
die vorgeschlagenen Lösungen
sowohl die Messung der Längen
der Kompartimente als auch die Messung deren Dispersionen. Insbesondere
die Messung der Dispersionen und des daraus folgenden Glukosegehalts
in Kompartimenten wie Geweben und wässrigen Lösungen, beispielsweise dem
Kammerwasser des menschlichen Auges, sind wesentlicher Bestandteil
der vorliegenden Lösung.
Gegenüber
den bisherigen Methoden der Interferenz-Refraktometrie messen die
hier vorgeschlagenen Anordnungen und Verfahren nicht nur die Dispersion
der durchstrahlten Medien sondern auch deren Dicke. Die erfindungsgemäßen Lösungen basieren
auf zwei unterschiedlichen Messstrahlengängen und den zugehörigen beiden
Berechnungsverfahren.
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Die zugrunde liegenden Technologien
der Kurzkohärenz-Korrelations-Interferometrie und
der Spektral-Interterometrie führen
zu zwei unterschiedlichen Messstrahlengängen (gemäß der 1 und 6). In
beiden Fällen
befindet sich die Probe in dem einen Arm eines Zweistrahl-Interferometers,
beispielsweise eines Michelson-Interferometers. Während bei
der Kurzkohärenz-Korrelations-Interferometie
der Referenzspiegel 14 des Interferometers zur Aufnahme des
Interterogramms am Interferometer-Ausgang bewegt wird, bleibt der Referenzspiegel 14 bei
der Messung per Spektral-Interterometrie ortsfest. Als Referenzspiegel 14 kommt
vorzugsweise ein Tripelspiegel bzw. Tripelprisma zum Einsatz. Das
am Interterometer-Ausgang
austretende Lichtbündel
wird mit einem Spektralphotometer analysiert. Beide Methoden liefern
nach einigen Zwischenschritten die frequenzabhängige Übertragungsfunktion der Probe,
aus deren Phasentermen man die Dispersionen des Probenstoffs berechnet.
Im folgenden werden zunächst die
einzelnen Schritte der zwei Berechnungsverfahren und anschließend die
beiden Messanordnungen detailliert beschrieben.
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1. Berechnungsverfahren
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1.1. Längen- und Dispersionsmessung
mittels Kurzkohärenz
Korrelations-Interferometrie
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1.1.1 Längenmessung
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Am Interferometerausgang wird durch
einen beispielsweise kontinuierlich verschobenen Referenzspiegel
eine laufend veränderte
optische Wegdifferenz L zwischen Referenz- und Messstrahl und damit
ein von der Laufzeitdifferenz τ abhängiges Interferogramm
G(τ) hervorgerufen.
Die Laufzeitdifferenz τ =
L / c ist der hierbei zwischen den Teilstrahlen des Interferometers
auftretende Zeitverzug. G(τ)
ist ein Signal, wie in der 2 abgebildet.
Aus dem Abstand der Teilinterferogramme 21, 22,
usw. (in unserem Ausführungsbeispiel
bis 24) ergeben sich, wie in der Kurzkohärenz-Korrelations-Interferometie üblich, die
Dicken der Kompartimente.
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1.1.2 Dispersionsmessung
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Erfindungsgemäß erhält man die ortsabhängigen Dispersionswerte
aus den isolierten Teilinterferogrammen
21 bis
24.
Zunächst
erhält
man durch Fourier-Transformation
komplexe Teilinterferogramm-Spektren I
21(ω) , I
22(ω)
, usw.. Die Teilinterferogramm-Spektren I
21(ω), I
22(ω)
usw. haben die spektralen Phasen Φ
21(ω) = 2k(ω)d
1, Φ
21(ω)
= 2k(ω)d
2 usw. woraus man – nach einem wahlweise vorher durchgeführten Polynom-Fit
mit beispielsweise Zernike-Polynomen – nach van
Engen u. a. (1998) Ausdrücke
für die
Ableitungen der Wellenzahlen k(ω)
bekommt: Die s-ten Ableitungen der Wellenzahlen k(ω)
bestimmt aus den Teilinterferogrammen
21,
22,
usw., sind die Dispersionen ster Ordnung für die Strecken d
1,
d
2, usw..
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1.2. Längen- und Dispersionsmessung
mittels Spektral-Interferometrie
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1.2.1 Längenmessung
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Zunächst wird das am Interferometerausgang
bei fixem Referenzspiegel auftretende spektrale Interferogramm i(ω) registriert.
Für einzelne
lichtremittierende Stellen im Messobjekt hat der Intensitätsverlauf
dieses Interferogramms in der Spektralebene 70 des Spektrometers
ein Periodenlänge
P im ω-Raum,
die indirekt proportional zum Abstand dieser Stelle von der virtuellen
Position des Referenzspiegels (gespiegelt um den Strahlteiler des
Interferometers) ist. Siehe dazu 3.
Durch Hilbert-Transformation von i(ω) erhält man das komplexe Interferogramm
I(ω). Eine
Fourier-Transformation liefert das Interferogramm G(τ) und damit
auch die Teilinterferogramme sowie die Dicken der Kompartimente, wie
zuvor unter Punkt 1.1.1 beschrieben.
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1.2.2 Dispersionsmessung
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Die Dispersion kann grundsätzlich wie
unter Punkt 1.1.2, anhand der Teilinterferogramme berechnet werden.
Wegen der geringen Anzahl von Abtastwerten je Teilinterferogramm
würde dies
jedoch eine geringe Empfindlichkeit und Genauigkeit liefern. Größere Empfindlichkeit
erhält
man, wenn man erfindungsgemäß wie folgt
vorgeht: Das Interferogramm-Spektrum I(ω) enthält je nach Distanz der lichtremittierenden
Stelle im Auge Lichtanteile mit unterschiedlich großen Periodenlängen P im ω-Raum. Die
Abtastung muss dem Sampling-Theorem entsprechend mit so hoher Raumfrequenz
erfolgen, dass Aliasing unterbleibt. Das ist nach den Regeln der
Spektral-Interferometie der Fall, wenn
Abtastwerte registriert werden;
ist dabei der Streuvektor, Δω die Frequenzbandbreite des
Lichts und z
S der maximale Abstand einer
lichtremittierenden Messobjektstelle von der virtuellen Position
des Referenzspiegels (gespiegelt um die Strahlteilerfläche des
Interferometers).
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Wie 3 zu
entnehmen ist, gehören
zu den vom Referenzspiegel am weitest entfernten Reflexionsstellen
die kleinsten Periodenlängen
P im Intensitätspektrum
und damit die größten 1/P-Frequenzen im
Intensitätsverlauf
in der Spektralebene 70. Um Verwechslungen mit der Lichtfrequenz ω zu vermeiden,
wird diese Frequenz als „1/P-Frequenz" bezeichnet. Die
Abtastung in der Spektralebene 70 muss daher so erfolgen,
dass das Sampling-Theorem für
die von der Referenzspiegelposition virtuell am weitest entfernten
Reflexionsstellen erfüllt
wird, da es sonst wegen des „Aliasing" Phänomens zur Verschiebung
von Signalanteilen entlang der Messstrecke kommt. Zur Messung wird
der Referenzspiegel so positioniert, dass seine virtuelle Lage möglichst
nahe jener Messobjektposition kommt (am Auge beispielsweise die
Linsen-Vorderfläche),
wo die Dispersion bestimmt werden soll. Hierzu gehören dann
die tiefsten 1/P-Frequenzen im Intensitätsverlauf in der Spektralebene 70 bzw.
die größten Periodenlängen P.
Nach erfolgter Abtastung werden die höheren 1/P-Frequenzen im Intensitätsverlauf
in der Spektralebene 70 rechnerisch eliminiert. Die Dispersionen
werden erfindungsgemäß aus der
Phase Φ(ω) = k(ω)d des verbleibenden
1/P-Tiefpass-Spektrums im Intensitätsverlauf in der Spektralebene 70 bestimmt.
Man erhält
die Dispersionen zu der dem Referenzspiegel virtuell nächstliegenden
Grenzfläche.
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2. Anordnungen
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2.1 Kurzkohärenz-Korrelations-Interferometrie
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Das optische Prinzip des Kurzkohärenz-Interferometers
ist in der 1 dargestellt.
Eine zeitlich kurzkohärente
Lichtquelle 1, beispielsweise eine Superlumineszenzdiode
oder ein Multimodenlaser, eine LED, eine Plasmalichtquelle, eine
Halogenlampe oder eine Glühlampe
emittiert einen kurzkohärenten Lichtstrahl 2,
der von der Optik 3 kollimiert wird, in das modifizierte
Michelson-Interferometer mit dem Strahlteiler 4. Der Strahlteiler 4 teilt
diesen Strahl in Messstrahl 5 und Referenzstrahl 6.
Der Messstrahl 5 trifft auf das Auge 7 und wird
von dessen Grenzflächen,
beispielsweise Kornea-Vorderfläche 8,
Kornea-Rückfläche 9,
Linsen-Vorderfläche 10,
Linsen- Rückfläche 11 und
Fundus 12 zurück
reflektiert. Die reflektierten Lichtwellen 45 durchlaufen
das Interferometer und treffen auf den Photodetektor 13.
Der Referenzstrahl 6 wird von dem Tripelprisma 14 reflektiert,
transmittiert die Planplatte 15 (ein zweites Mal) und wird
von der Rückfläche des
Strahlteilers 4 auf den Photodetektor 13 reflektiert,
wo es zur Interferenz mit den vom Auge 7 reflektierten
Wellen 45 kommt.
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Zur Registrierung des Interferogramms
G(τ) wird
der Referenzspiegel 14 mit Hilfe einer aus Schlitten 16,
Führung 17,
Antriebsspindel 18 und Motor 19 bestehenden Scanningvorrichtung
bewegt. Damit verbunden ist eine Doppler-Verschiebung der reflektierten Referenzwelle.
Das Interferogramm G(τ)
erhält
man aus dem photoelektrischen Signal des Detektors 13 durch
Frequenzbandfilterung bei der Dopplerfrequenz. Wenn die optischen
Wegstrecken in Messstrahl 5 und Referenzstrahl 6 innerhalb
der Kohärenzlänge gleich
groß sind,
wie beispielsweise in der 1 mit
der Strecke D für
die Linsen-Vorderfläche 10 angedeutet,
tritt am Photodetektor 13 ein photoelektrisches Wechsel-Signal
mit dieser Dopplerfrequenz auf, wie in der 2 mit dem Teilinterferogramm 23 angedeutet.
Die z-Koordinate der 2 ist über die
Geschwindigkeit ν des
Referenzspiegels 14 mit der τ -Koordinate verknüpft: τ = 2z/c und z = ν · t , wobei
lC die Kohärenzlänge ist. G(z) enthält eine Reihe
von Teilinterferogrammen, gemäß 2: dabei ist 21 das Interferogramm
der von der Kornea-Vorderfläche 8 reflektierten
Welle mit der Referenzwelle 6; 22 jenes der von
der Kornea-Rückfläche 9 reflektierten
Welle mit der Referenzwelle 6; 23 jenes von der
Linsen-Vorderfläche 10 reflektierten
Welle mit der Referenzwelle 6 und 24 jenes von
der Linsen-Rückfläche 11 reflektierten
Welle mit der Referenzwelle 6. Das Interferogramm der vom
Fundus 12 reflektierten Welle mit der Referenzwelle 6 ist
nicht dargestellt. In der Physik werden diese Interferogramme auch
als Interferenz von an den Grenzflächen reflektierten Wellengruppen
mit jener des Referenzarms beschrieben. Die 2 deutet die dispersionsbedingte Zunahme
der Kohärenzlänge lC entlang der Abszisse sowie eine Veränderung
der Signalform dieser Wellengruppen an.
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Die in der
2 skizzierte dispersionsbedingte Veränderung
der Teilinterferogramme G(z) ist die Basis für die hier präsentierte
Dispersions- und Glukosemessung.
Die Stellen, an denen die Teilinterferogramme im Messobjekt enstehen,
sind daher mögliche
Positionen für
die Dispersionsmessung. Die Dispersion
1. Ordnung, das
ist dk/dω,
verursacht eine von der Phasengeschwindigkeit c des Lichts unterschiedliche
Gruppengeschwindigkeit:
ist die Wellenzahl, ω
0 = 2πν
0 mit
der mittleren Frequenz ν
0 der Lichtwelle.
ist der Gruppenindex, n ist
der Brechungsindex. Die Dispersion 2. Ordnung ist
diese verändert die Kohärenzlänge und
die Form der Teilinterferogramme. Da der spektrale Verlauf des Brechungsindex
n durch die Polarisierbarkeit der Moleküle des Mediums bestimmt wird,
sind dieser, als auch seine s-ten Differentialquotienten
charakteristisch für die das
Licht transmittierenden Molekülarten.
Für eine
solche Charakterisierung kann also sowohl der spektrale Verlauf
von n(λ)
als auch der spektrale Verlauf der s-ten Differentialquotienten
herangezogen werden.
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Es hat sich gezeigt, dass bereits
die Verwendung der Dispersion 2. Ordnung
den Glukosegehalt in wässrigen
Lösungen
mit einer Empfindlichkeit bestimmen lässt, die von der Größe der physiologisch
relevanten Werte ist [Liu et al., Proc. SPIE 2003]. Eine entsprechende
vorläufige
Kalibrierungsgraphik ist in der
4 abgebildet.
Das Verfahren kann durch besonders breitbandige Lichtquellen und
unter Einbeziehung der spektralen Werte der Dispersion
1.
Ordnung, der spektralen Werte der Dispersion
3. Ordnung
und des spektralen Brechungsindex noch empfindlicher und genauer
werden.
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Um die Datenregistrierung und -verarbeitung nicht
mit gerätebedingter
Dispersion zu belasten, ist es sinnvoll, die Dispersion im Messarm
bis zur Position der Dispersionsmessung mit gleich großer Dispersion
im Referenzarm zu kompensieren. Um bei der Dispersionsmessung am
Auge den Einfluss des Wassers auf die Dispersion des Kammerwassers
zu kompensieren, kann man im Referenzstrahl eine wassergefüllte Küvette anordnen,
deren Wasserstrecke jener der Kammertiefe plus der Korneadicke entspricht.
Wegen des großen
Wassergehalts der Kornea kann man diese in die Dispersionskompensation für Wasser
mit einbeziehen. Anstelle der wassergefüllten Küvette kann man auch, entsprechend 1, eine Planplatte 15 aus
Glas im Referenzstrahl anordnen. Diese muss dieselbe Dispersion
erzeugen, wie die 3,6mm lange Strecke vom Korneascheitel bis zum
vorderen Linsenscheitel (Gullstrand-Auge). Für BK 7 und die Dispersion 2.
Ordnung ist das für λ = 0,5μm bis λ = 0,8μm beispielsweise
bei einer Dicke von rund 2,3mm der Fall. Dann verbleibt im Idealfall im
Interferogramm nur die Wirkung der von dem gelösten Stoff, wie beispielsweise
Glukose, erzeugten Dispersion.
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Die Dispersionswirkung der Glukose
ist proportional zu deren Konzentration im Kammerwasser als auch
zur Vorderkammertiefe. Zur Bestimmung der Kammerwasser-Glukose muss
man daher die Vorderkammertiefe und die Korneadicke kennen. Diese
Dicken entsprechen den Abständen
der Interferogramme 21 und 22 sowie 22 und 23.
Die Korneadicke ist τC · νGC,
die Vorderkammertiefe ist τVK · νGVK worin νGC und νGVK die
Gruppengeschwindigkeiten in der Kornea und in der Vorderkammer sind.
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Die Information über die Vorderkammer-Glukose
steckt im Interferogramm 23 der Linsen-Vorderfläche 10.
Zur Erfassung des Interferogramms 23 der Linsen-Vorderfläche 10 genügt eine
sehr kurze Bewegung des Referenzspiegels 14; grundsätzlich genügt eine
Strecke von einigen Kohärenzlängen. Je nach
Bandbreite der Lichtquelle 1 sind das einige Mikrometer
bis einige -zig Mikrometer. Es wird daher neben dem vom Schlitten 16 ausgeführten Kurzkohärenz-Tiefenscan
(in der Literatur auch als A-Scan bekannt), für diese Dispersionsmessung
ein Kurzscan-Modus für
den Referenzspiegel vorgesehen, bei dem er nur um eine kurze Strecke,
beispielsweise ½ mm
virtuell zentriert um die Position der Dispersionsmessung, beispielsweise
um die Position der Linsen-Vorderfläche 10, bewegt wird.
Das kann durch einen entsprechenden elektrischen Kurzscan-Modus der
den Antriebsmotor 19 steuernden Kontrolleinheit 25 erfolgen.
Ein solcher Kurzscan-Modus kann auch dadurch realisiert werden,
dass der Referenzspiegel 14 mittels einer piezoelektrischen
Verstelleinheit 20 auf dem Schlitten 16 befestigt
ist, mit deren Hilfe bei feststehendem Schlitten 16 eine
präzise
Bewegung um einige -zig Mikrometer bis einige hundert Mikrometer
ausgeführt
wird. Anstelle der piezoelektrischen Verstellung kann der Kurzscan-Modus
auch durch eine elektrodynamische Verstellung mittels sogenannter „Voice-Coil" oder eine andere
Feinverstellung realisiert werden. Es sei darauf hingewiesen, dass
auch der Kurzkohärenz-Tiefenscan
selbst mit einer der zuletzt genannten Vorrichtungen ausgeführt werden
kann. Auch in diesem Fall kann der Kurzscan-Modus mittels der elektrischen
Kontrolleinheit 25 realisiert werden. Schließlich kann
der A-Scan auch mittels der von Kwong et al 1993 [Kwong-KF, Yankelevich-D,
Chu-KC, Heritage-JP, and Dienes-A: 400-Hz mechanical scanning optical
delay line. Opt. Lett. 18(7), 558-560, 1993] beschriebenen „Dealy Line" ausgeführt werden.
Hier kann der Kurzscan-Modus durch entsprechende elektrische Ansteuerung
eines Kippspiegels realisiert werden.
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Allerdings muss beim Kurz-Scanmodus
darauf geachtet werden, dass dieser tatsächlich auch zentriert um die
Position der Dispersionsmessung, also beispielsweise der Linsen-Vorderfläche 10 erfolgt.
Das ist bei freier Beweglichkeit des Kopfs (insbesondere des Probandenauges)
relativ zum Interferometer nicht zu gewährleisten. Daher wird eine Stirnstütze 63 vorgesehen,
mit deren Hilfe man durch Abstützen
des Kopfs am Messgerät
einen bis auf etwa ½ mm
genauen Geräteabstand
gewährleisten kann
(siehe 7). Da die anatomische
Lage des Auges 7 bezüglich
der Stirn von Proband zu Proband variiert, muss diese Stirnstütze einen
variablen Geräteabstand
einzustellen erlauben. Entscheidend ist die richtige Position der
Linsen-Vorderfläche 10 des Auges 7 und
dementsprechend die Position der Iris und der Eintrittspupille.
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Es wird daher eine Vorrichtung vorgesehen, die
es erlaubt, die Eintrittspupille des Auges 7 reproduzierbar
an dieselbe Position bezüglich
des Interferometers zu bringen. Diese besteht aus einem (durchbohrten)
sphärischen
Hohlspiegel 30. Der Proband muss sein Auge 7 in
eine solche Position bringen, dass der Hohlspiegel 30 die
Eintrittspupille 31 des Auges 7 auf diese selbst
im Maßstab
1:1 abbildet. Das ist der Fall, wenn der Proband, das Auge 7 dem
Gerät nähernd, zum
ersten Mal keinerlei Lichtempfindung mehr hat – oder, wenn der Proband, das Auge 7 vom
Gerät entfernend,
zum letzten Mal keinerlei Lichtempfindung mehr hat. Dieser Vorgang wird
durch eine Stirnstütze 63 mit
kontinuierlich einstellbarem Abstand erleichtert.
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Ferner muss die Blickrichtung des
Auges 7 fixiert werden. Hierbei ist zu beachten, dass die
Sehachse ca. 5° bis
10° nasal
(in Richtung Nase) zur imaginären
Symmetrieachse des optischen Systems, der optischen Achse, liegt.
Um die Reflexe von den Grenzflächen
des Auges 7 in den Interferometer-Strahlengang zu bekommen, muss das Auge 7 entsprechend
orientiert werden. Dies wird mittels eines Zielstrahls 32 erreicht,
der von der punktförmigen Lichtquelle 33 und
der Kollimationsoptik 34 erzeugt wird und über den
durchbohrten Umlenkspiegel 35 auf das Auge 7 gerichtet
wird. Die Kollimationsoptik 34 ist in ihrer Halterung 36 in
x- und y-Richtung verschiebbar, so dass hierdurch unterschiedliche
Neigungen des Zielstrahls 32 relativ zur Achse des Messstrahls 5 eingestellt
werden können.
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Zur Kompensation von Nichtlinearitäten bei der
Verschiebung des Referenzspiegels 14 ist ein weiteres,
gestrichelt gezeichnetes Kalibrier-Interferometer vorgesehen: dieses besteht
aus der Lichtquelle 40, die im Gegensatz zur Lichtquelle 1 zeitlich
hoch kohärent
ist, wie beispielsweise ein Monomoden-Halbleiterlaser oder ein Helium-Neon-Laser. Ferner
besteht dieses Kalibrier-Interferometer aus einer Kollimationsoptik 41,
einem Umlenkspiegel 42, einem Endspiegel 43 und
dem Photodetektor 44. Als Strahlteiler und Referenzspiegel
fungieren der Strahlteiler 4 und der Referenzspiegel 14 des
Kurzkohärenz-Interferometers.
Der Strahlenverlauf des Kalibrier-Interferometers ist in der 1 seitlich zum Strahlenverlauf
des Kurzkohärenz-Interferometers versetzt
gestrichelt gezeichnet. Er liegt jedoch tatsächlich etwas über oder
unterhalb von dem Strahlenverlauf des Kurzkohärenz-Interferometers.
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Die von den Photodetektoren gelieferten elektrischen
Signale werden in dem Recheneinheit 60 verarbeitet. Dabei
ist eine streng linear mit τ verlaufende
Abszisse wichtig. Durch Geschwindigkeitsschwankungen des Referenzspiegels 14 entstehen hier
jedoch gravierende Nichtlinearitäten
in τ. Diese werden
mit Hilfe des Photodetektor-Signals des Kalibrier-Interferometers
behoben. Das Kalibrier-Interferometer liefert während der gesamten Verschiebung des
Referenzspiegels 14 ein periodisches Signal mit einer Periodenlänge von
der halben Wellenlänge
seines Lichts, wie in der 5 skizziert.
Damit wird die Abszisse in konstante Abschnitte unterteilt, die
als Zeitbasis für
das synchron aufgezeichnete Messsignal dienen können und damit die Zeitskala
des Messsignals linearisieren.
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2.2 Spektral-Interferometrie
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Dieses optische Prinzip ist in der 6 dargestellt. Eine zeitlich
kurzkohärente
Lichtquelle 1, wie beispielsweise eine Superlumineszenzdiode, ein Multimodenlaser,
eine LED, eine Plasmalampe, eine Glühlampe oder eine Halogenlampe,
emittiert einen kurzkohärenten
Lichtstrahl 2, der von der Optik 3 in das modifizierte
Michelson-Interferometer mit dem Strahlteiler 4 kollimiert
wird. Der Strahlteiler 4 teilt diesen Strahl in Messstrahl 5 und
Referenzstrahl 6. Der Messstrahl 5 trifft auf
das Auge 7 und wird von dessen Grenzflächen, beispielsweise Kornea-Vorderfläche 8,
Kornea-Rückfläche 9,
Linsen-Vorderfläche 10, Linsen-Rückfläche 11 und
Fundus 12 zurück
reflektiert. Diese reflektierten Lichtwellen 45 durchlaufen das
Interferometer und treffen auf das aus Eintrittsblende 51,
Kollimationsoptik 52, Beugungsgitter 53, Fokussieroptik 55 und
Detektorarray 56 bestehende Spektrometer. Der Referenzstrahl 6 transmittiert
die Planplatte 15, wird von dem Referenzspiegel 14 reflektiert,
transmittiert die Planplatte 15 ein zweites Mal und wird
von der Rückfläche des
Strahlteilers 4 in auf die Eintrittsblende 51 des
Spektrometers gelenkt, wo es mit den vom Auge 7 reflektierten
Wellen 45 interferiert.
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Hier bildet das vom Detektorarray 56 in
der Spektralebene 70 registrierte spektrale Interferogramm
i(ω) die
Basis für
die Berechnung der Dispersionen s-ter Ordnung, wie unter Punkt 1.2.2
beschrieben. Die Messung der intraokulären Teilstrecken wie Korneadicke,
Vorderkammertiefe und Linsendicke erfolgt nach den Regeln der Kurzkohärenz-Interferometrie
(„Fourier-domain
LCI", siehe die
oben zitierte Übersichtsarbeit
A. F. Fercher und C. K. Hitzenberger: Optical Coherence Tomography,
in: Progress in Optics Vol. 44 (2003), Ch. 4, Editor E. Wolf ).
Hierzu muss die virtuelle Position des Referenzspiegels (gespiegelt
um die Strahlteilerfläche
des Interferometers) etwa die doppelte Distanz der Summe dieser Teilstrecken
vor der Kornea liegen. Die Stirnstütze 63 muss daher
so ausgelegt sein, dass sie diesen Abstand einzustellen erlaubt.
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Auch hier ist es sinnvoll, die Datenregistrierung
und -verarbeitung nicht mit gerätebedingter
Dispersion zu belasten und die Dispersion im Messarm mit gleich
großer
Dispersion im Referenzarm zu kompensieren. Beispielsweise mittels
einer wassergefüllten
Küvette
oder einer geeigneten Planplatte 15 aus Glas oder einem
anderen transparenten Werkstoff mit geeigneter Dispersion.
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Da die Information über die
Vorderkammer-Glukose in dem von der Position der Dispersionsmessung,
also beispielsweise der Linsen-Vorderfläche 10 reflektierten
Licht steckt, sollte diese Position mit maximaler Auflösung erfasst
werden. Um die Fourier-Komponenten des von der Position der Dispersionsmessung
reflektierten Lichts mit maximaler Abtastrate zu registrieren, muss
die virtuelle Position des Referenzspiegels (gespiegelt um die Strahlteilerfläche des
Interferometers) – anders
als bei der schon bekannten Fourier-domain LCI Längenmesstechnik – möglichst
nahe an der Position der Dispersionsmessung liegen. Dazu wird eine
Stirnstütze 63 vorgesehen,
mit deren Hilfe man durch Abstützen des
Kopfs am Messgerät
einen bis auf etwa 1 mm genauen Geräteabstand gewährleisten
kann. Da die anatomische Lage des Auges 7 bezüglich der
Stirn von Proband zu Proband variiert, muss der Geräteabstand
variabel einstellbar sein.
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Entscheidend für die Messung der Kammerwasser-Dispersion
ist die richtige Position der Linsen-Vorderfläche 10 des Auges 7;
diese entspricht der Position der Iris und damit der Eintrittspupille 31 des
Auges 7. Es wird daher auch hier eine Vorrichtung vorgesehen,
mit deren Hilfe der Proband die Eintrittspupille 31 seines
Auges 7 reproduzierbar an dieselbe Position bezüglich des
Interferometers bringen kann. Dazu wird am Messfenster des Interferometers
ein (durchbohrter) sphärischer
Hohlspiegel 30 angebracht. Der Proband muss sein Auge 7 in eine
solche Position bringen, dass der Hohlspiegel 30 die Eintrittspupille 31 des
Auges 7 auf diese selbst im Maßstab 1:1 abbildet. Das ist
der Fall, wenn der Proband, sein Auge 7 dem Gerät nähernd, zum
ersten Mal keinerlei Lichtempfindung mehr hat – oder, wenn der Proband, sein
Auge 7 vom Gerät
entfernend, zum letzten Mal keinerlei Lichtempfindung mehr hat.
Dieser Vorgang wird durch eine Stirnstütze 63 mit kontinuierlich
veränderlichem
Abstand erleichtert.
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Auch hier muss die Blickrichtung
des Auges 7 des Probanden fixiert werden. Dies wird auch
hier mittels eines Zielstrahls 32 erreicht, der von der punktförmigen Lichtquelle 33 und
der Kollimationsoptik 34 erzeugt wird und über den
(durchbohrten) Umlenkspiegel 35 auf das Probandenauge 7 gerichtet wird.
Die Optik 34 ist in ihrer Halterung 36 in x- und y-Richtung
verschiebbar, so dass hierdurch unterschiedliche Neigungen des Zielstrahls 32 relativ
zur Achse des Messstrahls 5 eingestellt werden können.
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3. Glukometer
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Die unter Punkt 1. beschriebenen
Berechnungsverfahren werden in einer Recheneinheit 60 beziehungsweise
61 ausgeführt.
Aus den berechneten Dispersionen wird der Glukosegehalt anhand gespeicherter
empirischer Tabellen, wie beispielsweise der in 4 dargestellten, ermittelt. 7 zeigt den Gebrauch eines
solchen Geräts.
Für eine
individuelle Glukosekontrolle kann die gesamte Anordnung inklusive
der Recheneinheit (60 oder 61) leicht in einem Gehäuse 62 untergebracht
werden, welches mit einer Hand vor das Auge 7 gehalten
und mittels der Stirnstütze 63 an
der Stirn abgestützt
werden kann. An der Oberfläche
befinden sich auch eine Anzeigeeinheit 64 für den aus
den gemessenen Dispersionen mittels intern gespeicherter Tabellen
ermittelten Glukosegehalt und Drehknöpfe 65 zur Einstellung
des Zielstrahls 32.
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Es sei noch darauf hingewiesen, dass
die Abstandseinstellung mittels der Stirnstütze 63 und die Einstellung
des Zielstrahls 32 für
einen Probanden nur zu Beginn der Nutzung des Gerätes anfallen. Bei
weiteren Glukose-Messungen können
diese Einstellungen entfallen.
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Die beschriebenen Verfahren messen
die kumulative Dispersion bis zur Position der Dispersionsmessung.
Diese Verfahren können
daher zur Messung der Dispersionen in anderen Geweben als Kornea
und Kammerwasser eingesetzt werden. Beispielsweise zur Messung der
kumulativen Dispersion in Kornea, Kammerwasser und Linse; oder zur
Messung der kumulativen Dispersion in Kornea, Kammerwasser, Linse,
und Glaskörper.
Diese Verfahren können
aber auch zur Messung der Dispersionen in anderen Geweben und Flüssigkeiten
angewendet werden.
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Entscheidend dabei ist die Position
des Referenzspiegels: Bei der Spektral-Interferometrie muss dieser virtuell
möglichst
nahe an der Position der Dispersionsmessung sein, damit das Tiefpass-Spektrum
das Signal aus der Position der Dispersionsmessung enthält. Bei
der Kurzkohärenz
Korrelations-Interferometrie
muss die Scanstrecke des Kurzscan-Modus die Position der Dispersionsmessung
enthalten. Durch Differenzbildung kann aus diesen Messwerten auch
die Dispersion einzelner Gewebe alleine, beispielsweise die Dispersion
der Augenlinse, bestimmt werden.
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- 1
- Lichtquelle
- 2
- kurzkohärenter Lichtstrahl
- 3
- Optik
- 4
- Strahlteiler
- 5
- Messstrahl
- 6
- Referenzstrahl
- 7
- Auge
- 8
- Kornea-Vorderfläche
- 9
- Kornea-Rückfläche
- 10
- Linsen-Vorderfläche
- 11
- Linsen-Rückfläche
- 12
- Fundus
- 13
- Photodetektor
- 14
- Referenzspiegel
- 15
- Planplatte
- 16
- Schlitten
- 17
- Führung
- 18
- Antriebsspindel
- 19
- Motor
- 20
- piezoelektrische
Verstelleinheit
- 21
- Teilinterferogramm
(zu 8)
- 22
- Teilinterferogramm
(zu 9)
- 23
- Teilinterferogramm
(zu 10)
- 24
- Teilinterferogramm
(zu 11)
- 25
- Kontrolleinheit
- 30
- sphärischer
Hohlspiegel
- 31
- Eintrittspupille
- 32
- Zielstrahl
- 33
- punktförmige Lichtquelle
- 34
- Kollimationsoptik
- 35
- Umlenkspiegel
- 36
- Halterung
- 40
- Lichtquelle
- 41
- Kollimationsoptik
- 42
- Umlenkspiegel
- 43
- Endspiegel
- 44
- Photodetektor
- 45
- reflektierte
Lichtwellen
- 51
- Eintrittsblende
- 52
- Kollimationsoptik
- 53
- Beugungsgitter
- 55
- Fokussieroptik
- 56
- Detektorarray
- 60
- Recheneinheit
- 61
- Recheneinheit
- 62
- Gehäuse
- 63
- Stirnstütze
- 64
- Anzeigeeinheit
- 65
- Drehknöpfe
- 70
- Spektralebene