WO2015169955A1 - Polarimetrische verfahren zur messung des gehaltes an optisch aktiven substanzen im kammerwasser eines auges - Google Patents

Polarimetrische verfahren zur messung des gehaltes an optisch aktiven substanzen im kammerwasser eines auges Download PDF

Info

Publication number
WO2015169955A1
WO2015169955A1 PCT/EP2015/060215 EP2015060215W WO2015169955A1 WO 2015169955 A1 WO2015169955 A1 WO 2015169955A1 EP 2015060215 W EP2015060215 W EP 2015060215W WO 2015169955 A1 WO2015169955 A1 WO 2015169955A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
eye
cornea
measurement
radiation
measuring
Prior art date
Application number
PCT/EP2015/060215
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Peter Westphal
Johannes-Maria Kaltenbach
Toufic Jabbour
Original Assignee
Carl Zeiss Ag
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Carl Zeiss Ag filed Critical Carl Zeiss Ag
Publication of WO2015169955A1 publication Critical patent/WO2015169955A1/de

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
    • A61B5/14558—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters by polarisation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/14532—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue for measuring glucose, e.g. by tissue impedance measurement
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/14546—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue for measuring analytes not otherwise provided for, e.g. ions, cytochromes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
    • A61B5/6813—Specially adapted to be attached to a specific body part
    • A61B5/6814—Head
    • A61B5/6821—Eye

Definitions

  • Aqueous humor of an eye is aqueous humor of an eye
  • the invention relates to a polarimetric method for measuring the content of optically active substances, in particular glucose, lactate or ascorbic acid, on an eye having a cornea and aqueous humor, wherein the measurement in the aqueous humor of the eye is carried out as polarimetry measurement by measuring radiation at different Wavelengths and with certain polarization properties is irradiated to the eye so that it enters the eye in a first pass through the cornea, which has birefringence properties, passes through the anterior chamber and is at least partially reflected on the eye lens, again passes through the anterior chamber and in a second passage through the cornea emerges from the eye, and the leaked radiation is collected and polarized in a polarizer linear, circular or elliptical and the spectral intensity, d. H. the intensity of the radiation is measured at the different wavelengths.
  • optically active substances in particular glucose, lactate or ascorbic acid
  • DE 102008013821 A1 describes a device and a method for determining concentrations of optically active substances in the aqueous humor of the eye, in particular glucose, lactate or ascorbic acid, wherein polarized measuring radiation is irradiated to the eye, measurement radiation reflected by the crystalline lens with a linear, circular or polarizer is elliptically polarized, and the reflected measuring radiation with a
  • Spectrometric arrangement is detected quantitatively.
  • the invention is based on such a method.
  • optically active substances in the ocular aqueous humor eg glucose, lactose, ascorbic acid, proteins, amino acids
  • the cornea has a clear birefringence and therefore can strongly influence the polarization state of the measuring radiation.
  • information about the cornea birefringence present during the measurement must be available.
  • a particular difficulty is that the corneal birefringence varies greatly from person to person, ie an individual characteristic - comparable to a fingerprint - represents.
  • the corneal birefringence is also highly dependent on the location on the cornea, the angle of incidence and the wavelength of light.
  • V. Tuchin "Handbook of Optical Sensing of Glucose in Biological Fluids and Tissues," CRC Press (2008), discusses various methods for compensating corneal birefringence, in A. Stanworth and EJ Naylor, J. Exp. Biol 30, 160-163 (1953), it is shown that the birefringence of the cornea in the vertical passage is small and grows with increasing oblique incidence.
  • Polarization vector was found for beam positions near the midpoint between the corneal vertex and the limbus.
  • the cornea was modeled as an anisotropic layer system. Using this model, the Jones matrices of the cornea were calculated from experimentally measured Müller matrices.
  • the present invention seeks to provide a polarimetric method for measuring the content of optically active substances in the aqueous humor of the eye, which minimizes the measurement error caused by the birefringence of the cornea.
  • the object is achieved according to the invention by a method for measuring the content of optically active substances, in particular glucose, lactate or ascorbic acid, in one eye, which has a cornea and aqueous humor, wherein the measurement in the aqueous humor of the eye as polarimetry measurement is carried out by
  • Polarization properties is irradiated to the eye so that it enters the eye in a first pass through the cornea, which has birefringence properties, passes through the aqueous humor and is at least partially reflected on the eye lens, again the aqueous humor passes through and in a second passage through the Cornea exits the eye,
  • the leaked radiation is collected and polarized linearly, circularly or elliptically in a polarizer and the spectral intensity, d. H. the intensity of the radiation is measured at the different wavelengths,
  • Polarization properties of the measuring radiation are set so that there is a minimal influence on the spectral intensity by the optically active substances, (d) a second measurement is carried out with the steps (a) and (b), wherein the
  • Polarization properties of the measurement radiation are adjusted so that a maximum influence on the spectral intensity is given by the optically active substances, and (e) from the spectral intensities of the first and second measurement an indication of the content of optically active substances is determined.
  • the object is also achieved by a polarimetric method for measuring the content of optically active substances, in particular glucose, lactate or ascorbic acid, on an eye, which has a cornea and aqueous humor, wherein the measurement takes place in the aqueous humor of the eye by measuring radiation at different Wavelengths and with certain polarization properties is irradiated to the eye so that they pass through the cornea in a first pass
  • optically active substances in particular glucose, lactate or ascorbic acid
  • Has birefringent properties enters the eye, passes through the aqueous humor and is at least partially reflected on the eye lens, again the aqueous humor passes and emerges in a second passage through the cornea of the eye, and the leaked radiation is collected and filtered in an analyzer and the Spectral intensity, ie, the intensity of the radiation at the different wavelengths is measured, and a calibration measurement is carried out and from the birefringence properties of the cornea in the form of Müller matrices or Jones matrices are determined, wherein a product of matrices, the first Describing the first passage through the cornea, describing a second matrix describing the second passage through the cornea and a third matrix descriptively including the reflection at the eye lens, in particular by means of a variation analysis.
  • the invention covers two basic aspects of the method.
  • a first aspect is to determine the individual birefringence of the cornea with an ellipsometric Müller-matrix measurement and subsequent factorization of this Müller matrix. This may be a preparatory step for the later determination of optically active substances in the aqueous humor.
  • the second aspect provides to prepare the polarization properties of the measurement radiation in such a way that there is minimal sensitivity in a first measurement and maximum sensitivity to the optically active substances in the aqueous humor in a second measurement.
  • the measuring method as is known from DE 102008013821 A1, be supplemented to the effect that measuring radiation is irradiated with different positional properties.
  • the polarization properties of the polarization state of radiation is understood.
  • the effect of a component or material on the polarization properties of radiation is summarized here under the term polarization properties.
  • One aspect of the invention is to take into account the birefringence properties of the cornea with the help of the different polarization properties of the measuring radiation, eg. B. with the help of Müller matrices so that they can be included in the evaluation for determining the content of optically active substances in the aqueous humor of the eye.
  • One embodiment takes into account the birefringence properties by means of two measurements, another embodiment by means of the template determination.
  • the wavelength-dependent knowledge of the Muller matrices of the individual corneal measurement radiation passages is necessary, which may be the subject of a calibration.
  • the aim of the calibration is, in one embodiment, to determine the Müller matrix for passage through the cornea at the point of entry of the measurement radiation, and the Müller matrix for passage through the cornea at the exit location of the measurement radiation.
  • the polarization of the incident beam are aligned so that a maximum and a minimum sensitivity for the content of optically active substances in the aqueous humor of the eye is obtained.
  • the model provides an optimization problem to determine the mentioned Müller matrices for an eye to be measured.
  • Search punching performed at least two measurements with different polarization properties of the measuring radiation.
  • these first and second measurements can also be repeated several times to improve the signal-to-noise ratio.
  • the two measurements are carried out within a period of time which is shorter than the duration of typical eye movements which are in the range of one to two digits
  • Millisecond range is settled.
  • the polarization properties of the measurement radiation are thus changed so fast that no significant movement of the eye takes place relative to the point of incidence of the measurement radiation.
  • the location of the cornea passage would change.
  • the effective birefringence of the cornea would change since, as the prior art shows, it depends on the location and angle of incidence of the measuring radiation.
  • the change in the polarization of the radiation can be done in various ways.
  • a first series of measures provides for measuring radiation whose
  • Polarization properties are changed by switching a polarizer, z. B. with a periodically changing polarizer and / or retarder with different orientation of the polarization axes.
  • the change can be performed, for example, by rotating a wheel containing the different polarizer components.
  • a second series of measures it is possible to provide at least two original beams having different polarization properties.
  • the different polarization properties of the measurement radiation are then generated by switching between the original rays or by changing a mixture of the original radiation.
  • switchable beam splitters LCD, LCoS, DMD or mechanical switching devices come into question.
  • the switching takes place in that at least two separately switchable
  • Radiation sources are coupled via at least one beam combiner in a common beam path, wherein means for preparing the polarization are provided between each radiation source and the beam splitter. The switching of the polarization in the common beam path then takes place in that the radiation sources are switched on and off alternately.
  • the birefringence properties of the cornea can be described by Muller matrices or Jones matrices, depending on whether the Muller formalism known in the art or the Jones formalism is used.
  • the miller-matrix formalism has the advantage that it also takes into account depolarization effects. In the following reference is made to the Müller formalism, without any limitation being attached thereto.
  • the first passage through the cornea, the reflection at the eye lens and the second passage through the cornea can each be described by matrices.
  • the determination of the polarization properties suitable for this purpose can be done mathematically or experimentally. For example, the following two methods are suitable for the mathematical determination:
  • measured or theoretical Muller matrices of optical components located in the measuring beam are varied in sufficiently small steps and calculated spectrally resolved for each step, such as a
  • Change in concentration of optically active substances in the aqueous humor affects the intensity.
  • the variation may be, for example, in the rotation, tilt, displacement or deformation of the components.
  • a mathematical rotation of the optical components by means of upstream and downstream rotational matrices is particularly suitable. Calculated increments of about 1 ° angle change can usually be considered sufficient.
  • Muller mills of the cornea, spectral retardation, etc. one obtains for each wavelength directly for a minimum (especially vanishing) and maximum sensitivity polarization required properties of the radiation entering the eye, from which then the (angular positions of the retarders and polarizers are calculated These settings can also be used to maximize the signal-to-noise ratio and for larger
  • optical components in the form of a wavelength-dependent miller matrix are taken into account.
  • optical components can not only be polarizers, retarders, beam splitters, mirrors, lenses, etc., but also, for example, dielectric, metallic or putty-like coatings or intermediate layers.
  • the first-mentioned method can also be carried out experimentally in that the optical components are not varied mathematically, but actually, for example rotated.
  • the spectral intensities are not calculated by simulation in this case, but measured directly by means of spectrometers. Changes in concentration of glucose in the aqueous humor can be induced by the administration of pure glucose or sugary foods.
  • the inventors have found that the use of unpolarized measuring radiation can be well suited to achieve a minimal influence on the spectral intensity by the optically active substances, provided that this measuring radiation does not pass through on the way to the eye
  • step (c) designate an unpolarized measurement radiation.
  • polarization properties are therefore not only a specific polarization of radiation, but also the lack of polarization, that is to say to understand unpolarized radiation.
  • a radiation source preferably an LED radiation source
  • a retarder preferably an ellipse
  • the optimum angles of polarizer transmission direction and (faster) axis of the retarder relative to the plane of incidence of the measuring radiation can be determined using one of the above-mentioned methods for preparing the minimum or maximum sensitivity.
  • the polarimetric method according to the invention generally provides a relative indication of the content of optically active substances, i. H. no absolute value.
  • the Müller or Jones matrix for the entire eye passage (cornea / aqueous humor /
  • the matrix measurement delivers the product from the mentioned matrices. By a variation analysis, this product is factored, i. H. the individual matrices are determined. By means of the matrices, a polarimetric measurement can then be compared with respect to the birefringence properties, e.g. B of the cornea, to be optimized.
  • the second variant can therefore be combined with the first.
  • the measurements for determining the matrices can be performed several times at different points of the cornea in order to map the cornea with regard to the matrices. It is understood that the features mentioned above and those yet to be explained not only in the specified combinations, but also in others
  • Fig. 1 is a schematic representation of an apparatus for performing a polarimetric method for measuring the content of optically active substances in
  • Aqueous humor of the eye a plan view of a fixing light, which is used in the apparatus of Fig. 1, and
  • Fig. 3 is a schematic representation for explaining elements of a miller matrix.
  • Fig. 1 shows schematically a device for polarimetric measurement of the content of optically active substances in the aqueous humor of the eye.
  • a measuring beam source comprising Radiation sources 1 and 2 provides radiation which is passed through a polarizer 3, 5 and a retarder 4, 6.
  • a beam deflecting mirror 8 and a beam splitter 7 as well as further, not designated, optical components, the radiations conditioned in this way with regard to their polarization properties are superimposed and transmitted via a
  • Beam deflecting element 9 passed as measuring radiation 10 on the eye 20.
  • Measuring radiation 10 occurs in a first passage through the cornea 21, passes through the
  • Anterior chamber 22, is at least partially reflected on the eye lens 23, again passes through the anterior chamber 22 and exits in a second passage again through the cornea 21 from the eye 20. Due to the two independently switchable radiation sources 1 and 2 can be 10 different for the measuring radiation
  • Polarization states so measuring radiation with different polarization properties are prepared.
  • the polarization properties can be identified, for example, by the Stokes vector.
  • any desired elliptical polarization state can be established for at least one wavelength.
  • the polarization states for other wavelengths result from the
  • the polarizer 5 and the retarder 6 are connected downstream.
  • Polarization properties are known and taken into account in the subsequent process, the radiation of the two radiation sources is spatially superimposed.
  • the measuring radiation 10 can show different polarization properties in rapid succession.
  • Polarization properties then done by adjusting the corresponding polarizer and retarder. Similarly, it is possible to cascade with additional beam splitters integrate further radiation sources, each having corresponding polarization elements.
  • the radiation source or the radiation sources are broadband according to the principle described in DE 102008013821 A1, extend for example over a beam range from UV to VIS or to NIR, in particular over a wavelength range of 0.3 to 1 ⁇ .
  • Each radiation source may also be spectrally composed of a plurality of individual sources (eg lasers and / or LEDs). Preference is given to a spectrum with as few or as little as possible pronounced spectral intensity gaps. However, it may be advantageous for the purposes of the invention to lower the intensity in the spectral range in which the human eye is particularly sensitive (about 500-600 nm), in order to reduce glare effects and to improve the visibility of the fixation light. Such a reduction is optionally used.
  • the measuring beam reflected at the eye 20 falls on a beam splitter 1 1, which divides a part to a detector 16, which is used for the intensity referencing.
  • the main part of the reflected measurement radiation is conducted by means of a beam deflecting element 12 through a retarder 13 and a polarizer 14 and then in a spectrometer 15 with respect to its spectral intensity, d. H. the intensity of the radiation at the different wavelengths of the measuring radiation 10 measured.
  • the spectrometer 15 is read out by a control and evaluation device 19, which also receives the values of the detector 16.
  • the detector 16 preferably comprises a spectrometer 15 of the same spectrometer.
  • the device of FIG. 1 corresponds to the design known from DE 102008013821 A1. This applies in particular to the embodiments of the polarizers for the polarizers 3, 5 and 14 described therein as well as with respect to the delays 4, 6 and 13.
  • the disclosure of this document is with regard to the options that exist for the individual components, and with regard to the construction of the Device fully integrated here.
  • the device of FIG. 1 further has a fixing light 17, which is irradiated onto the eye 20 on the optical axis.
  • the fixing light 17 is preferably designed so that the viewing direction can be controlled in a targeted manner.
  • Fig. 2 shows an example of a plan view of the fixing light 17. In a simple construction, it is z. B. from five separate light sources. They are shown in Fig. 2 as black dots. The central point represents the
  • Main view direction in which the polarimetric measurement is to be performed.
  • the four black dots on the edge represent line of sight from the main view direction clearly deviates.
  • any other symbols or crosses or rings can be used instead of luminous dots.
  • any change in line of vision is accompanied by a change in the location of the cornea surface. Since only small changes (maximum of a few degrees) are considered here, one can view the corresponding cornea surface as planar or merely consider the projection of the surface onto a planar plane. In this approximation, it suffices to name a coordinate pair (x, y) to designate the point of impact. Due to the geometry of the measuring arrangement and the aspheric shape of the cornea, any change in the viewing direction is also due to a change in the angle of incidence of the measuring radiation on the
  • the light sources of the fixation light are designed so that they are also perceived during the polarization-optical measurement process and align the eye.
  • the device of FIG. 1 further has an alignment device, for example in the form of an iris tracker 1 8.
  • an alignment device for example in the form of an iris tracker 1 8.
  • the position of the eye pupil relative to the reflection location of the measurement radiation on the eye lens can be measured. In this way, an even better alignment of the eye can be achieved in a basic adjustment to the device.
  • DB birefringence
  • SE 2 Stokes input vector 2 for minimal glucose sensitivity
  • the reference intensities are mean values, averaged over all individual measurements Spectral intensity shift for SE I by birefringence in the x direction
  • SEI has the maximum glucose sensitivity and SE2 has the minimum glucose sensitivity.
  • the minimal glucose sensitivity is negligible, ie it can be set to zero mathematically. This is approximately given and simplifies the mathematical description of the method. The mathematical description can, of course, be extended to the effect that the minimum glucose sensitivity is not equal to zero.
  • the process steps of the reference measurement are: 1. Switching on the first measuring radiation, z. B. by switching on the radiation source 1 (radiation source 2 off); 2. Adjusting the main viewing direction by means of the middle light source of the fixation light,
  • the size ⁇ / ( ⁇ ) describes the glucose sensitivity and is preferred
  • ⁇ / ( ⁇ ) can also be determined metrologically by carrying out measurements of different, known glucose concentrations G.
  • the reference measurement is to be performed for each individual and provides corresponding individual parameters. These parameters may possibly change over a longer period of time due to aging, so that optionally and preferably the reference measurement in certain
  • the process steps of the glucose measurement are: 1 . Setting the main sight direction, z. B. by means of the central light source of the fixing light 1;
  • the equations (1.1) and (I.2) can be set up for each individual measurement. Since it is assumed that the birefringence does not change between steps 2 and 3 (ie within a single measurement), both equations obtain the same amplitudes (aj, bj). With simple mathematical Methods can be derived from the equation system, the glucose concentration change (compared to the reference measurement) AG. For example, one common method of calculation is to vary the amplitudes (aj, bj) and the least
  • the jmax reference measurements for SEI and SE2 show the 2 * jmax intensity curves / (A) and / (A).
  • Another embodiment of the method includes z. B. as an upstream calibration in addition to the previous process steps, the measurement of individual, d. H.
  • the Müller matrix varies with the interaction zone of the cornea with the measuring radiation as well as with the angle of incidence on the cornea.
  • the measured Muller matrices therefore represent messages about the respective interaction zones.
  • the matrix measurement is particularly advantageous for carrying out the method described, since it serves to calculate the optimal Stokes vectors (SEI and SE2) by means of simulation.
  • each Stokes vector consists of 4 Stokes parameters and each Muller matrix consists of 16 matrix elements. See also FIG. 3.
  • the matrix elements surrounded by solid lines have a strong influence on the polarization rotation, the elements bordered by dashed lines have a strong influence on the phase shift.
  • indices have the following meanings:
  • KW1 First aqueous humor passage of the measuring radiation
  • ReflAuge reflection of the measuring radiation at the eye lens
  • the influence of the aqueous humor on the polarization of the measuring radiation is preferably neglected in the first measurement, since it is substantially smaller than the influences of the cornea and the reflection. However, it can also be taken into account by means of a measurement based on a known glucose level.
  • the core of the calibration consists of first measuring the product of the three Müller matrices mentioned above and then carrying out a factorization of this template product (index "p").
  • M P (A) M C2 (A) ⁇ M KW2 (A) ⁇ Refi eye (A) ⁇ KWi (A) ⁇ M Ci (A)
  • M P (A) (measured) and ReflAuge (A) (theoretical calculated Mullerian matrix of the reflection at the eye lens 23);
  • the Müller matrices M KWi (A), KW2 (A) for the aqueous humor passage are calculated from known concentrations of the optically active substance or replaced approximately by unit matrices, since their influence on the corneal parameters to be determined is minimal.
  • M P The measurement of M P (A) is carried out according to the methods of spectral Müller-Matrix ellipsometry.
  • ReflAuge the angle of incidence of the measuring radiation on the eye lens has to be considered.
  • the sought-after Müller matrices M C1 (A) and M C2 (A) are varied within the framework of the biologically and physically possible Müller matrices for corneal passageways and in each case
  • the Muller matrices for different corneas, but also for the same cornea at different crossing points, can vary widely, but the spectral functions describing retardation and optical rotation always have a qualitatively similar shape, which can be described by a few parameters p ; only the values of these parameters vary and can be obtained by an optimization from the measured data.
  • fit functions have been investigated with varying degrees of accuracy depending on the number of possible parameters, and the following functions have empirically proven to be a normally sufficient trade-off between parameter number and accuracy:
  • n is any positive integer possible.
  • larger values than one lead to a (desired) higher accuracy, but on the other hand to a higher one
  • n is a positive integer less than or equal to three.
  • N 1 is particularly preferred, which reduces the approximately 10 4 measured values to 12 parameters per cornea, or corneal passage, and thus enables the start polarization to be optimally optimized for minimum and maximum sensitivity.
  • M C1 (A) and M C2 (A) advantageous device settings for the measurement of optically active substances in the aqueous humor, in particular glucose, are calculated.
  • (111.1) is extended by all other components in the beam path, each in the form of its own wavelength-dependent Muller matrix.
  • Calculations of the resulting Stokes vector SA (A) take into account the Muller matrices of all components in the beam path:
  • M M analysis ⁇ M C2 ⁇ M KW2 ⁇ M reflection ⁇ M KW1 ⁇ M C1 ⁇ M preparation (W-7) and for example
  • a nalysis M M -M LP2 Sp4 -M strT2 -M S p 3 0 p -M RET2 -M t2;
  • the Stokes vectors S Q (A) and S D (A) in this case describe the polarization of the light source (1, 2), which may be unpolarized, for example, and the measurement radiation in front of the detector (15, 16), that is, before and behind the measurement setup described by equation (III.7).
  • Equations (III.6) and (III.7) are general. Equations (III.8) and (III.9), including the order of the Muller matrices in these Products, should be seen here only as an example of many possible realizations; For example, one could reverse the order of the retarder and mirror on the incident side or the failure side, or add further Muller matrices to polarization-changing elements, corresponding to the respective measurement setup.
  • MKWI W and M KW2 (A) may be slightly different.
  • the variations may, for example, correspond to different settings of the components 3, 5, 4, 6, 13, 14.
  • the influence of the optically active substances in the aqueous humor ie. H. the Muller matrices MKWI (K) and MKW2 (K), to the resulting Stokes vector SD (A) and thus to the spectral intensity at the detector.
  • Variations may include, for example, rotations, tilting, displacements or
  • Wavelengths ⁇ the optimal settings may be different. For this reason, preference is given to settings which on average provide a good result over all the wavelengths considered.
  • M P (A) M CZ (A) ⁇ M KW2 (A) ⁇ REFLAUGE (A) ⁇ M KWI (A) ⁇ M CL (A) 2. Calculate the reflection Muller matrix M ReflAuge (A) and possibly the matrices M Cl (A) and M C2 (A).
  • the determination of the Cornea Müller matrices is to be carried out for each individual and provides correspondingly individual parameters. These parameters may be longer
  • the optimization task is based on the question of how the values M c ( ⁇ ) and M c ( ⁇ ) can be determined from the product of the Muller matrices of equations (III.7).
  • equation (III.7) the values M analysis ( ⁇ ) and M prefection ( ⁇ ) can be calculated or measured experimentally. For calibration one can neglect M KW1 (K) and M KW2 ( ⁇ ) due to their negligible contribution to the corneal parameters.
  • M ReflAuge ( ⁇ ) is theoretically determined from the refractive indices of the aqueous humor and the eye lens.
  • Polarization properties of the measurement radiation can be adjusted to achieve minimal or maximum influence on the spectral intensity by the optically active substances.
  • the polarization state of the measurement radiation is represented by the Stokes vector (Si, S2, S3, S4), which can be represented in normalized notation (1, S2, S3, S4).
  • the analyzer ie the retarder 13 and the polarizer 14 is relevant.
  • the polarizer 14 becomes orthogonal through the optical transmission direction - & L and the transmittance ⁇
  • Retarder 13 is defined by three angles 5? a and the linear delay, the alignment and the optical
  • Wavelength either by measurement or known from device parameters.
  • ⁇ arctan (ni / r) which is given by the reflection coefficients (r c ; r ⁇ ). Again, all of these angles are to be understood as being wavelength-dependent.
  • the influence of the aqueous humor on the measuring radiation which is taken into account by the parameters c (glucose concentration), ⁇ 1 (distance to reflection at the eye lens) and (2 (distance from the eye lens), is also of effect.
  • the isotropic Fresnel coefficients can be used since a change by anisotropy is orders of magnitude smaller than that
  • ⁇ ⁇ ( ⁇ ) ⁇ ⁇ ,, 9 t , ..., öjOi + bs);
  • ⁇ describes the specific rotation and the normalization factor ⁇ / the total transmission loss dependent on the individual angles of incidence (except for the eye lens and also on the mirrors, beam splitters and other optical elements).
  • K 21 l - 2sin () sin ⁇ ) 2 , 11.25)
  • k 1 sinC ⁇ ) sin ((5 - 2 ) sin (2 ( ⁇ + ⁇ )) sin (2 (-4)
  • t? L indicates the orientation of the linear polarizer
  • SA, and ⁇ are the delay, orientation of the retarder axis, and optical retarder rotation.
  • Wavelengths is to be sought, which then possibly for a single wavelength no longer corresponds to the absolute minimum or maximum of the sensitivity.
  • the absolute maximum sensitivity is obtained for a given analyzer and fixed wavelength for fully polarized light,
  • 1, according to s fttr maximum sensitivity - Slgn ⁇ ), (111.28)
  • Radiation sources each associated with a polarizer and a phase retarder with its own settings.
  • a wheel which contains different polarizer components is rotated.
  • mechanical change takes place between the two components.
  • such a change is also possible otherwise, e.g. by a beam deflection to various components, such as tilting mirror.
  • electrostatically operated miniaturized tilting mirrors with defined stops are also possible. Then turning a wheel is not necessary.
  • the polymromatic Mueller matrix of any cornea or anywhere on the same cornea can be described by three non-linear functions representing the linear deceleration ⁇ , the orientation of the deceleration axis and the optical rotation ⁇ . Details on the definitions of these quantities can be found at https://en.wikipedia.org/wiki/Birefringence.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Emergency Medicine (AREA)
  • Eye Examination Apparatus (AREA)
  • Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)

Abstract

Beschrieben wird ein polarimetrisches Verfahren zur Messung des Gehaltes an optisch aktiven Substanzen, insbesondere Glucose, Laktat oder Ascorbinsäure, an einem Auge (20), das eine Cornea (21) und Kammerwasser aufweist, wobei die Messung im Kammerwasser des Auges (22) als Polarimetriemessung erfolgt, indem (a) Messstrahlung (10) bei verschiedenen Wellenlängen (λ) und mit bestimmten Polarisationseigenschaften auf das Auge so eingestrahlt wird, dass sie in einem ersten Durchgang durch die Cornea (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 Cornea (21) aus dem Auge austritt, (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, (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 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.

Description

Polari metrische Verfahren zur Messung des Gehaltes an optisch aktiven Substanzen im
Kammerwasser eines Auges
Die Erfindung bezieht sich auf ein polarimetrisches Verfahren zur Messung des Gehaltes an optisch aktiven Substanzen, insbesondere Glucose, Laktat oder Ascorbinsäure, an einem Auge, das eine Cornea und Kammerwasser aufweist, wobei die Messung im Kammerwasser des Auges als Polarimetriemessung erfolgt, indem Messstrahlung bei verschiedenen Wellenlängen und mit bestimmten Polarisationseigenschaften auf das Auge so eingestrahlt wird, dass sie in einem ersten Durchgang durch die Cornea, 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 Cornea aus dem Auge austritt, und die ausgetretene Strahlung aufgesammelt und in einem Polarisator linear, zirkulär oder elliptisch polarisiert wird und die spektrale Intensität, d. h. die Intensität der Strahlung bei den verschiedenen Wellenlängen gemessen wird.
DE 102008013821 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, zirkulär 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 vorhandene Cornea-Doppelbrechung vorliegen. Eine besondere 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 von dem Ort auf der Cornea, dem Einfallswinkel und der Lichtwellenlänge. Die Veröffentlichung V. Tuchin,„Handbook of Optical Sensing of Giucose in Biological Fluids and Tissues", CRC Press (2008) befasst sich mit verschiedenen Verfahren zum Ausgleich der Doppelbrechung der Cornea. In A. Stanworth und E.J. Naylor, J. Exp. Biol. 30, 160-163 (1953) ist dargestellt, dass die Doppelbrechung der Cornea 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 posterioren Corneafläche steigt. In G. J. Van Blokland und S. C. Verhelst, JOSA A 1 (1 ), 82-90 (1987) wurden erstmalig die Polarisierungseigenschaften 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 Cornea, ein uniaxiales 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 Cornea aufgestellt und es zeigte sich, dass eine umfassende Beschreibung der Doppelbrechung der Cornea es erfordert, die Cornea als biaxiales Material aufzufassen. Die Doppelbrechung in Randbereichen der Cornea ist Gegenstand der Veröffentlichungen G. P. Misson, Ophthalmie Physiol, Opt. 27(3), 256.264 (2007), J.W. Jaronski und H. T. Kasprzak, Ophthalmie 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 ), 1 16-124 (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 Cornea. 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 Cornea verursachte Messfehler minimiert.
Die Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst durch ein Verfahren zur Messung des Gehaltes an optisch aktiven Substanzen, insbesondere Giucose, Laktat oder Ascorbinsäure, an einem Auge, das eine Cornea und Kammerwasser aufweist, wobei die Messung im Kammerwasser des Auges als Polarimetriemessung erfolgt, indem
(a) Messstrahlung bei verschiedenen Wellenlängen und mit bestimmten
Polarisationseigenschaften auf das Auge so eingestrahlt wird, dass sie in einem ersten Durchgang durch die Cornea, die Doppelbrechungseigenschaften hat, in das Auge eintritt, das Kammerwasser durchläuft und mindestens teilweise an der Augenlinse reflektiert wird, wieder das Kammerwasser durchläuft und in einem zweiten Durchgang durch die Cornea aus dem Auge austritt,
(b) die ausgetretene Strahlung aufgesammelt und in einem Polarisator linear, zirkulär oder elliptisch 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 spektralen Intensität durch die optisch aktiven Substanzen gegeben ist, und (e) aus den spektralen Intensitäten von erster und zweiter Messung eine Angabe für den Gehalt 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, an einem Auge, das eine Cornea und Kammerwasser aufweist, wobei die Messung im Kammerwasser des Auges erfolgt, indem Messstrahlung bei verschiedenen Wellenlängen und mit bestimmten Polarisationseigenschaften auf das Auge so eingestrahlt wird, dass sie in einem ersten Durchgang durch die Cornea, die
Doppelbrechungseigenschaften hat, in das Auge eintritt, das Kammerwasser durchläuft und mindestens teilweise an der Augenlinse reflektiert wird, wieder das Kammerwasser durchläuft und in einem zweiten Durchgang durch die Cornea 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 Cornea 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 Cornea, eine zweite Matrix beschreibend den zweiten Durchgang durch die Cornea und eine dritte Matrix beschreibend die Reflexion an der Augenlinse umfassen, faktorisiert wird, insbesondere mittels einer Variationsanalyse. Die Erfindung erfasst zwei grundlegende Verfahrensaspekte. Ein erster Aspekt sieht vor, die individuelle Doppelbrechung der Cornea mit einer ellipsometrischen Müller-Matrix-Messung und anschließender Faktorisierung dieser Müller-Matrix zu bestimmen. Dies kann ein vorbereitender Schritt für die spätere Bestimmung von optisch aktiven Substanzen im Kammerwasser sein.
Der zweite Aspekt sieht vor, die Polarisationseigenschaften der Messstrahlung so zu präparieren, dass bei einer ersten Messung minimale Sensitivität und bei einer zweiten Messung maximale Sensitivität auf die optisch aktiven Substanzen im Kammerwasser vorliegt. Dabei kann das Messverfahren, wie es aus der DE 102008013821 A1 bekannt ist, dahingehend ergänzt werden, dass Messstrahlung mit unterschiedlichen Positionseigenschaften eingestrahlt wird. In diesem Zusammenhang sei darauf hingewiesen, dass unter Polarisationseigenschaften der Polarisationszustand von Strahlung verstanden wird. Die Auswirkungen eines Bauteils oder von Material auf die Polarisationseigenschaften von Strahlung wird hier unter dem Begriff Polarisierungseigenschaften zusammengefasst.
Ein Aspekt der Erfindung ist es, die Doppelbrechungseigenschaften der Cornea mit Hilfe der unterschiedlichen Polarisationseigenschaften der Messstrahlung zu berücksichtigen, z. B. mit Hilfe von Müller-Matrizen, damit sie in die Auswertung zur Bestimmung des Gehaltes an optisch aktiven Substanzen im Kammerwasser des Auges einfließen kann. Eine Ausführungsform berücksichtigt die Doppelbrechungseigenschaften mittels zweier Messungen, eine andere Ausführungsform mittels der Matrizenbestimmung.
Eine weitere Ausführungsform ermittelt mittels der Matrizenbestimmung die optimalen
Einstellungen für die beiden Messungen. Um geeignete Polarisationseigenschaften der Messstrahlung für die beiden Messungen berechnen zu können, ist die wellenlängenabhängige Kenntnis der Müller-Matrizen der individuellen Cornea-Messstrahlungsdurchgänge notwendig, was Gegenstand einer Kalibrierung sein kann. Das Ziel der Kalibrierung ist es in einer Ausführungsform, die die Müller-Matrix für den Durchgang durch die Cornea am Eintrittsort der Messstrahlung, sowie die Müller-Matrix für den Durchgang durch die Cornea am Austrittsort der Messstrahlung zu bestimmen. Mit Hilfe dieser beiden Müller-Matrizen kann in einer
Ausführungsform die Polarisierung des einfallenden Strahles so ausgerichtet werden, dass eine maximale und eine minimale Empfindlichkeit für den Gehalt an optisch aktiven Substanzen im Kammerwasser des Auges erhalten wird. In einer Ausführungsform wird ein mathematisches Modell, das die Müller-Matrizen der Cornea beschreibt, als Funktion einer
wellenlängenabhängigen, optischen Verzögerung und einer optischen Rotation der
Polarisationsrichtungen verwendet. Das Modell liefert ein Optimierungsproblem, um die genannten Müller-Matrizen für ein zu vermessendes Auge zu ermitteln. In einer Ausführungsform werden bei der Messung des Gehaltes an optisch aktiven
Suchstanzen 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 ist. 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 sich der Ort des Corneadurchganges ändern. Mit einer solchen Bewegung würde sich die wirksame Doppelbrechung der Cornea ändern, da sie, wie der Stand der Technik zeigt, vom Ort und Einfallswinkel der Messstrahlung abhängt. Die Änderung der Polarisation der Strahlung kann auf verschiedene Art und Weise erfolgen. Eine erste Reihe an Maßnahmen sieht eine Messstrahlung vor, deren
Polarisationseigenschaften durch Umschalten eines Polarisators geändert werden, 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 Cornea 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 Cornea, die Reflexion an der Augenlinse und der zweite Durchgang durch die Cornea 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. In analoger Weise lässt sich für die zweite Messung die Einstellung der
Polarisationseigenschaften der Messstrahlung so einstellen, dass sich eine maximale
Beeinflussung der spektralen Intensität ergibt. Selbstverständlich lässt sich die Reihenfolge der Messungen auch vertauschen.
Die Bestimmung der dafür geeigneten Polarisationseigenschaften kann rechnerisch oder experimentell erfolgen. Für die rechnerische Bestimmung eignen sich beispielsweise die zwei folgenden Verfahren:
1 . Man variiert im Rahmen einer Simulationsrechnung gemessene oder theoretische Müller- Matrizen von im Messstrahl befindlichen optischen Komponenten in hinreichend kleinen Schritten und berechnet zu jedem Schritt spektral aufgelöst, wie sich eine
Konzentrationsänderung optisch aktiver Substanzen im Kammerwasser auf die Intensität auswirkt. Die Variation kann zum Beispiel in der Drehung, Verkippung, Verschiebung oder Verformung der Komponenten bestehen. Im Falle von Polarisatoren und Phasenverzögerern eignet sich besonders eine rechnerische Drehung der optischen Komponenten mittels vor- und nachgeschalteter Drehmatrizen. Rechnerische Schrittweiten von ca. 1 ° Winkeländerung können dabei in der Regel als ausreichend betrachtet werden.
2. Aus der analytisch bekannten Form der Sensitivität, das heißt der Änderung der spektralen Intensität mit der Konzentration der optisch aktiven Substanzen im Kammerwasser, als Funktion der Mess- und Geräteparameter, wie zum Beispiel Einfallswinkel, parametrisierte
Müllermatrizen der Cornea, spektrale Retardierung etc., erhält man für jede Wellenlänge direkt die für eine minimale (insbesondere verschwindende) und eine maximale Sensitivität benötigten Polarisationseigenschaften der Strahlung beim Eintritt ins Auge, aus denen dann die (Winkel- Positionen der Verzögerer und Polarisatoren berechnet werden können. Diese Einstellungen können ferner für ein möglichst großes Signal-zu-Rausch-Verhältnis und für größere
Spektralbereiche optimiert werden.
Bei beiden rechnerischen Verfahren ist es bevorzugt, darauf zu achten, dass alle im
Messstrahlengang befindlichen, optischen Komponenten in Form einer wellenlängenabhängigen Müllermatrix berücksichtigt werden. Optische Komponenten können in diesem Sinne nicht nur Polarisatoren, Verzögerer, Strahlteiler, Spiegel, Linsen usw. sein, sondern beispielsweise auch dielektrische, metallische oder kittartige Beschichtungen oder Zwischenschichten sein.
Das erstgenannte Verfahren kann prinzipiell auch experimentell durchgeführt werden, indem die optischen Komponenten nicht rechnerisch, sondern real variiert, beispielsweise gedreht, werden. Die spektralen Intensitäten werden in diesem Fall nicht mittels Simulation berechnet, sondern mittels Spektrometern direkt gemessen. Konzentrationsänderungen von Glucose im Kammerwasser können durch die Gabe von reiner Glucose oder zuckerhaltigen Lebensmitteln induziert werden.
Die Erfinder fanden heraus, dass die Verwendung unpolarisierter Messstrahlung gut geeignet sein kann, eine minimale Beeinflussung der spektralen Intensität durch die optisch aktiven Substanzen zu erzielen, sofern diese Messstrahlung auf dem Weg zum Auge nicht durch
Spiegel, Strahlteiler oder andere Komponenten wieder polarisiert oder teilpolarisiert wird. Es ist in einer Weiterbildung vorgesehen, dass die Polarisationseigenschaften der ersten Messung in Schritt (c) eine unpolarisierte Messstrahlung bezeichnen. Unter dem Begriff
„Polarisationseigenschaften" ist deshalb im Sinne dieser Beschreibung nicht nur eine bestimmte Polarisation von Strahlung, sondern auch das Fehlen einer Polarisation, d. h. eine unpolarisierte Strahlung zu verstehen.
In einer anderen Ausführungsform ist es vorgesehen, die initial unpolarisierte Strahlung einer Strahlungsquelle, vorzugsweise einer LED-Strahlungsquelle, zunächst linear zu polarisieren und anschließend mittels eines Verzögerers elliptisch zu polarisieren. Die optimalen Winkel von Polarisator-Durchlassrichtung und (schneller) Achse des Verzögerers relativ zur Einfallsebene der Messstrahlung können mit einem der oben genannten Verfahren zur Präparation der minimalen bzw. maximalen Sensitivität bestimmt werden. 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 einer Ausführungsform 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 optional vereinfachend als Einheitsmatrizen angenommen werden, da die
Polarisationsveränderungen durch die Cornea und die Reflexion dominieren. Die 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 Hornhaut, optimiert werden.
Auf Basis der Müller- oder Jones-Matrizen für die Durchgänge durch die Cornea 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 Cornea durchgeführt werden, um die Cornea 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:
Fig. 1 eine Schemadarstellung einer Vorrichtung zur Ausführung eines polarimetrischen Verfahrens zur Messung des Gehaltes an optisch aktiven Substanzen im
Kammerwasser des Auges, eine Draufsicht auf ein Fixierlicht, das in der Vorrichtung der Fig. 1 zur Anwendung kommt, und
Fig. 3 eine Schemadarstellung zur Erläuterung von Elementen einer Müller-Matrix.
Fig. 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 Verzögerer 4, 6 geleitet wird. Über einen strahlumlenkenden Spiegel 8 und einen Strahlteiler 7 sowie wie weitere, nicht bezeichnete, optische Komponenten 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 Cornea 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 Cornea 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 Verzögerers 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 Verzögerer 6 nachgeschaltet sind. Über den Strahlteiler 7, der vorzugsweise nicht-polarisierend ist oder dessen
Polarisierungseigenschaften bekannt sind und im nachfolgenden Verfahren berücksichtigt werden, 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 Verzögerers 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 102008013821 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 μιτι. 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 essstrahlung fällt auf einen Strahlteiler 1 1 , 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 Verzögerer 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 umfasst vorzugsweise ein zum Spektrometer 15 baugleiches Spektrometer.
Bis auf die Betriebsweise mit der schnellen Polarisationsumschaltung entspricht die Vorrichtung der Fig. 1 der aus der DE 102008013821 A1 bekannten Bauweise. Dies gilt insbesondere für die dort beschriebenen Ausgestaltungen der Polarisatoren für die Polarisatoren 3, 5 und 14 sowie hinsichtlich der Verzögerer 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 Fig. 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. Fig. 2 zeigt exemplarisch eine Draufsicht auf das Fixierlicht 17. In einer einfachen Bauweise besteht es z. B. aus fünf separaten Lichtquellen. Sie sind in Fig. 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 ( όχ , ΰν ) beschrieben werden.
Innerhalb kleiner Winkelbereiche kann davon ausgegangen werden, dass das Koordinatenpaar
(x, y) zu dem Winkelkoordinatenpaar ( ϋχ , $y ) in eindeutiger Weise korreliert ist. Mit Hilfe der einzeln schaltbaren Lichtquellen des Fixierlichtes 1 7 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 1 7 ausrichtet. Dieser Umstand wird in einer Ausführungsform des unten beschriebenen Verfahrens ausgenutzt. In Fig. 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 Fig. 1 hat weiter eine Ausrichtvorrichtung beispielsweise in Form eines Iris- Trackers 1 8. Insbesondere bei Verwendung eines kamerabasierten Iris- bzw. Pupillen-Trackers kann die Lage der Augenpupille relativ zum Reflexionsort der Messstrahlung auf der Augenlinse gemessen werden. 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 SEI und SE2 wiedergegeben sind, betrachtet. Weiter seien folgende Bezeichnungen verwendet: DB: Doppelbrechung
AG: Glucose-Konzentrationsdifferenz G2-G1
f Index für Nummer einer Einzelmessung (Jmax = ca. 100 bis 1000)
SE, : Stokes-Eingangsvektor 1 für maximale Glucose-Sensitivität
SE2: Stokes-Eingangsvektor 2 für minimale Glucose-Sensitivität
Spektrale Referenzintensität für SEI bei der Glucose-Konzentration G1
Spektrale Referenzintensität für SE2 bei der Glucose-Konzentration G1
Die Referenzintensitäten sind Mittelwerte, gemittelt über alle Einzelmessungen Spektraler Intensitätshub für SEI durch Doppelbrechung in x-Richtung
Spektraler Intensitätshub für SEI durch Doppelbrechung in y-Richtung W :
Spektraler Intensitätshub für SE2 durch Doppelbrechung in x-Richtung
Spektraler Intensitätshub für SE2 durch Doppelbrechung in y-Richtung
Spektraler Intensitätshub für SEI durch Glucose
Es sei angenommen, dass bei SEI 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 minimale 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 Ι(λ) und Intensitätshübe ΔΙ(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 Referenzmessung 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 / (Ä) ;
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 / (Ä) ;
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 Δ / (Ä) ;
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) , Μ (A) und A / U) .
ref DBx 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 / (Ä) beschreibt die Glucose-Sensitivität und wird bevorzugt aus
Simulationsrechnungen ermittelt, wobei die an sich bekannte Rotationsdispersion von Glucose einfließt. Alternativ kann Δ / (Ä) auch messtechnisch ermittelt werden, indem Messungen verschiedener, bekannter Glucosekonzentrationen 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 1 ;
2. Einschalten der ersten Messstrahlung, z. B. durch Einschalten der Strahlungsquelle 1
(Strahlungsquelle 2 aus), Messen der spektralen Intensität / (Ä) ;
j
3. Einschalten der zweiten Messstrahlung, z. B. durch Einschalten der Strahlungsquelle 2
(Strahlungsquelle 1 aus), Messen der spektralen Intensität / (Ä) ;
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 mit besonders guter Sicherheit gegeben, wenn zwischen den beiden Schritten weniger als etwa 20 ms liegen.
Bei jeder 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 Intensitätshübe konstant bleibt und lediglich Amplitudenänderungen (a, b) der Intensitätshübe auftreten.
Durch die Referenzmessung(en) der SEI und SE2 (bei der bekannten Glucose-Konzentration Gi) liegen die beiden ermittelten Intensitätskurven
Figure imgf000016_0001
vor. Mit den ermittelten Größen lassen sich folgende Gleichungen aufstellen:
/SEl (A) = (A) + aj Δ/^CA) + bj A /^(A) + A G l^ (A) 0-1 ) i- E2 m = (A) + aj Ai nw + bj Ai um e-2)
Aus (I.2) werden die Amplituden (aj, bj) mittels Anfitten (spectral unmixing) bestimmt. Aus (1.1 ) wird AG berechnet. Daraus ergibt sich: G2 = G1 + AG.
Mit den gemessenen spektralen Intensitätsverläufen können für jede Einzelmessung die Gleichungen (1.1 ) 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 (aj, bj). Mit einfachen mathematischen Methoden kann aus dem Gleichungssystem die Glucose-Konzentrationsänderung (gegenüber der Referenzmessung) AG abgeleitet werden. Eine übliche Methode der Berechnung besteht beispielsweise darin, die Amplituden (aj, bj) 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 SEI und SE2 lediglich unterschiedlich, aber für keine der beiden Stokes-Vektoren Null ist, muss in (1.2) ein Term AG* AI (Ä) 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 Cornea 21 durchgeführt. Hierzu kann vorteilhaft das Fixierlicht 17 mit seiner Vielzahl von Einzellichtquellen verwendet werden.
Durch die jmax Referenzmessungen für SEI und SE2 (bei der bekannten Glucose-Konzentration Gi) liegen die 2*jmax Intensitätskurven / (Ä) und / (A) vor.
ref ref
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 (q, dj, ej) wird die Glucose-Konzentration Gi aus (11.1 ) bestimmt. El W = cj Q.00 + dj /re E f; {X) + ejI^ Ä) + AG Δ/ε (A) (11.1 )
(IL2)
Aus (II.2) werden die Faktoren (q, dj, ej) mittels Anfitten (spectral mixing) bestimmt. Aus (11.1 ) wird AG berechnet. Daraus ergibt sich: G2 = Gi +AG. Der Vorteil ist, dass keine simulierten, spektralen Intensitätshübe [A IDBX(Ä) und A loBY(A) ] nötig sind. Man hat eine größere Auswahl an Referenzmessungen, was ggf. ein besseres spektrales Anfitten erlaubt.
Eine weitere Ausführungsform des Verfahrens enthält z. B. als vorgelagerte Kalibrierung 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 (SEI 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 SA(A) und Müller-Matrizen Μ(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 Fig. 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:
SAW = MC2U)■ MKW2 (A) · MRenAuge(A) · MKW1 (A)■ MC1 (A)■ SE(A) (111-1)
Die Indizes haben dabei folgende Bedeutungen:
E: Eintritt der Messstrahlung (vor der Wechselwirkung mit dem Auge)
C1 : Erster Cornea-Durchgang der Messstrahlung
KW1 : Erster Kammerwasser-Durchgang der Messstrahlung ReflAuge: Reflexion der Messstrahlung an der Augenlinse
KW2: Zweiter Kammerwasser-Durchgang der Messstrahlung
Ca: Zweiter Cornea-Durchgang der Messstrahlung
Austrittspolarisation der Messstrahlung (nach der Wechselwirkung mit dem
A
Auge).
Die Müller-Matrizen für die beiden Cornea-Durchgänge müssen im allgemeinen als
unterschiedlich angenommen werden. Der Einfluss des Kammerwassers auf die Polarisation der Messstrahlung wird bei der ersten Messung bevorzugt vernachlässigt, da er wesentlich kleiner ist als die Einflüsse der Cornea und der Reflexion. Er kann aber auch mittels einer Messung auf Basis eines bekannten Glucosespiegels berücksichtigt werden.
Der Kern der Kalibrierung besteht darin, zunächst das Produkt der drei oben genannten Müller- Matrizen zu messen und nachfolgend eine Faktorisierung dieses Matrizen-Produktes (Index„p") durchzuführen.
MP(A) = MC2 (A)■ MKW2 (A) · RefiAuge(A)■ KWi(A)■ MCi(A)
(III.2) ~ MC2(A) · ReflAuge(A)■ MC1(A)
In Gleichung (III.2) sind vier Müller-Matrizen bekannt: MP(A) (wird gemessen) und ReflAuge (A) (theoretische berechnete Müller-Matrix der Reflexion an der Augenlinse 23); die Müller-Matrizen MKWi (A), KW2 (A) für den Kammerwasserdurchgang werden aus bekannter Konzentration der optisch aktiven Substanz berechnet oder näherungsweise durch Einheitsmatrizen ersetzt, da ihr Einfluss auf die zu bestimmenden Corneaparameter minimal ist.
Die Messung von MP(A) erfolgt nach den Methoden der spektralen Müller-Matrix-Ellipsometrie. Zur Berechnung von ReflAuge(A) ist der Einfallswinkel der Messstrahlung auf die Augenlinse zu berücksichtigen.
Die gesuchten Müller-Matrizen MC1(A) und MC2(A) werden im Rahmen der biologisch und physikalisch möglichen Müller-Matrizen für Cornea-Durchgänge variiert und bei jedem
Variationsschritt mit dem gemessenen Produkt P(A) verglichen. Die gesuchten Müller- Matrizen MC1(A) und MC2(A) ergeben sich bei der besten Erfüllung der Gleichung (III.2). Es hat sich herausgestellt, dass dabei ein spektraler Fit der Müller-Matrizen der Cornea vorteilhaft ist.
Es ist aber nicht sinnvoll, 15 Fitfunktionen für die einzelnen Müller-Matrixelemente aufzustellen. Stattdessen werden die Müller-Matrizen in elementare Effekte zerlegt, und zwar in
Depolarisation, Diattenuation, (lineare) Retardierung und optische Drehung. Es stellte sich heraus, dass bei den Corneamatrizen im Normalfall Depolarisation und Diattenuation vernachlässigt werden können und es ausreicht, drei Fitfunktionen (zwei für die lineare
Retardierung und eine für die optische Drehung) zu bestimmen.
Die Müller-Matrizen für unterschiedliche Corneae, aber auch die für die gleiche Cornea an unterschiedlichen Durchgangspunkten, können sehr stark variieren, aber die die Retardierung und optische Drehung beschreibenden spektralen Funktionen haben qualitativ immer eine ähnliche Form , die sich durch wenige Parameter p, beschreiben lässt; nur die Werte dieser Parameter variieren und lassen sich durch eine Optimierung aus den Messdaten gewinnen. Es wurden mehrere Fitfunktionen mit - abhängig von der Anzahl möglicher Parameter - unterschiedlicher Genauigkeit untersucht, wobei sich die folgenden Funktionen empirisch als ein normalerweise ausreichender Kompromiss zwischen Parameterzahl und Genauigkeit bewährt haben :
für die lineare Retardierung:
5Üi ft. fc< ft,ft. ft) = ft + ftl? -U-P*|Ä, (III.3) die Orientierung der Verzögererachse:
ΰ(λ ρ1ι ρ2, ρ3, ρ4) = Pi + P2 (^ - ^0)P3exp [p4(ioS'W- A0))2]
mit 0 < λ0 < Ämin < λ < Xmax, (II ) und die optische Drehung:
n
Pi p2n+i) = Pi + X p2i P2i+i (|IL5>
1 = 1
Prinzipiell ist als Wert für n jede positive ganze Zahl möglich. Größere Werte als eins führen einerseits zu einer (erwünschten) höheren Genauigkeit, andererseits jedoch zu einer
(unerwünschten) höheren Zahl an Parametern pro Cornea bzw. Corneadurchgang. Bevorzugt ist n daher eine positive ganze Zahl kleiner gleich drei. Besonders bevorzugt ist n = 1 , was die ca. 104 Messwerte auf 12 Parameter pro Cornea, beziehungsweise Corneadurchgang, reduziert und damit die Optimierung der Startpolarisation für minimale und maximale Sensitivität hinreichend genau ermöglicht.
Nach der Bestimmung von MC1(A) und MC2 (A) werden vorteilhafte Geräte-Einstellungen für die Messung von optisch aktiven Substanzen im Kammerwasser, insbesondere Glucose, berechnet. Dazu wird (111.1 ) um alle weiteren, im Strahlengang befindlichen Komponenten erweitert, jeweils in Form einer eigenen wellenlängenabhängigen Müller-Matrix. Bei Berechnungen des resultierenden Stokes-Vektors SA(A) sind die Müller-Matrizen aller im Strahlengang befindlichen Komponenten zu berücksichtigen:
SD(A) = M( ) - SQ(A) ,
Mit
M = MAnalyse ■ MC2 · MKW2 ■ MReflAuge ■ MKW1 ■ MC1 ■ MPräparati0I1 (W-7) und zum Beispiel
Mpräparation = Moptl-MSp2-MstrT1-MSpl-MRetl-MLP1, (W.8)
MAnalyse = MLP2-MSp4-MstrT2-MSp3-MRet2-M0pt2;
(III.9)
Die Stokes-Vektoren SQ(A) und SD(A) beschreiben hierbei die Polarisation der Lichtquelle (1 , 2), die zum Beispiel unpolarisiert sein kann, und der Messstrahlung vor dem Detektor (15, 16), also vor und hinter dem durch Gleichung (III.7) beschriebenen Messaufbau.
Für die Müller-Matrizen gelten dabei folgende Bezeichnungen:
Mx = Müller-Matrix der Komponente x, x = Ret; Ater Verzögerer,
LP/ Ater Linearpolarisator,
StrT; -ter Strahlteiler,
Sp/ Ater Spiegel,
C; Ater Corneadurchgang,
KW; /-ter Kammerwasserdurchgang,
Opt; Ate Optik,
ReflAuge Reflexion an der Augenlinse
Je nach gewähltem Aufbau sind einige dieser Elemente optional; ihre Müller-Matrizen sind dann als Einheitsmatrizen anzunehmen; die Gleichungen (III.6) und (III.7) sind allgemein. Die Gleichungen (III.8) und (III.9), einschließlich der Reihenfolge der Müller-Matrizen in diesen Produkten, sollte man hier nur als ein Beispiel von vielen möglichen Realisierungen sehen; zum Beispiel könnte man einfallseitig oder ausfallseitig die Reihenfolge von Verzögerer und Spiegel vertauschen, oder weitere Müller-Matrizen polarisationsändernder Elemente hinzufügen, entsprechend dem jeweiligen Messaufbau.
Auf Grund etwas interschiedlicher Wechselwirkungsstrecken können die Müller-Matrizen
MKWI W und MKW2 (A) leicht unterschiedlich sein.
Um die Polarisationseigenschaften 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 die Produkte der Gleichungen (I II.8) und (III.9) an entsprechender Stelle zusätzlich aufgenommen. In einer Vereinfachung werden die Einflüsse der Strahlteiler und der Strahlumlenkungen vernachlässigt. Zur Ermittlung vorteilhafter Stokes- Vektoren für die Messungen werden die Einstellungen der Geräte-Komponenten mit den Müller-Matrizen ΜπβΙ(Κ), Mi_p(h) in einer Simulationsrechnung mittels Variationsanalyse oder direkter Optimierungsrechnung bestimmt.
Die Variationen können beispielsweise verschiedenen Einstellungen der Komponenten 3, 5, 4, 6, 13, 14 korrespondieren. Bei jeder Variation wird anhand von Gleichung (III.6) geprüft, wie stark der Einfluss der optisch aktiven Substanzen im Kammerwasser, d. h. der Müller-Matrizen MKWI(K) und MKW2(K), auf den resultierenden Stokes-Vektor SD(A) und damit auf die spektrale Intensität am Detektor ist. Variationen können beispielsweise Drehungen, Verkippungen, Verschiebungen oder
Verformungen der Komponenten sein. Durch diesen Verfahrensschritt können insbesondere die optimalen Einstellungen der Komponenten 3, 5, 4, 6, 13, 14, d. h. die Eingangspolarisation SV(A)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
MP (A) = MCZ (A) ■ MKW2 (Ä) ■ REFLAUGE (A) · MKWI (A) ■ MC L (A) 2. Berechnen der Reflexions-Müller-Matrix MReflAuge(A) und eventuell der Matrizen MCl(A) und MC2 (A).
3. Faktorisieren von MP(A) zum Ermitteln der Cornea-Müller-Matrizen Ci(A) und MCz (A). 4. Berechnen vorteilhafter Geräteeinstellungen für minimale oder maximale Sensitivität auf optisch aktive Substanzen mittels Simulation bzw. Optimierung.
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.
Der Optimierungs-Aufgabe liegt die Frage zugrunde, wie die Werte M c (λ) und M c (λ) aus dem Produkt der Müller-Matrizen der Gleichungen (III.7) bestimmt werden können. In der Gleichung (III.7) können die Werte M Analyse (λ) und M Präpamtion (λ) berechnet oder experimentell gemessen werden. Für die Kalibrierung kann man M KW1 (K) und M KW2 (λ) aufgrund ihres zu vernachlässigenden Beitrags zu den Cornea-Parametern vernachlässigen. M ReflAuge (λ) wird theoretisch aus den Brechzahlen des Kammerwassers und der Augenlinse ermittelt. Drückt man M c (λ) und Ci (λ) durch drei Winkel δ (λ; pi , pz, p3, p4, ps); ϋ(Κ ρι , P2, p3, p4, ps) sowie ψ (λ; pi , p2, p3, p4, ps) mittels der Gleichungen (I.3) bis (III.5) aus, kann man dies für die Parameter p, durch eine Optimierung lösen, welche den Unterschied zwischen den gemessenen Werten für M und dem Produkt M Analyse * Af Cj * M ReflAuge * M q * M Präparalion
(bevorzugt auf Null) minimiert wird. Es sei darauf hingewiesen, dass die speziellen Formen der die Werte δ(λ), i9{h) und ψ(λ) beschreibenden mathematischen Gleichungen der Schlüssel zum Erzwingen einer quasi-eindeutigen Lösung für M c (λ) und Mc (λ) ist. 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 (Si , 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 ist insbesondere der Analysator, d. h. der Verzögerer 13 und der Polarisator 14 relevant. Der Polarisator 14 wird durch die optische Durchlassrichtung -&L und den Transmissionsgrad τ in orthogonaler
Richtung beschrieben. Bei einem idealen Polarisator gilt τ = 0. Der Verzögerer 13 wird durch drei Winkel 5 ?a und
Figure imgf000024_0001
die lineare Verzögerung, die Ausrichtung und die optische
Rotation charakterisiert. Für den Verzögerer 13 sind 5 &a und ψΑ als Funktion der
Wellenlänge entweder durch Messung oder aus Geräteparametern bekannt.
Weitere Parameter sind die drei Winkel &, ϋ{ und ψ,, welche den i-ten Corneadurchgang beschreiben. Der Parameter i wird für die beiden Cornea-Durchgänge verwendet, d. h. er kann die Werte 1 oder 2 annehmen. Auch als Parameter zu berücksichtigen ist die Größe α = arctan(ni/ r welche durch die Reflexionskoeffizienten (rc ; r±) gegeben ist. Alle genannten Winkel sind auch hier als wellenlängenabhängig zu verstehen.
Auch von Auswirkung ist der Einfluss des Kammerwassers auf die Messstrahlung, der durch die Parameter c (Glucosekonzentration), Ϊ1 (Wegstrecke bis zur Reflexion an der Augenlinse) und (2 (Wegstrecke von der Augenlinse weg) berücksichtigt ist.
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, die wir hier als Beispiel für den Spezialfall Sp/ = MStrTi = Mopt/ = I, (für alle i), (lll.9a) MLP1= MRetl= I , (Hl 9b) also für
Mpräparation = ' > (lll.9c)
M Analyse M LP2 ■ MRet2 , (lll.9d) mit
Figure imgf000025_0001
angeben; für den allgemeinen Fall gelten ähnliche, aber etwas länglichere Gleichungen, an den prinzipiellen Aussagen ändert sich dadurch aber nichts.
Die (normierte) Intensitätsänderung durch Änderung der Glukosekonzentration ist gegeben durch dl dM l dMli2 dMli3 dUlfl (||| 1Q)
— =— -— +—— s2 +—— S3 +—— S4 ( de de de de de wobei die s, = Si/Si die Komponenten des normierten Stokes-Vektors (s1,s2,s3,s4) = (l,s) sind.
Mit den normierten Änderungen ( ^ ) = 0>i.&) der Müller-Matrixelemente im Grenzfall verschwindender Glukosekonzentration.
-lim^i (IM.11) r(A A ...,0n) c->o de gilt dl
lim— = r(A)JVfAA, ...,0n) +f>2S2 + ,IIM„, c->o de G>i Ä3s3 + 4)
(111.12)
= Γ(Χ)Ν{λ, , 9t, ... , öjOi + b-s); hierbei beschreibt Γ die spezifische Rotation und der von den einzelnen Einfallswinkeln (außer auf die Augenlinse auch auf die Spiegel, Strahlteiler und weitere optische Elemente) abhängige Normierungsfaktor Λ/den gesamten Transmissionsverlust.
Für die Optimierung (sowohl Minimierung als auch Maximierung) der Sensitivität ist nur die Größe bi + b-s relevant. Das gilt allgemein, nicht nur in dem hier angegebenen Spezialfall.
In dem durch die Gleichungen (lll.9a-e) gegebenen Spezialfall, bei dem es nur eine Reflexion (an der Augenlinse, n = 1) mit den vom Einfallswinkel z?, = z?abhängigen
Reflexionskoeffzienten P-, r\\ gibt, sind die Größen ö, gegeben durch bt = {l - T)cos(2a)Z2fc2 , C"- 3) b2 = (1 - τ) [(Ζ,2Α + sin(2a)L22fc2)ii + (I22fe2 + 3ίη(2α)Ι21^)ί2]
(111.14) +(1 + r)cos(2a)i1L21,
b3 = (1 - τ) [(ί31^ + sm(2a)L32k2)li + (L32fe2 + sin(2a)L3afe1)i2] 1 g,
+(1 + r)cos(2a)i1L31,
b4 = (1 - T)sin(51)[(cos(2i91)fca - sin(2a)sin(2i91)fc2)Z1 + (sin(2a)cos(2i91)fe1 +
sin(2i91)fe2)i2] + (1 + r)sin(5a)cos(2191)cos(2a)i1 wobei x die Transmission der Linearpolarisatoren senkrecht zur Durchlassrichtung beschreibt; für einen idealen Polarisator ist x= 0. 1, ist der (geometrische) Weg im Kammerwasser beim ;- ten Durchgang, ä und ^ sind Retardierung und Orientierung der Verzögererachse des /-ten Verzögerers und a = arctan — ). (abhängig von ϋ ) (111.17)
Die Größen / , und sind Abkürzungen längerer Ausdrücke, die durch folgende Gleichungen gegeben sind:
L21 = Kucosdxfjt) -
Figure imgf000026_0001
(111.18)
L31 = K11sin(2T/)1) + /f^cos^^) (111.19)
L '22 AT21cos(2i ;1) - (III.20)
L '.32 if21sin(2t ) 1) +
Figure imgf000026_0002
(111.21 ) beschreibt die optische Drehung des /-ten Verzögerers;
<V 2
^ = sin ^) sinC«,). ("L22) C11'23)
Figure imgf000026_0003
11.24)
K21 = l - 2sin ( ) sin^)2, 11.25) k1 = sinC^) sin((5-2) sin(2(^ + ^)) sin(2( -4 )
Figure imgf000027_0001
.26)
+sin cos ( ) ^(2(^+ ^+2 ^-^)) + sin ( ) cos(202
2 ,
( Α+2,92-2 + ^))
(A) Sin(«%) sin(2(^ + ^)) sin(2 (^- 0A)) cos (y') cos (y) 5^(2(^ + ^+3,)) + sin (y) 8^(2(^-^+2 ^-^))
<5 1.27)
■ sin cos (y) 30(2(^ + ^+2^- )) + sin (y) cos(2(iA2
^+2^-2^+ ))
t?L gibt die Orientierung des Linearpolarisators an, SA, und ψΑ sind die Verzögerung, Orientierung der Verzögererachse und optische Drehung des Verzögerers.
Es sind für die Glukosemessung optimale Polarisationen (si , s), ||s|| < s1 = 1, sowie zugehörige Analysatorstellungen ( ÜA , -&L ) zu bestimmen. Optimale Polarisationen sind solche, die zu maximaler, beziehungsweise minimaler Sensitivität
Figure imgf000027_0002
auf die optisch aktive Substanz führen. Gibt es mehrere Lösungen dieses Optimierungsproblems, so kann man die mit dem besten Signal-zu-Rausch-Verhältnis wählen. In der Regel unterscheiden sich die Lösungen für unterschiedliche Wellenlängen, so dass bei polychromatischer Anwendung ein Optimum über alle in der Strahlung vorhandenen
Wellenlängen zu suchen ist, das dann gegebenenfalls für eine Einzelwellenlänge nicht mehr dem absoluten Minimum oder Maximum der Sensitivität entspricht. Die betragsmäßig maximale Sensitivität erhält man bei gegebenem Analysator und fester Wellenlänge für vollständig polarisiertes Licht, ||s|| = 1 , gemäß sfttr maximale Sensitivität — Slgn^) , (111.28)
Sopt = sign(Ä1)afti l + llb||). (111.29)
Für die so festgelegte Startpolarisation und für einen gegebenen Strahlengang durchs Auge hängt diese Sensitivität noch von der Analysatorkonfiguration ( , $L ) ab:
Sopt = Sopt(fiM (111.30) Die maximale Sensitivität erhält man durch eine geeignete Analysatorenstellung:
Smav = max S J,oPt (111.31 )
Hat man, wie beispielsweise in Fig. 1 gezeigt, zwei Detektoren mit jeweils eigenen Analysatoren (Verzögerer-Polarisator-Paaren), so erhält man die betragsmäßig minimale Sensitivität für (vollständig oder partiell) polarisiertes Licht mit s _L b, insbesondere also auch für unpolarisiertes Licht, für das betragsmäßig minimale
Figure imgf000028_0001
Zumindest im oben angegebenen Spezialfall hat immer Nullstellen und dieses Minimum verschwindet,
5min = 0, (I N.32) für eine Analysatorkonfiguration (β°,ΰ^) mit ft1 = b1 (üt°, ^) = 0; (III.33)
Im allgemeinen Fall, insbesondere bei polychromatischer Strahlung, hat man eventuell ein nicht verschwindendes Minimum.
Verwendet man nur einen Detektor, aber zwei Quellen, je eine für die Bestrahlung minimaler und maximaler Sensitivität, so kann man die für maximale Sensitivität gefundene
Analysatorkonfiguration und den zugehörigen Sensitivitätsvektor beibehalten und optimiert nun statt eines Analysators die Polarisation am Augeneingang :
Figure imgf000029_0001
wobei b^ ein beliebiger Vektor senkrecht zu b ist, für den also gilt b■ bx = 0. Das kann insbesondere auch b = 0 sein, aber speziell bei polychromatischer Anwendung wird man optimal und bevorzugt diese Freiheit in einer Optimierung über alle Wellenlängen ausnutzen.
Die so gewonnenen Konfigurationen für minimale und maximale Sensitivität sind
wellenlängenabhängig, müssen bei Spektrum- oder Wellenlängenänderung also angepasst werden. Alternativ verwendet man optimierte Analysatorkonfigurationen, die für unterschiedliche Wellenlängen zwar nicht die besten Sensitivitäten liefern, aber für die Glukosemessung ausreichend sind.
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 , bz, b3, D4) steht. Eine besonders einfache Realisierung dieser Bedingung erhält man durch unpolarisiertes Licht, also den Stokes-Vektor (1 , 0, 0, 0), soweit eine Nullstelle von bi in Gleichung (III.34) erreicht wird.
Die notwendige Ausrichtung auf der Analysatorseite, d. h. der Elemente 13 und 14 ergibt sich für das Paar ( &A , &L ) aus den Nullstellen von bi (vgl. Gleichungen (111.13 und III.27)).
Für Messungen bei verschiedenen Wellenlängen kann man die Polarisationsstrahlung der Messstrahlung bei der ersten Messung unpolarisiert halten, muss jedoch ( ύΑ , T?L )
wellenlängenabhängig ändern, um eine möglichst geringe Beeinflussung durch die optisch aktiven Substanzen zu erhalten. Dies ist natürlich praktisch oft schwierig, da am
Phasenverzögerer 13 und am Polarisator 14 ein Wellenlängengemisch ankommt. Es ist deshalb zu bevorzugen, ( i}A , z?L ) so zu wählen, dass über alle Wellenlängen gemittelt bi ein Minimum hat.
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 von Folien-Polarisatoren.
• Verwendung von Kristall-Polarisatoren.
• Verwendung von Folien-Verzögerern.
• Verwendung von Kristall-Verzögerern oder von Babinet-Verzögerern oder - komponenten.
• Verwendung eines Fixierlichtes mit variabel schaltbaren, lateral verteilten
Leuchtobjekten.
• Mischen von mehreren Polarisationszuständen durch gleichzeitiges Einschalten mehrerer Strahlungsquellen.
• Synchronisation von Strahlungsquellen, Fixierlicht und Detektoren.
• Anpassung der verschiedenen Polarisationseigenschaften der Messstrahlung an die individuelle Cornea-Doppelbrechung.
Im Ausführungsbeispiel ist angegeben, dass beispielsweise ein Rad, welches verschiedene Polarisatorkomponenten enthält, rotiert wird. Auf diesem Rad befinden sich mindestens zwei Verzögerungsplatten oder zwei Polarisatoren, die unterschiedliche Winkelstellungen aufweisen. Um die Polarisationseigenschaften der Messstrahlung (z.B. alternierend) zu ändern, wird zwischen den beiden Komponenten mechanisch gewechselt. Natürlich ist ein derartiger Wechsel auch anders möglich, z.B. durch eine Strahlumlenkung auf verschiedene Komponenten, beispielsweise mit Kippspiegel. Alternativ sind auch elektrostatisch betriebene miniaturisierte Kippspiegel mit definierten Anschlägen möglich. Dann ist das Drehen eines Rades nicht nötig.
Die polichromatische Müller-Matrix einer beliebigen Cornea oder an beliebigen Stellen derselben Cornea können durch drei nicht-lineare Funktionen beschrieben werden, welche die lineare Verzögerung δ, die Orientierung der Verzögerungsachse und die optische Rotation ψ wiedergeben. Details zur Definitionen dieser Größen finden sich unter https://en.wikipedia.org/wiki/Birefringence.

Claims

Patentansprüche
1. Polarimetrisches Verfahren zur Messung des Gehaltes an optisch aktiven Substanzen, insbesondere Glucose, Laktat oder Ascorbinsäure, an einem Auge (20), das eine Cornea (21 ) und Kammerwasser aufweist, wobei die Messung im Kammerwasser des Auges (22) als Polarimetriemessung erfolgt, indem
(a) Messstrahlung (10) bei verschiedenen Wellenlängen (λ) und mit bestimmten
Polarisationseigenschaften auf das Auge so eingestrahlt wird, dass sie in einem ersten Durchgang durch die Cornea (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 Cornea (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 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 (10) so eingestellt werden, dass eine maximale Beeinflussung der spektralen Intensität durch die optisch aktiven Substanzen gegeben ist, und (e) aus den spektralen Intensitäten von erster und zweiter Messung eine Angabe für den Gehalt an optisch aktiven Substanzen ermittelt wird.
2. 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.
3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass zwischen den
Schritten (c) und (d) die Polarisationseigenschaften der Messstrahlung (10) geändert werden, indem mindestens ein Polarisator (3, 4; 5, 6) umgeschaltet wird. Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass zwischen den Schritten (c) und (d) die Polarisationseigenschaften der Messstrahlung (10) geändert werden, indem zwischen mindestens zwei Polarisatoren und/oder Phasenverzögerern umgeschaltet wird.
4. 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 werden, indem entweder zwischen den Ursprungsstrahlen umgeschaltet wird oder eine Mischung der Ursprungsstrahlen geändert wird, um die Messstrahlung (10) zu erzeugen.
5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass in Schritt (c) die erste Messung mit unpolarisierter Messstrahlung (10) durchgeführt wird.
6. 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.
7. 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 Cornea (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 Cornea (21 ), eine zweite Matrix beschreibend den zweiten Durchgang durch die Cornea (21 ) und eine dritte Matrix beschreibend die Reflexion an der Augenlinse (23) umfassen, mittels einer Variationsanalyse faktorisiert wird.
8. Verfahren nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass die Müller-Matrizen oder Jones-Matrizen aus weniger als 50 Kalibriermessungen und bevorzugt aus weniger als 25
Kalibriermessungen gewonnen werden.
9. Polarimetrisches Verfahren, insbesondere nach einem der obigen Ansprüche, zur Messung des Gehaltes an optisch aktiven Substanzen, insbesondere Glucose, Laktat oder Ascorbinsäure, an einem Auge (20), das eine Cornea (21 ) und Kammerwasser aufweist, wobei die Messung im Kammerwasser des Auges (22) als Polarimetriemessung erfolgt, indem Messstrahlung (10) bei verschiedenen Wellenlängen λ und mit bestimmten
Polarisationseigenschaften auf das Auge so eingestrahlt wird, dass sie in einem ersten Durchgang durch die Cornea (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 Cornea (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
die Doppelbrechungseigenschaften der Cornea (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 Cornea, (21 ) eine zweite Matrix, beschreibend den zweiten Durchgang durch die Cornea (21 ) und eine dritte Matrix, beschreibend die Reflexion an der Augenlinse (23) umfassen, faktorisiert wird, bevorzugt mittels einer Variationsanalyse.
10. Verfahren nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass eine Kalibrier-Messung ausgeführt wird
11 . Verfahren nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass die Kalibrier-Messung für verschiedene Orte der Cornea (21 ) wiederholt und eine Kartierung der Matrizen auf der Cornea (21 ) durchgeführt wird.
12. Verfahren nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass im Rahmen einer
Simulationsrechnung die optimalen Polarisationseigenschaften der Messstrahlung dadurch ermittelt werden, dass gemessene oder theoretische Müller-Matrizen von im Messstrahl befindlichen optischen Komponenten in kleinen Schritten variiert werden und zu jedem Schritt spektral aufgelöst berechnet wird, wie sich eine Konzentrationsänderung optisch aktiver Substanzen im Kammerwasser auf die Intensität auswirkt.
13. Verfahren nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass im Rahmen eines
Experimentes die optimalen Polarisationseigenschaften der Messstrahlung dadurch ermittelt werden, dass die im Messstrahl befindlichen optischen Komponenten in kleinen Schritten variiert werden und zu jedem Schritt spektral aufgelöst gemessen wird, wie sich eine
Konzentrationsänderung optisch aktiver Substanzen im Kammerwasser auf die Intensität auswirkt.
14. Verfahren nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, dass mindestens zwei Polarisatoren und/oder Phasenverzögerer in n mal m Winkelstellungen variiert werden, wobei n und m jeweils vorzugsweise größer gleich 4 sind.
5. Verfahren nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, dass die Winkeldifferenzen zwischen den einzelnen Positionen nicht äquidistant sind.
16. Verfahren nach einem der Ansprüche 8 bis 15, dadurch gekennzeichnet, dass zur Ermittlung der Matrizen folgende Größen verwendet werden:
eine lineare Retardierung δ mit S(Aifi,pl pt,pi, i} = p. + j%Ai,ä«~u~?«,Ps > eine Orientierung & einer Verzögererachse mit
ϋ{λ;ρ1,ρ2,ρ3,ρ4) = pt + ρ2{λ - Ä0)P3exp[p4(log( - A0))2],
mit 0 < λ0 < Amin < λ < Xmax, und
eine optische Drehung ψ mit,
Figure imgf000034_0001
wobei n eine positive ganze Zahl kleiner gleich 3 ist und pi, ps Fitparameter sind.
PCT/EP2015/060215 2014-05-08 2015-05-08 Polarimetrische verfahren zur messung des gehaltes an optisch aktiven substanzen im kammerwasser eines auges WO2015169955A1 (de)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
DE102014106499.2 2014-05-08
DE102014106499.2A DE102014106499A1 (de) 2014-05-08 2014-05-08 Polarimetrisches Verfahren zur Messung des Gehaltes an optisch aktiven Substanzen im Kammerwasser des Auges

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2015169955A1 true WO2015169955A1 (de) 2015-11-12

Family

ID=53059113

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/EP2015/060215 WO2015169955A1 (de) 2014-05-08 2015-05-08 Polarimetrische verfahren zur messung des gehaltes an optisch aktiven substanzen im kammerwasser eines auges

Country Status (2)

Country Link
DE (1) DE102014106499A1 (de)
WO (1) WO2015169955A1 (de)

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2020142151A1 (en) * 2019-01-04 2020-07-09 K Sciences Gp, Llc Simple sugar concentration sensor and method with narrowed optical path and interrogator beam
US10845238B2 (en) 2015-10-28 2020-11-24 K Sciences Gp, Llc Circuit and device for small photo currents and detection of small photo currents
US11092543B2 (en) 2012-10-16 2021-08-17 K Sciences Gp, Llc Simple sugar concentration sensor and method
US11426100B1 (en) 2015-12-08 2022-08-30 Socrates Health Solutions, Inc. Blood glucose trend meter

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP1437086A1 (de) * 1996-03-19 2004-07-14 Abbott Laboratories Nichtinvasive Messung von optisch aktiven Verbindungen
DE102005020911A1 (de) * 2005-05-04 2006-11-16 Carl Zeiss Meditec Ag Verfahren zur Messung der Änderung des Polarisationszustands von polarisierter optischer Strahlung durch eine optisch aktive Schicht eines Körpers und/oder einer Konzentration eines optisch aktiven Stoffs in der Schicht und Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens
DE102005020912A1 (de) * 2005-05-04 2006-11-30 Carl Zeiss Meditec Ag Verfahren und Vorrichtung zur Messung der Drehung einer Polarisationsrichtung polarisierter optischer Strahlung durch Kammerwasser eines Auges
US20110184262A1 (en) * 2010-01-26 2011-07-28 Naresh Menon Non-invasive ocular monitoring

Family Cites Families (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6704588B2 (en) * 2001-06-16 2004-03-09 Rafat R. Ansari Method and apparatus for the non-invasive measurement of blood glucose levels in humans
DE102008013821B4 (de) 2008-03-10 2010-11-18 Westphal, Peter, Dr. Verfahren und Vorrichtung zur Messung gelöster Stoffe im menschlichen oder tierischen Augen-Kammerwasser

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP1437086A1 (de) * 1996-03-19 2004-07-14 Abbott Laboratories Nichtinvasive Messung von optisch aktiven Verbindungen
DE102005020911A1 (de) * 2005-05-04 2006-11-16 Carl Zeiss Meditec Ag Verfahren zur Messung der Änderung des Polarisationszustands von polarisierter optischer Strahlung durch eine optisch aktive Schicht eines Körpers und/oder einer Konzentration eines optisch aktiven Stoffs in der Schicht und Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens
DE102005020912A1 (de) * 2005-05-04 2006-11-30 Carl Zeiss Meditec Ag Verfahren und Vorrichtung zur Messung der Drehung einer Polarisationsrichtung polarisierter optischer Strahlung durch Kammerwasser eines Auges
US20110184262A1 (en) * 2010-01-26 2011-07-28 Naresh Menon Non-invasive ocular monitoring

Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US11092543B2 (en) 2012-10-16 2021-08-17 K Sciences Gp, Llc Simple sugar concentration sensor and method
US11781982B2 (en) 2012-10-16 2023-10-10 K Sciences Gp, Llc Simple sugar concentration sensor and method
US10845238B2 (en) 2015-10-28 2020-11-24 K Sciences Gp, Llc Circuit and device for small photo currents and detection of small photo currents
US11426100B1 (en) 2015-12-08 2022-08-30 Socrates Health Solutions, Inc. Blood glucose trend meter
WO2020142151A1 (en) * 2019-01-04 2020-07-09 K Sciences Gp, Llc Simple sugar concentration sensor and method with narrowed optical path and interrogator beam

Also Published As

Publication number Publication date
DE102014106499A1 (de) 2015-11-12

Similar Documents

Publication Publication Date Title
DE102011001083B4 (de) Projektorvorrichtung mit Selbstkorrekturfunktion sowie Medizingerät mit der Projektorvorrichtung
DE60318249T2 (de) Optisches analysesystem
DE60309185T2 (de) Verfahren und anordnung zur durchführung von messungen der topographie einer oberfläche durch thermische emission von einer oberfläche
DE60209672T2 (de) Auf Flüssigkristallen basierendes polarimetrisches System, Verfahren zu seiner Kalibrierung, und polarimetrisches Messverfahren
DE102008013821B4 (de) Verfahren und Vorrichtung zur Messung gelöster Stoffe im menschlichen oder tierischen Augen-Kammerwasser
WO2015169955A1 (de) Polarimetrische verfahren zur messung des gehaltes an optisch aktiven substanzen im kammerwasser eines auges
DE112014002748T5 (de) Spektral kodiertes Hoch-Extinktions-Polarisationsmikroskop
EP1662981B1 (de) Messung der oberflächentopographie und wellenaberration eines linsensystems
WO2016120401A1 (de) Optische kohärenztomographie zur messung an der retina
DE102009015598A1 (de) Verfahren und Vorrichtung zum Auffinden von funktionstragenden Gewebearealen in einem Gewebebereich
EP3411680A1 (de) Miniaturspektrometer und verfahren zum schalten eines miniaturspektrometers zwischen abbildungsmodus und spektrometermodus
DE112009000132B4 (de) Instrument und Verfahren zur Charakterisierung eines optischen Systems
DE102005020912A1 (de) Verfahren und Vorrichtung zur Messung der Drehung einer Polarisationsrichtung polarisierter optischer Strahlung durch Kammerwasser eines Auges
WO2013037833A1 (de) Verfahren und anordnung zur streulichtmessung
DE102005020911A1 (de) Verfahren zur Messung der Änderung des Polarisationszustands von polarisierter optischer Strahlung durch eine optisch aktive Schicht eines Körpers und/oder einer Konzentration eines optisch aktiven Stoffs in der Schicht und Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens
EP2745158A1 (de) Messverfahren für höhenprofile von oberflächen
EP4146051B1 (de) Vorrichtung, verfahren und computerprogramm zur erzeugung von zwei punktlichtquellen derselben wellenlänge auf einer pupillenebene eines auges sowie zur bestimmung einer neuronalen übertragungsfunktion einer sehbahn
DE102009052739A1 (de) Messsystem zur Bestimmung der Position und/oder Lage einer reflektiven optischen Komponente
DE102004052651B4 (de) Laserbehandlungsgerät
DE102018102241B4 (de) Verfahren zum Abbilden einer Probe mittels eines Lichtblattmikroskops sowie ein Lichtblattmikroskop
DE102023101104A1 (de) Visualisierungsanordnung für die Mikrochirurgie
DE10230955A1 (de) Verfahren zum differenzierten, zielstrukturabhängigen Beleuchten und Betrachten von Oberflächen und deren Substrukturen und Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens
DE932636C (de) Optische Vorrichtung zur Aufteilung eines Lichtbuendels und zur Wiedervereinigung von (aufgeteilten) Lichtbuendeln
DE102006057727A1 (de) Verfahren zur Messung der Doppelbrechung und/oder der Retardation, insbesondere an zumindest teiltransparenten Folien sowie zugehörige Vorrichtung
DE102016219024A1 (de) Verfahren und Vorrichtung zur polarisationsoptischen Messung der Glucose-Konzentration im Kammerwasser eines Auges

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 15721241

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 15721241

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1