Beschreibung

Interferometrische Messvorrichtung zur optischen Messung an Hautstrukturen

Stand der Technik

Die Erfindung bezieht sich auf eine interferometrische Messvorrichtung zur optischen Messung an Hautstrukturen mit einem Strahlteiler zum Aufteilen eines von einer Lichtquelle ausgesandten Ein- gangsstrahls in einen Objektstrahl und einen Referenzstrahl, mit einem Objektzweig, über den der Objektstrahl zu der Haut geleitet und der von den Hautstrukturen zurückgestreute Objektstrahl zurückgeführt wird, mit einem Referenzzweig, über den der Referenzstrahl zu einer Referenz geleitet und von dieser zurückgeführt wird, und mit einer Detektorvorrichtung zur Aufnahme der zusammengeführten und interferierenden Strahlung des zurückgestreuten Objektstrahls und des zurückgeführten Referenzstrahls und zur Auswertung der durch die Interferenz erhaltenen Intensitätsmodulation.

Eine interferometrische Messvorrichtung dieser Art ist in R. Kuranov, D. Prough, V. Sapozhnikova, I. Cicenaite, R. Esenaliev, „In vivo application of 2-D lateral scanning mode Optical Coherence To- mography for glucose sensing", in Proc. SPIE, 6007, 60070K-1 60070K-6 (2005) angegeben. Bei dieser bekannten Messvorrichtung bzw. diesem bekannten Messverfahren wird die Blutzuckerkonzentration mittels einer optischen Kohärenz-Tomographie (OCT) ermittelt, indem die Zuckerkonzentration in der Gewebeflüssigkeit der Haut optisch mittels der interferometrischen Messvorrichtung auf der Grundlage einer Brechungsindexänderung erfasst wird, wobei die Messung der Indexänderung indirekt über die tiefenaufgelöste Messung des in die optische Apparatur zurückgestreuten Lichts er- folgt. Der Messung liegt dabei die Erkenntnis zugrunde, dass das Ausmaß der Streuung durch den Brechungsindex der Gewebeflüssigkeit maßgeblich beeinflusst wird; die Streuintensität hängt von dem optischen Brechungsindexsprung ab, der zwischen der Gewebeflüssigkeit und Streukörpern in der Haut (z.B. Hautzellen) besteht. Ein Nachteil dieser bekannten Methode ist, dass die benötigte Messzeit in der Größenordnung einiger Minuten liegt, um durch Mittelung über eine große Anzahl von Mes-

sungen und anschließende Datennachbearbeitung zu einer genügenden Genauigkeit zu gelangen. Ursache dafür sind zum einen die optischen Verhältnisse in der Haut. Zum anderen beeinflussen die Messbedingungen am lebenden Objekt die Ergebnisse der Messung.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine möglichst schnelle und dabei zuverlässige Messvorrichtung bzw. Messmethode zur Bestimmung einer Eigenschaft der Hautstruktur, insbesondere der Gewebeflüssigkeit bereitzustellen.

Offenbarung der Erfindung

Vorteile der Erfindung

Diese Aufgabe wird mit den Merkmalen des Anspruches 1 gelöst. Hierbei ist vorgesehen, dass zum Zurückstreuen eines Anteils des in die Haut geleiteten Objektstrahls ein Implantat mit einer dem einfallenden Objektstrahl zugewandten Vorderseite und einer davon abgewandten Rückseite in die Haut eingebracht ist, das gegenüber der umgebenden Hautsubstanz einen unterschiedlichen Brechungsindex aufweist.

Das Implantat ermöglicht die optische Messung an dem definierten übergang zwischen der Hautsubstanz, insbesondere also der Gewebeflüssigkeit, und dem Implantat. Dadurch werden relativ genaue und zuverlässige Messergebnisse erhalten.

Verschiedene alternative Ausgestaltungen der Messvorrichtung bzw. Vorgehensweisen bei dem Ver- fahren ergeben sich dadurch, dass zum Bewirken eines Tiefenscans in der Haut und damit zum Erzeugen der Intensitätsmodulation eine Scanvorrichtung vorgesehen ist, die in der Weise aufgebaut ist, dass die optische Weglänge des Referenzstrahls in dem Referenzzweig oder die Wellenlänge der Lichtquelle definiert geändert wird oder dass in der Detektorvorrichtung eine spektrale Auflösung und Auswertung erfolgt, wobei eine Umrechnung in den Ortsraum vorgenommen wird.

Zur Genauigkeit und Zuverlässigkeit der Messung tragen die Maßnahmen bei, dass das Implantat mit einer Vielzahl von Grenzflächen relativ zur Gewebeflüssigkeit zwischen seiner Vorderseite und seiner Rückseite versehen ist und dass die Auswertung in der Weise ausgelegt ist, dass bezüglich des Durchgangs des Objektstrahls durch das Implantat auf der Basis der Intensitätsmodulation im Interferenzsig-

nal die tiefenabhängige Abnahme des Streulichts und/oder die mittlere optische Weglänge unter Bewertung eines mittleren Brechungsindex zur Bestimmung einer Eigenschaft der Hautstruktur ermittelt wird/werden.

Eine Optimierung der Messbedingungen lässt sich dadurch erreichen, dass das Implantat so geformt, strukturiert oder beschichtet ist, dass das von seiner Vorderseite herrührende Vorderseitensignal und das von seiner Rückseite herrührende Rückseitensignal besonders hervorgehoben sind.

Um Störungen in Folge einer Dispersion der Hautschichten möglichst zu unterdrücken, besteht eine weitere vorteilhafte Maßnahme darin, dass im Referenzzweig ein auf den Durchgangsabschnitt der Haut abgestimmtes dispersionskompensierendes Medium eingebracht ist.

Bei dem Verfahren besteht eine günstige Vorgehensweise bei der Auswertung darin, dass zum Bestimmen der Eigenschaft der Hautstrukturen auf der Basis der Intensitätsmodulation die tiefenab- hängige Abnahme des Streulichts und/oder die mittlere optische Weglänge innerhalb des Implantats aus einer Bewertung eines mittleren Brechnungsindex ermittelt wird/werden, wobei die geometrische Wellenlänge bekannt ist.

Eine vorteilhafte Anwendung der Vorrichtung und des Verfahrens besteht darin, dass damit die Blut- zuckerkonzentration bestimmt wird, wobei der an sich bekannte Zusammenhang zwischen der Zuckerkonzentration in der Gewebeflüssigkeit und dem Blut genutzt wird.

Kurze Beschreibung der Zeichnungen

Die Erfindung wird nachfolgend anhand von Ausführungsbeispielen unter Bezugnahme auf die Zeichnung näher erläutert.

Ausführungsform der Erfindung

Die Fig. zeigt in schematischer Darstellung eine interferometrische Messvorrichtung mit einem Inter- ferometerteil, der einen Objektzweig 13, in den der zu vermessende Hautabschnitt eingebracht ist, und einen Referenzzweig 14 mit einer Referenz 16 aufweist. Von einer Lichtquelle 10 wird ein Eingangs-

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strahl 11 auf einen Strahlteiler 12 geführt und von diesem in einen über den Objektzweig 13 geführten Objektstrahl 13.1 und einen über den Referenzzweig 14 geführten Referenzstrahl 14.1 aufgeteilt. Der von der Haut 15 zurückgestreute Objektstrahl und der von der Referenz 16 zurückgestreute Referenzstrahl werden überlagert und zur Interferenz gebracht, wozu die optische Weglänge des Referenz- zweigs 14 und des Objektzweigs 13 entsprechend angepasst sind. Die interferierende Strahlung wird von einem Bildaufnehmer einer Detektorvorrichtung 18 aufgenommen, und in einer anschließenden Auswerteeinrichtung werden die sich durch die Interferenz ergebenden Intensitätsmodulationen ausgewertet. Zur Kompensation der Dispersion in den Hautschichten ist in den Referenzzweig 14 ein dispersionskompensierendes Medium 19 eingebracht.

Die interferometrische Messvorrichtung dient dem Zweck, tiefenaufgelöst optische Informationen zu ermitteln, insbesondere die in einer bestimmten Tiefe der Hautstruktur zurückgestreute Intensität. Je nach Art des interferometrischen Aufbaus handelt es sich bei der Lichtquelle 10 entweder um eine sogenannte Weißlichtquelle, mit der eine bestimmte Kohärenzlänge verbunden ist, oder um eine schmalbandige, durchstimmbare (Laser-)Lichtquelle.

Das Licht in dem Objektzweig 13 wechselwirkt mit den dort befindlichen Substanzen, wobei als Besonderheit in die Haut ein Implantat eingebracht ist, um eine oder mehrere definierte Grenzflächen auszubilden. Abhängig von der Brechungsindexdifferenz zwischen der an die Grenzflächen des Sub- strats angrenzenden Hautsubstanz, insbesondere der Gewebeflüssigkeit, und dem Implantatmaterial wird ein Lichtanteil in Richtung Strahlteiler zurückgeworfen.

Das Licht im Referenzzweig 14 trifft auf die reflektierende Referenz 16, z.B. einen ebenen Spiegel, und wird von dort zurückgeworfen. Je nach Menge des im Objektzweig 13 zurückgeworfenen Lichtes kann es auch vorteilhaft sein, den Reflexionsgrad im Referenzzweig 14 durch weitere Maßnahmen geeignet abzustimmen. Zur Tiefenabtastung des zu vermessenden Hautabschnittes kann z.B. die Referenz 16 im Referenzzweig 14 in Richtung des Strahlteilers bewegt werden.

Je nach interferometrischem Aufbau bzw. Verfahren findet der Tiefenscan dadurch statt, dass die Re- ferenz 16 im Referenzzweig 14 bewegt wird oder die Wellenlänge der Lichtquelle 10 definiert verändert wird. Eine weitere Alternative besteht darin, dass die Detektorvorrichtung 18 zur spektralen Zerlegung der erfassten Strahlung ausgebildet ist und der Auswertung die spektral aufgelöste Strahlung zugrunde gelegt wird, wobei eine Umrechnung in den Ortsraum nach an sich bekannten Methoden erfolgt.

Die aus dem Objektzweig 13 und dem Referenzzweig 14 zurück kommende und zusammengeführte, interferierende Strahlung 17 erzeugt in der Detektorvorrichtung 18 ein zur momentanen Lichtintensität proportionales Signal entsprechend der Intensitätsmodulation, wobei die interferometrische Intensitätsmodulation durch den vorstehend genannten Scanmechanismus tiefenabhängig erfolgt. Die Höhe der Intensitätsmodulation zu einer bestimmten Scanposition gibt Auskunft über die Menge des zurückgestreuten Lichtes im Objektzweig in einer bestimmten Tiefe.

Das Implantat 20 wird in die Haut eingebracht, um die dann anschließenden nichtinvasiven optischen Messungen durchzuführen, wobei ein biokompatibles Implantat eingesetzt wird. Bei bekanntem und festem Brechungsindex des Implantats 20 wird nun die Menge des zurückgestreuten Lichts an der jeweiligen Grenzfläche zwischen Implantat 20 und Gewebeflüssigkeit durch die Brechungsindexdiffe- renz der beiden Medien bestimmt. Ist eine den Brechungsindex der betreffenden Hautsubstanz bestimmende Eigenschaft der Hautsubstanz bekannt, kann durch die ermittelte Brechungsindexdifferenz demnach auf diese Eigenschaft rückgeschlossen werden. Beispielsweise kann auf diese Weise die durch die Blutzuckerkonzentration bedingte änderung des Brechungsindex der Gewebeflüssigkeit ermittelt werden. Durchläuft das Messlicht eine Vielzahl von Grenzflächen zwischen Implantatmaterial und umgebender Hautsubstanz, insbesondere also Gewebeflüssigkeit, ist dementsprechend eine tiefenabhängige Abnahme des zurückgestreuten Lichtes messbar. Um eine Vielzahl von Grenzflächen zu erhalten, wird vorteilhaft eine Mikrostrukturierung des Implantats 20 mit vielen Kanälen oder Hohlräumen, bzw. ein poröses Material verwendet. Die in einem derartigen Implantat 20 beobachtbare tiefenabhängige Abnahme des Streulichts kann also zur Messung der Brechungsindexänderung und damit z.B. zur Blutzuckerbestimmung verwendet werden.

Für den Fall eines mikrostrukturierten oder porösen Implantats 20 ergibt sich eine weitere Methode zur Messung der Brechungsindexänderung. Das Licht erfährt im Durchgang durch das Implantat 20 einen mittleren Brechungsindex, der sich aus der Mittelung der optischen Weglängen im Implantatsmedium und in der Hautsubstanz, insbesondere Gewebeflüssigkeit ergibt. In dem optischen Tiefenscan wird diese mittlere optische Weglänge bestimmt, wenn aus dem Messsignal Vorder- und Rückseite des Implantats hervorgehen. Die gemessene Differenz zwischen den beiden Punkten der Vorder- seite und der Rückseite ergibt die optische Weglänge im Implantat 20. Dabei kann das Implantat 20 auch so geformt, strukturiert oder beschichtet werden, dass Vorder- und Rückseitensignal sich im Messsignal besonders hervorheben. Eine Möglichkeit ist hier z.B. die Beschichtung mit einem Medium mit besonders hohem optischem Brechungsindex.

Da andererseits die geometrische Weglänge im Unterschied zur optischen Weglänge konstant bleibt, kann eine änderung der gemessenen optischen Weglänge auf eine Brechungsindexänderung der Hautsubstanz bzw. Gewebeflüssigkeit innerhalb des Implantats 20 zurückgeführt werden. Diese wiederum steht in direktem Verhältnis zur zu bestimmenden Eigenschaft, beispielsweise also der Blutzuckerkon- zentration. Somit steht eine zweite physikalische Messgröße in derselben Messung zur Verfügung, die eine weitere Aussage, eine Erhöhung der Genauigkeit oder eine Kontrolle des Messergebnisses alternativ oder zusätzlich zu dem erstgenannten Verfahren der tiefenabhängigen Streulichtänderung ergibt.

Mit dem Implantat 20 wird für die optische Messung eine definierte feste Größe vorgegeben, wodurch die Messgenauigkeit und Zuverlässigkeit der Messergebnisse sowie die Messgeschwindigkeit erheblich begünstigt werden.