DE29924810U1

DE29924810U1 - Anordnung für eine spektralfotometrische Diagnostik von gesunden und erkrankten Hautgeweben

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Publication number: DE29924810U1
Application number: DE29924810U
Authority: DE
Original assignee: Von Medizin- Bio- und Umwelttechnologien Ev Gesell zur Forderung
Current assignee: Von Medizin- Bio- und Umwelttechnologien Ev Gesell zur Forderung
Priority date: 1999-07-20
Filing date: 1999-07-20
Publication date: 2005-10-20
Anticipated expiration: 2009-07-21

Abstract

Anordnung zur spektralfotometrischen Diagnostik von gesunden und chronisch erkrankten Hautgeweben, beinhaltend eine Beleuchtungseinheit, die optische Strahlung im ultravioletten (UV), sichtbaren (Vis) und nahen Infrarot (NIR) Bereich liefert, glasfaseroptische Übertragungseinrichtungen, einen Remissionsmeßkopf, der Einrichtungen zum Aussenden und Empfangen optischer Strahlung umfaßt, eine Detektionseinheit zum spektralen Strahlungsnachweis, sowie eine mikrorechnergestützte Meßwertverarbeitungseinrichtung und/oder einen Personalcomputer, die zur Speicherung und Auswertung spektraler Informationen von Hautgeweben geeignet sind, dadurch gekennzeichnet, dass der zum Hautgewebe (11) berührungslos und abstandskontrolliert zu betreibende Remissionsmeßkopf (1), der mit einem Sende-Lichtleitkabel (7), beinhaltend wenigstens zwei voneinander beabstandete Lichtwellenleiter, zur Beleuchtung der Hautoberfläche (11) und mit einem Detektor- Lichtleitkabel (8), beinhaltend wenigstens einen Lichtwellenleiter, zur Detektion der Hautremission, versehen ist, wobei das Detektor- Lichtleitkabel (8) mittig zwischen den Lichtwellenleitern des Sende- Lichtleitkabels (7) angeordnet ist, wobei die dem Hautgewebe (11) zugewandten Lichtein- und Lichtaustrittsfenster genannter Lichtwellenleiter des Sende-Lichtleitkabels (7) zum Detektions- Lichtleitkabel (8) voneinander derart beabstandet angeordnet sind, dass in...

Description

Die Erfindung betrifft eine Anordnung für eine spektralfotometrische Diagnostik von Hautgeweben (abgekürzt: Remissionssensor), welche nichtinvasiv und nichtberührend Erkrankungen zu diagnostizieren, Heilungsverläufe bei Erkrankungen einzuschätzen und Steuerungs- und Regelungsaufgaben bei dermatologischen Geräten wie der Laser-Epilations- oder Ablationstechnik vorzunehmen vermag.
Der spektral auflösende Remissionssensor weist ultraviolettes (UV), sichtbares (Vis) und nahes infrarotes (NIR) Licht bei entsprechender Wechselwirkung mit dem zu untersuchenden Gewebe nach und gestattet eine Auswertung bezüglich Stoffarten (z.B. Melanin, Hämoglobin, Bilirubin, Lipide, Proteine, Gewebewasser), aber auch bezüglich bestimmter Stoffkonzentrationen oder eine multivariate Auswertung hinsichtlich pathologischer oder therapeutischer Zusammenhänge. Dabei ist bekannt, daß einzelne Wellenlängen, Gruppen von Wellenlängen oder das gesamte UV-Vis-NIR-Remissionsspektrum definierte und reproduzierbare Signale enthalten, die eine Aussage zu bestimmten physiologischen und morphologischen Gewebeeigenschaften sowie zu pathologischen Veränderungen im Vergleich zu gesunden Hautabschnitten zulassen.
Die In-vivo-Remission ist das Resultat multipler Streu-, Absorptions- und Fluoreszenzprozesse von Hautgewebe. Besonders im optischen „therapeutischen Fenster" zwischen 600 und 1100 nm, wo die Wasser-Absorption gering bleibt, lassen sich verschiedene Stoffe in der Haut und in ihrem Gefäßsystem spektroskopisch nachweisen. Im NIR-Bereich kann Wasser aufgrund seines großen spektralen Absorptionskoeffizienten sowie des hohen Gehalts im Hautgewebe (≈ 70%) sehr gut nachgewiesen werden. Die starke Wasserabsorption im NIR erschwert andererseits aber die Bestimmung von weiteren stofflichen Komponenten der Haut, wie z.B. von Proteinen, Glucose oder Fett. Eine spektroskopische Konzentrationsbestimmung von bestimmten Stoffen ist in menschlichen Hautgeweben aufgrund ihrer einheitlichen Molekül- und Zellstruktur grundsätzlich möglich, jedoch erschwert die hohe biologische Variabilität der menschlicher Gewebe verallgemeinerungsfähige Aussagen. Diese große Variabilität beruht bereits beim einzelnen Menschen auf der lokal unterschiedlichen Beschaffenheit von Hautgeweben (Zelltypen, Zellanzahl, Zellverteilung, Gewebestruktur, Körperbereiche, Vaskularisation, Durchblutungseigenschaften, intra- und extrazellulärer Wassergehalt, Stoffwechselzustand, Pigmentierung, Haut-Schichtdicken, Oberflächen-Rauhigkeit u.a.). Einige dieser Parameter können sich auch während des Meßprozesses ändern (pulsatorisch im ms- bis s-Bereich; vasomotorisch im Bereich von einigen Sekunden bis zu einer Minute).
Die Verwendung von glasfaseroptischen Bauelementen zur Beleuchtung der Hautoberfläche und zur Weiterleitung der remittierten Strahlung an eine Detektoreinheit ist Stand der Technik. Auch der spektrometrische Nachweis der Geweberemission mit einem Diodenzeilen-Spektrometer ist in der Literatur beschrieben. In den meisten spektroskopischen Applikationen wird von einem berührenden, auf der Hautoberfläche aufliegenden Meßkopf ausgegangen [USP 4 975 581 (Robinson/1990)]; [USP 5 379 764 (Barnes/1995)]. Im optischen Strahlungsweg Lichtsender-Hautgewebe-Lichtdetektor werden bei der berührenden Messung inhomogene Übergänge zur Haut (zufällige, mikroskopisch kleine Luftstrecken mit Spiegel-Reflexion von 3%) verursacht. Diese lokal nicht reproduzierbaren Reflexionssignale an der Hautoberfläche führen zu Meßsignalschwankungen und unterdrücken sogar kleinere Remissionssignale aus dem Gewebeinneren. Eine exakt senkrechte Positionierung des Sensors auf der Gewebeoberfläche mittels optischer Drei-Punktmessung soll trotzdem auftretende abstands- und winkelabhängige Einflüsse auf die Remission verkleinern [DE-PS 43 31 010 (Papenkordt/1995)]. Es wurden weiterhin verschiedene Ansätze unternommen, eine möglichst gute optische Anpassung zwischen dem glasfaseroptischen Meßkopf zu gewährleisten, z.B. die Verwendung eines fluiden Mittels aus Chlorfluorcarbonen [USP 5 823 951 (Messerschmidt/1998]. Obwohl dadurch eine Erhöhung der Reproduzierbarkeit sowie Unterdrückung der spiegelnden Reflexion erreicht werden kann, sind durch Luftblasen Inhomogenitäten nicht vermeidbar. Berührende Remissionssensoren haben außerdem den gravierenden Nachteil, daß durch den Auflagedruck des Meßkopfes wesentliche Meßfehler in der Remission aufgrund der Verdrängung von Blut und extrazellulären Flüssigkeiten bedingt werden, die nur schwer kompensierbar sind. Eine Erhöhung der Reproduzierbarkeit berührender Messungen wird daher mit einer Steuerung des Auflagedrucks mittels mechanischen Federanordnung [DE-PS 29 16 061] oder eines zusätzlichen Drucksensors (Dehnungsmeßstreifen) angestrebt. In einem anderen Vorschlag sollen durch zwei räumlich getrennte spektrale Detektoren sowie durch Differenz- oder Quotientenbildung beider Remissionssignale derartige Einflüsse reduziert werden können [USP 5 349 961 (Stoddart/1994)].
Die optisch Bestimmung von Gewebeparametern mittels zeitlich aufgelöster spektroskopischer Untersuchungstechniken liefert neben der Remissionsamplitude auch die mittlere freie Weglänge der Photonen. Damit kann dann näherungsweise auch das Lambert-Beersche Gesetz zur Konzentrationsbestimmung von Stoffen im Hautgewebe angewendet werden, was ansonsten in stark streuenden Materialien nicht möglich ist. Da typische Ausbreitungszeiten der Photonen im sub-ns-Bereich liegen ist hierfür jedoch eine aufwendige und teure spektroskopische Nachweistechnik (ps-Laser, Streak-Kamera) erforderlich [USP 5 706 821 (Matcher/1998)].
Nichtberührende spektroskopische Verfahren bedürfen einer exakten Abstandskontrolle zwischen der mehr oder weniger inhomogenen Hautoberfläche und der Lichtquellen-Detektor-Einheit des Remissionssensors, wenn auch die gewebespezifischen absoluten Remissionsamplituden ausgewertet werden sollen. Die gewebeoptische Theorie und die experimentellen Erfahrungen zeigen, daß in Hautgeweben die Streuung von Licht in weiten Spektralbereichen die Lichtabsorption überwiegt. Daher kann bei relativ großen mittleren freien Weglängen mit Ausbreitungslängen der Photonen bis zu 10 mm gerechnet werden. Auch relativ weit von der Einstrahlungsstelle entfernte Hautgebiete beeinflussen deshalb die meßbare Vis-NIR-Remission. Eine faseroptische Detektoranordnung, die über Lichtleiter mit einem begrenzten Öffnungswinkel von typisch 20° die in den gesamten Halbraum über der Hautoberfläche abgegebene Remission erfassen soll, kann nicht die Eigenschaften einer Integrationskugel (Ulbricht-Kugel) aufweisen. Daher ist es besonders wichtig, daß bei berührungslosen Messungen ein optimaler Abstand zwischen der Meßsonde und der Hautoberfläche gefunden wird, der es gestattet, die wesentlichen Beiträge zur Remission messend zu erfassen. Dieser Abstand muß mit einer ausreichenden Toleranz eingehalten werden.
Aus der Vielzahl von Abstandssensoren kommen theoretisch für einen Remissionsmeßkopf in Betracht: optische Sensoren, Ultraschall-Sensoren und kapazitive Sensoren. Für Ultraschall ist die Haut ein guter Reflektor; jedoch reicht bei üblichen Ultraschallfrequenzen von 300 kHz die erreichbare Auflösung von 1 mm nicht aus. Auch kapazitive Sensoren wären wegen des Sprungs in der Dielektrizitätskonstanten zwischen Luft (ε_r=1) und dem in der Haut enthaltenen Wasser (ε_r=81) prinzipiell gut geeignet. Aber aufgrund der großen Schwankungsbreite der Hautfeuchte ist die geforderte Auflösung ebenfalls nicht erreichbar. Kommerzielle optische Laser-Triangula-tionssensoren arbeiten gewöhnlich bei einer roten Wellenlänge. Hier sind Fehler durch die lokal unterschiedliche Absorption der kapillaren Blutgefäße zu befürchten. Meßtechnisches Hauptproblem in allen genannten Fällen ist daher das nicht dem Sensorprinzip adäquate oberflächliche Hautgewebe.
Bildgebende Verfahren arbeiten in der Regel nichtberührend und können mit optisch-spektroskopischen Detektoren gekoppelt werden. Durch lokal gescannte Aufnahmen von Haut-Remissionsspektren oder CCD-Kameras läßt sich die geometrische Struktur von Hautläsionen bestimmen. Allerdings ist die spektroskopische Videotechnik eine sehr teure und langsame Meßanordnung. Für diagnostische Zwecke kann die Differenz von Spektren bei pathologischen und gesunden Hautpartien gebildet werden. In einem US-Patent [USP 5 833 612 (Eckhouse/1998)] wird sogar aus einem effektiven Absorptionskoeffizienten μ_eff direkt auf Eindringtiefen der Strahlung geschlossen. Weitere bildgebende Geräte, die auf einem scannenden Spektrometer für die Fluoreszenzdiagnostik von Geweben beruhen, werden im USP 5 735 276 (Lemelson /1998) beschrieben. Durch elektro-optisches Scanning wird eine gewebespezifische Fluoreszenz im Gewebe erzeugt, detektiert und durch eine computergestützte Signalverarbeitung im Videosignal für diagnostische Zwecke oder zur Gerätesteuerung ausgewertet. Spektrogramme im gesamten sichtbaren und NIR-Bereich können damit aufgrund der Wellenlängenbeschränkung des Fluoreszenzdetektors nicht ermittelt werden.
Ein Fluoreszenz-Monitor für Hautoberflächen, der neben einer intensiven Lichtquelle zur photodynamischen Therapie sowohl eine CCD-Videomeßeinrichtung als auch ein Mehrkanal-Spektrometer enthält, ist im USP 5 851 181 beschrieben. In einem Meßkopf sind zwei Lichtleiter (Beleuchtung und spektroskopische Fluoreszenzmessung) zusammen mit einem CCD-Videodetektor angeordnet, womit eine online-Kontrolle des Behandlungsverlaufs gewährleistet werden soll. Eine Einschätzung physiologischer Hautparameter ist jedoch auf den sichtbaren Wellenlängenbereich begrenzt.
Eine Steuerungsverfahren für Laser-Behandlungsgeräte wird im USP 5 738 679 (Daikuzuno/1998) auf der Grundlage der Remission von monochromatischer Laserstrahlung zwischen behandelten Hautpartien und nichtbehandelten Hautpartien als Referenz beschrieben. Durch Quotientenbildung der beiden Remissionssignale kann ein Steuersignal für die Einstellung der Bestrahlungsparameter der Laserquelle gebildet werden. Die Signalgewinnung erfolgt nur bei der NIR-Wellenlänge eines Nd-YAG-Lasers.
Eine breitbandige Spektralanalyse im sichtbaren und NIR-Bereich gekoppelt mit multivariaten Auswertemethoden kann besonders bei Invivo-Hautuntersuchungen die Verallgemeinerungsfähigkeit der Resultate trotz hoher Variabilität von Hautgeweben beim Menschen erhöhen. Durch multivariate Verfahren wie Partial-Least-Square-Methoden (PLS) werden besonders im NIR-Bereich Substanzen nachgewiesen, die gegenüber dem dominierenden Wasser eine bis zu tausendfach geringere Konzentration aufweisen (z.B. Glucose). Im USP 4 975 581 (Robinson/1990) wurde aufgezeigt, daß NIR-Spektren von unbekannten Hautgeweben mittels PLS-Auswerteverfahren zur qualitativen und quantitativen Charakterisierung von Stoffen herangezogen werden können, wenn vorher eine Kalibration auf die gesuchten Materialien mit labordiagnostisch bestimmten Parametern erfolgte.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, mit einem nichtberührenden und nichtinvasiven Remissionsmeßkopf eine reproduzierbare Messung der Remission von Hautgeweben im UV-Vis und NIR-Spektralbereich in einem optimalen Abstand von der Hautoberfläche zu ermöglichen.
Die Aufgabe wird durch die kennzeichnenden Merkmale des Schutzanspruchs 1 gelöst. Vorteilhafte weitere Ausgestaltungen sind durch die nachgeordneten Ansprüche erfaßt.
Bei der erfindungsgemäßen Anordnung wird berührungslos über geeignet angeordnete Lichtwellenleiter in das Hautgewebe eingestrahlt und eine Detektion der remittierten Gewebestrahlung ohne direkten Reflex durch einen mittig angeordnete UV-Vis-NIR-Lichtwellenleiter gewährleistet. Durch den konstruktiven Aufbau des Meßkopfes wird unter Ausnutzung der Aperturwinkel der Lichtwellenleiter sichergestellt, daß beim Heranführen des Meßkopfes an die Hautoberfläche die Aufnahme des Remissionsspektrum immer im annähernd gleichen Abstand und Winkel ausgelöst wird. Erfindungsgemäß wird dieser Meßfall durch das Verschwinden des abstandsabhängigen direkten Reflexes im Remissionsspektrum bei einer stark im Hautgewebe absorbierten Wellenlänge (z.B. der Wasserbande bei 1450 nm) nachgewiesen. Die gleichzeitige Aufnahme von UV-Vis-NIR-Spektren von Hautgeweben am annähernd gleichen Meßort wird erfindungsgemäß durch einen Remissionsmeßkopf mit einem zweikanaligen, glasfaseroptischen Aufbau im Detektionszweig sowie anschließendem parallelem Betrieb von zwei oder mehreren Diodenzeilen-Spektrometern ermöglicht.
Erfindungsgemäß wird die Aufgabe allgemein dadurch gelöst, daß sichtbares und NIR Licht nach entsprechender Wechselwirkung durch Absorption, Streuung und Fluoreszenz mit dem zu untersuchenden Hautgewebe durch einen spektralauflösenden Remissionssensor detektiert und in einer mikrorechnergestützten Baueinheit zur Auswertung gebracht wird. Mit einem nichtberührenden Remissionsmeßkopf wird das Licht der Strahlungsquelle über geeignet angeordnete Lichtwellenleiter auf die Gewebeoberfläche eingestrahlt sowie eine Detektion der remittierten Gewebestrahlung ohne direkten Reflex durch zwei oder mehrere mittig angeordnete UV-Vis-NIR-Lichtwellenleiter gewährleistet. Der Remissionsmeßkopf ermöglicht die gleichzeitige, reflexionsarme Aufnahme von UV-Vis-NIR-Spektren am gleichen Meßort. Der konstruktive Aufbau des Meßkopfes ist so beschaffen, daß sich die, durch die Apertur von Sende- und Empfänger-Lichtwellenleitern im optimalen Abstand von der Hautoberfläche entstehenden beleuchteten Flächen nicht überschneiden, ein direkter Reflex nicht entstehen und daher nur das im Gewebe sich ausbreitende und anschließend remittierte Licht gemäß der Apertur der Detektor-Lichtwellenleiter registriert werden kann. Dieser optimale Abstand ergibt sich allgemein aus der Kombination von Geweberemissionseigenschaften und der meßtechnischen Anordnung und kann erfindungsgemäß für typische Anwendungsfälle experimentell bestimmt werden. Der Abstand über der Hautoberfläche wird erfindungsgemäß durch einen geeigneten Abstandssensor (9) laufend gemessen. Das Ausgangssignal des Abstandssensors triggert bei Erreichung des optimalen Abstandes die Meßwertverarbeitungstechnik (Spektrometer, Speichereinrichtung des PC) zur Aufnahme eines optimalen UV-Vis-NIR-Spektrums. Andererseits können auch kontinuierlich in kurzen Zeitabständen UV-Vis-NIR-Spektren durch die Diodenzeilenspektrometer aufgenommen werden. Die Auswahl des optimalen Spektrums aus der kontinuierlichen Spektralmessung erfolgt erfindungsgemäß dann, wenn bei einer ausgewählten Wellenlänge die Remission einen bestimmten unteren Grenzwert ≈ 0 erreicht. Bei einem annähernd reflexionsfreien Spektrum und einer starken Gewebeabsorption – wie z.B. von Wasser bei λ = 1450 nm – wird das Remissionssignal bei dem optimalen Abstand über der Hautoberfläche verschwinden. Bei einem größeren Abstand als dem optimalen erhält man aufgrund der sich überlappenden Aperturen von Sende- und Empfänger-Lichtleitern einen wesentlich größeren Remissionswert >>0
Erfindungsgemäß wird als optischer Abstandssensor (9) eine lichtempfindliche InGaAs-Fotodiode verwendet, die das von dem Sende-Lichtwellenleiter emittierte Licht bei einer geeigneten Wellenlänge (z.B. λ = 1450 nm) detektiert. Durch die konstruktive Anordnung von Sende-Lichtwellenleiter und InGaAs-Fotodiode kommt es wegen der Aperturen erst beim optimalen Abstand zwischen Hautoberfläche und Meßkopf zu einem reflexionsfreien Remissionssignal, welches trotz der gewebeinneren Lichtleitung in bestimmten Wellenlängenbereichen – z.B. durch die starke Wasserabsorption bei λ = 1450 nm – annähernd verschwindet. Um sicherzustellen, daß man sich in der Nähe einer Hautoberfläche befindet und nicht gegen einen leeren Raum (mit einem dann ebenfalls verschwindenden Remissionssignal) mißt, wird mit einer Silizium-Fotodiode eine normal auftretende höhere Geweberemission (> 30%) in einem Wellenlängenbereich < 1000 nm detektiert. Durch eine geeignete logische Verknüpfung beider Signale wird bei Annäherung des Remissionsmeßkopfes das Vorhandensein des optimalen Abstands festgestellt und als Triggersignal zur Aufnahme und Speicherung des optimalen UV-Vis-NIR-Spektrums verwendet. Erfindungsgemäß ist für die Abstandssensorik keine weitere Beleuchtungsquelle notwendig. Es kann das für die Spektroskopie erforderliche Licht z.B. einer Halogenlampe verwendet werden.
Erfindungsgemäß kann weiterhin beim Betrieb eines NIR-Diodenzeilenspektrometers auf einen separaten InGaAs-Fotodioden-Detektor für die Abstandsermittlung verzichtet werden, wenn bei Annäherung des Remissionsmeßkopfes an die Hautoberfläche mittels einer kontinuierlichen Spektrenaufnahme über eine geeignete Auswerte-Software bei bestimmten Wellenlängen das Remissionssignal beobachtet wird. Kann man hinreichend schnell NIR-Spektren aufnehmen – wie z.B. bei Diodenzeilen-Spektrometern mit einer Zykluszeit von 10 ms – , dann lassen die aufeinanderfolgenden Spektren bei Annäherung des berührungslosen Remissionsmeßkopfes an die Hautoberfläche on-line in der Meßwertverarbeitungselektronik bezüglich bestimmter Kriterien untersuchen und zur Steuerung verwenden. Da beim optimalen Abstand das direkte Reflexionssignal verschwindet und bei geeigneten Wellenlängen – wie z.B. bei der starken Wasserabsorptionbande bei λ = 1450 nm – die interne Geweberemission ebenfalls sehr klein wird, kann z.B. aus dem Remissionssignal bei λ = 1450 nm softwaremäßig das optimale Spektrum zur Speicherung ausgewählt werden. Alle anderen, vor und nach diesem optimalen Abstand aufgenommenen Spektren werden verworfen und belasten nicht die Speicherkapazität der mikrorechnergestützten Auswerte-Baugruppe oder des Personalcomputers.
Die erfindungsgemäße Verwendung von gekoppelten UV-Vis-NIR-Diodenzeilen-Spektrometern (UV: 215 nm bis 400 nm sowie Vis: 310 nm bis 1150 nm auf Silizium-Basis; NIR: 900 nm bis 2400 nm auf Indium-Gallium-Arsenid-Basis) als Nachweiseinrichtung gestattet die Untersuchung schneller pulsatorischer Prozesse in Hautgeweben mit zeitlichen Auflösungen bis in den Millisekundenbereich. Durch die Verarbeitung der Signale der UV-Vis-NIR-Diodenzeilen in einem mikrorechnergestützten Gerät kann die UV-Vis-NIR-Remission mittels spezieller univariater und multivariater spektroskopischer Methoden ausgewertet werden. Mit der gleichzeitigen Messung der UV-Vis-NIR-Remission am gleichen Probenort (glasfaseroptischer Y-Verzweiger) oder am annähernd gleichen (zwei oder mehrere Detektorfasern) in einem optimalen Abstand über der Hautoberfläche werden eine Vielzahl medizinisch relevanter Parameter von Hautgeweben erfaßt und für diagnostisch-therapeutische Zwecke einsetzbar. Dies betrifft die Strahlungsabsorption von Hautpigmenten (Hämoglobin, Melanin, Cytochrome), von Wasser und Proteinen , die Streuung optischer Strahlung durch die Gewebestruktur (Kollagen, Elastin, Fibrin, Gefäße) sowie die Fluoreszenz (Eigen- und induzierte Fluoreszenz).
Gemäß der Erfindung werden die lichtaussendenden Glasfasern in radial-symmetrischer Form im Remissionsmeßkopf angeordnet, so daß z.B. bei einem Aperturwinkel von 12,5° und bei einem Abstand von 2 mm über der Hautoberfläche eine Entfernung von 2 mm zu den mittig angeordneten Detektorlichtleitern erhalten werden kann, ohne daß ein direkter Reflex registriert wird. Besonders das NIR-Licht kann durch Migration der Photonen ohne Probleme das Hautgewebe durchqueren. Allerdings sind bei kürzeren Wellenlängen die optischen Eindringtiefen deutlich kürzer. Stärker im blauen oder ultravioletten Wellenlängenbereich absorbierende Materialien können nur nach entsprechender Korrektur oder gar nicht mit dieser reflexionsarmen Sonde entsprechend obigen beispielhaften Abmessungen vermessen werden. Durch die zirkulare Anordnung der Sendelichtleiter wird erfindungsgemäß weiterhin eine örtliche Homogenisierung des remittierten Lichts aus einer inhomogenen Gewebestruktur über Flächen von 10 mm² realisiert.
Mit empfindlichen UV-Vis-NIR-Diodenzeilen-Spektrometern kann das Remissionssignal des reflexionsarmen glasfaseroptischen Meßkopfes je nach erwarteter maximaler Amplitude mit einer einstellbaren Integrationszeit von einigen ms bis zu einer Sekunde verarbeitet sowie entsprechend dem überlagerten Rauschen n-fach gemittelt werden. Die Normierung der UV-Vis-NIR-Remissionsspektren erfolgt üblicherweise mit einem hoch reflektierenden, wellenlängenunabhängigen Material (z.B. Spectralon^® mit Reflexionsgrad = 98%), wobei vor jeder Proben-Messung eine Messung des Referenzmaterials erfolgt und intern im Spektrometer eine Quotientenbildung erfolgt. Da für Hautgewebeuntersuchungen ohne Messung des direkten Reflexes erfindungsgemäß eine spezielle zirkular beleuchtende Meßsonde verwendet wird, kann mit herkömmlichen Referenzmaterialien nicht gearbeitet werden, da die Lichtleitung in ihnen zu gering ist. Daher wird erfindungsgemäß auf stärker streuende Materialien wie z.B. Teflon zurückgegriffen, deren auf Spectralon bezogene Reflexionsfähigkeit zwar von 100% bei 400 nm auf 65% bei 1700 nm abnimmt, dafür aber eine sehr gute mechanisch-chemische Stabilität und ein kontinuierliches Spektrum ohne Absorptionspeaks aufweist. Durch Vergrößerung der Integrationszeit kann auch bei geringeren Remissionssignalen eine Vollaussteuerung der Diodenzeilen und damit eine Messung im gesamten Dynamikbereich (typisch 2¹⁵ = 32.768) erreicht werden. Bei verschiedenen Haut-Remissionsuntersuchungen ist es vorteilhaft, wenn erfindungsgemäß das Spektrum einer geeigneten Hautpartie oder eines bestimmten Wundbereiches selbst als Referenzspektrum genommen wird. Pathologische Abweichungen lassen sich derart mitunter auf einfache Weise aufzeigen.
Die Temperatur der oberflächlichen Hautgewebe bestimmt maßgeblich den Ablauf der physiologischen Vorgänge in Hautgeweben (Mikrozikulation). Erfindungsgemäß muß daher die berührungslose Spektralmessung mit einer berührungslosen Hauttemperaturmessung gekoppelt werden. Dazu ist eine Vermessung der jeweiligen Hautoberfläche mit einem Strahlungstemperaturmesser als separatem Handgerät bei einer infraroten Wellenlänge von 10 μm notwendig. Bei weiteren Fortschritten bei der Miniaturisierung von pyrometrischen Sensoren ist künftig auch eine Integration des Temperaturmessers in den glasfaseroptischen Remissionsmeßkopf möglich. Für einige Applikationsfälle kann auch die berührende Hauttemperaturmessung mit einem Kontaktthermometer auf Hautbereichen zugelassen werden, die nicht durch Wunden oder dermatologische Erkrankungen gekennzeichnet sind. Allerdings unterscheiden sich die Temperaturen an der Hautoberfläche und im Innern deutlich.
Mit Diodenzeilenspektrometern lassen sich aufgrund ihrer geringen Zykluszeiten bis in den ms-Bereich Kinetiken von zeitabhängigen Prozessen in Hautgeweben aufnehmen. Dies betrifft erfindungsgemäß solche Applikationsmöglichkeiten wie die Beobachtung der Mikrozirkulationsänderung während einer extrakorporalen Photophorese, die Untersuchung von pulsatorischen Veränderungen des Herz-Kreislaufsystems wie der Dikrotie als Indikator für den Gefäßzustand, das venöse Refilling der Gefäße der unteren Extremitäten bei chronisch-venöser Insuffizienz sowie vasokonstriktive und vasodilatatorische Effekte bei der pharmakologischen Therapie.
Gemäß der Erfindung wird der reflexionsarme Meßkopf in seinem optimalen Abstand zu einer nichtberührenden Untersuchung von akuten und chronischen Wunden eingesetzt. Durch das Vorhandensein von Exsudaten in Wunden und die mechanische Verletzlichkeit von neu gebildetem Granulationsgewebe können berührende Remissionssensoren grundsätzlich nicht verwendet werden. Die vier Phasen der Wundheilung (Entzündungs-, Reinigungs-, Granulations- und Reifungsphase) unterscheiden sich durch unterschiedliche biologische Vorgänge, die jeweils durch bestimmte optisch erfaßbare Streu- und Absorptionsvorgänge gekennzeichnet sind. Dies betrifft in der exsudativen und Entzündungsphase die Absonderung von flüssigem Material (Blut, Serum, Eiter) sowie eine Thrombozyten-Aggregation mit der Bildung eines fibrinogenen Netzes (Schorf). Durch Leukozyten-Einwanderung (Freßzellen) kommt es zur Beseitigung toter Gewebezellen. Die Blutgefäßerweiterungen befördert eine stärkere Durchblutung, Rötung; Extravasationen führen zu Schwellungen und zur Ödembildung. In der Granulationsphase kommt es zur Blutgefäßneubildung und Fibroblasteneinwanderung. Die Folge sind glasig-transparente miteinander verbundene Körnchen (Granula), die neben Hämoglobinen und Wasser besonders viele fibrilläre Proteine enthalten. Die Farbe des Granulationsgewebes ist ein wichtiger Indikator für den Wundheilungsfortschritt. Schließlich beobachtet man in der Reifungsphase eine Ausreifung der Kollagenfasern und die Bildung von Narbengewebe.
Bei chronischen Wunden liegen über Wochen und Jahre diese vier Zustände auch parallel vor. Da häufig keine abbaubaren Blutgerinnsel (Schorf) aus der exsudativen Phase vorhanden sind, kommt es auch zu keiner Fibroblasteneinwanderung und Granulation. Durch den dauernden Einstrom von Entzündungszellen wird die extrazelläre Matrix weiter abgebaut und eine Migration der Epithelzellen vom Wundrand verhindert. Toxische Stoffe und Mikroben reichern sich in der Wunde an und führen zu einem weiteren Gewebeuntergang. Alle genannten Prozesse in chronischen Wunden haben ein charakteristisches – wenn auch örtlich inhomogenes – spektroskopisches Erscheinungsbild. Es kann als zusätzliches Hilfsmittel zur Objektivierung der jeweiligen Wundheilungsstufe durch den Arzt herangezogen werden. Erfindungsgemäß sollen nichtberührend mit dem reflexionsarmen Meßkopf in einem optimalen Abstand über der Wunde spezifische Remissionsspektren für diese Wundheilungszustände aufgenommen werden: Blutgefäßreaktionen lassen sich sehr gut anhand einzelner Absorptionsbanden (z.B. arterieller Doppelpeak des Hämoglobins HbO2 bei 548 nm und 575 nm) nachweisen. Andere charakteristisch streuende und absorbierende Objekte im Wundheilungsprozeß wie spezifische Proteine (Kollagene, Elastine, Keratine) oder polsternde Fettgewebe können über eine multivariate Auswertung der UV-Vis-NIR-Spektren zugänglich gemacht werden. Erfindungsgemäß bilden die mit dem berührungslosen, reflexionsarmen Remissionsmeßkopf erhaltenen UV-Vis-NIR-Spektren von chronischen Wunden und anderen Hautgeweben Arzt.
Ein weiterer Grundgedanke der Erfindung besteht in der Applikation des reflexionsarmen Remissionsmeßkopfes zur Bestimmung des Pigmentgehaltes in der Haut und damit des Hauttyps. Durch die berührungslose Messung wird eine Druckbelastung der oberflächlichen Haut vermieden und damit Meßfehler durch eine Beeinträchtigung der Gefäßsysteme vermieden. Aus den spektroskopischen Daten kann in bekannter Weise der Melanin-Index berechnet werden.
Ein weiterer Grundgedanke der Erfindung besteht in der approximierten analytischen Auswertung bestimmter spektraler Bereiche der Remissionskurven, die mit dem reflexionsarmen Remissionsmeßkopf aufgenommen werden. Diese analytischen Beschreibungen können näherungsweise aus einer abgewandelten Form des Lambert-Beerschen-Gesetzes für die Konzentrationsbestimmung einer Stoffart – wie z.B. des Hämoglobin- oder Wassergehaltes – oder auf einem einfachen Drei-Schichtenmodell für Hautgewebe beruhen, wobei in letzterem aus der Literatur bekannten Streu- und Absorptionskoeffizienten verwendet werden können. Die durch rechentechnische Kurvenanpassung gewonnen numerischen Koeffizienten dienen erfindungsgemäß einer quantitativen Beschreibung diagnostizierter oder therapeutischer Effekte, die über die Hautremission zugänglich sind.
Ein weiterer Grundgedanke der Erfindung besteht in der Auswertung der spektroskopischen Daten mittels multivariater Methoden und der binären Klassifikatoren. Der spektrale Verlauf der Hautremission im sichtbaren und NIR-Wellenlängen-Bereich kann eine pathologische oder gesunde Erscheinungsform haben: Dies wird als sogenannte DPR-Methode (Disease pattern recognition) zur Krankheitserkennung bezeichnet. Dieses, aus der spektroskopischen Stofferkennung im mittleren Infrarot bewährte Verfahren des Spektrenvergleichs wird erfindungsgemäß bei der Klassifikation von kranker und gesunder Hautspektren auch bei großer Variabilität unter den Probanden verwendet.
Die erfindungsgemäße Prinziplösung des berührungslosen reflexionsarmen Remissionsmeßkopfes kann für die Steuerung und Regelung von medizinisch-technischen Geräten für die Haarentfernung (Epilation), für die Abtragung von Haut (Resurfacing, Ablation) oder die Entfernung von Tätowierungen eingesetzt werden. Für eine on-line-Steuerung der Laser-Anlagen ist jedoch eine sehr schnelle Mikrorechnertechnik erforderlich, um die anfallenden spektralen Datenmengen zu verarbeiten und in Steuerbefehle umzusetzen.
Die Erfindung soll nachstehend anhand eines Ausführungsbeispieles erläutert werden. Die Zeichnungen zeigen:
1: Remissionsmeßkopf
2: Darstellung der Meßanordnung
Der dieser Erfindung zugrunde liegende berührungslose, reflexionsarme Remissionsmeßkopf mit einer gekoppelten UV-Vis-NIR-Diodenzeilentechnik erfüllt durch seine optimale Beleuchtungs- und Detektoranordnung wesentliche medizinisch-technische Anforderungen an die spektroskopische UV-Vis-NIR-Hautmeßtechnik. Dies betrifft die Durchführbarkeit berührungsloser In-vivo-Messungen mit einer geringen Patientenbelastung auch an schlecht zugänglichen Körperstellen, eine hohe Reproduzierbarkeit der Spektrenaufnahme und ein großes Signal-Rausch-Verhältnis.
In 2 ist eine schematische Darstellung der Meßanordnung für die Aufnahme von In-vivo-Remissionsspektren der Haut dargestellt. Bis auf den Remissionsmeßkopf 1 mit integrierten Lichtwellenleitern 7,8 bestehen die wesentlichen Komponenten aus kommerziell erhältlichen Vis-NIR-Spektrometer-Modulen 2,3 (Carl ZEISS Jena), einer Transputereinheit 4 als PC-Einschubkarte (J&M Aalen) sowie aus einem Personalcomputer 5 als Steuer- und Auswerteeinheit, deren Komponenten zu einer neuartigen Meßanordnung zusammengefügt und mit einer neuartigen Auswerte-Software ausgestattet sind. Aus einem Lampenkassetten-Modul 6 mit einer stabilisierten Halogenlampe mit einer Leistung von 20 W wird ein kontinuierliches Strahlungsspektrum von 350 nm bis über 2000 nm als Weißlicht bereitgestellt. Über ein Bündel von sieben beleuchtenden Lichtleitkabeln 7 aus Quarz (NIR-LOH) mit je einem Durchmesser von 200 μm gelangt das Licht an den Remissionsmeßkopf 1. Zwei Detektor-Lichtleiter 8 aus Quarz (NIR-LOH) mit je einem Durchmesser von 200 μm nehmen das remittierte Licht auf und leiten es zu den optischen Vis- oder NIR-Spektrometereingängen.
Der Remissionsmeßkopf in 1 ist so aufgebaut, daß im optimalen Abstand von annähernd 2 mm über der Hautoberfläche der durch die Apertur der beleuchtenden Glasfasern entstehende direkte Reflex – auch unter Berücksichtigung der immer vorhandenen Haut-Inhomogenitäten – nicht in die beiden Detektor-Glasfasern eingekoppelt werden kann. Im Gegensatz zu herkömmlichen Y-Lichtleitern, die in der spektroskopischen Meßtechnik weitgehende Anwendungen finden, kann damit die Spiegel-Reflexion unterdrückt werden, die nur eine Oberflächeninformation beinhaltet und schwächere Remissionssignale aus dem Gewebeinneren überdeckt und damit einer weiteren Untersuchung unzugänglich macht. Bei Annäherung der Remissionssonde an die Hautoberfläche (mit einem Abstand der größer als der optimale ist) wird jedoch durch die sich überschneidenden beleuchteten Flächen auch ein direktes Reflexionssignal in den Detektorzweigen aufgenommen. Wertet man dieses Signal in einem Wellenlängenbereich aus, welches durch eine starke Gewebeabsorption und damit eine sehr geringe Remission aus der Hautoberfläche gekennzeichnet ist, kann man aus dem Verschwinden dieses Reflexes bei Annäherung des Meßkopfes an die Hautoberfläche auf den optimalen Abstand schließen und die automatische Speicherung dieses ausgewählten Spektrums auf der Festplatte des PC veranlassen. Dadurch wird gewährleistet, daß nur sichtbares und NIR-Licht, welches von den Sendefasern durch Lichtleitung mit begleitenden Streu- und Absorptionsprozessen im zu untersuchenden Hautgewebe einer Fläche von ca. 10 mm² zu den beiden Detektionsfasern gelangt ist, registriert wird. Typische Spiegel-Reflexionssignale, wie sie bei Messungen mit Y-Leitern häufig zu beobachten sind, werden vermieden. Das wird besonders im Bereich der Wasserabsorptionsbande bei λ = 1450 nm deutlich, wo sich das Remissionssignal bei normalen Hautgeweben und bei chronischen Wundgeweben auf Werte unter 1% vermindert. Dieser Wellenlängenbereich wird zur Indikation des optimalen Abstandes des Remissionsmeßkopfes über der Hautoberfläche verwendet. Die meßtechnische Erfassung kann über einen gesonderten NIR-Detektor erfolgen, der als InGaAs-Fotodiodenschaltung mit Operationsverstärkern ausgeführt ist und über einen Triggerausgang zur Steuerung der Spektrenspeicherung verfügt. Andererseits sei auch die Möglichkeit der internen, spektrometrische Registrierung dieses Remissionsmodus über die NIR-InGaAs-Spektrometerzeile angedeutet, die über die mikrorechnergestützte Auswerteeinheit selbst ein Signal zur Abspeicherung des ausgewählten optimalen Spektrums liefern kann. Zur eindeutigen Ablaufsteuerung gehören noch ein Startsignalgeber mit einem Silizium-Fotodioden-Sensor, der die Anwesenheit von Hautgewebe bei einer geeigneten ausgewählten Wellenlänge signalisiert.
Das Vis-Spektrometer-Modul 2 von ZEISS besteht aus einem kompakten Glaskörper mit einem faseroptischen Eintritts-Querschnittswandler, einem abbildenden, holografisch geblazten Gitter als dispersivem Element sowie einer Silizium-Diodenzeile. Alle Bauteile sind stabil und dauerjustiert zu einer mikrooptisch mikroelektronischen Baugruppe verklebt. Das Vis-Modul 2 ist mit einer CCD-Diodenzeile mit 256 Pixel ausgestattet, die im Wellenlängenbereich von 305 bis 1150 nm eine Pixelauflösung von 3,2 nm gewährleistet. CCD-Zeilen haben einen größeren Dynamikbereich, geringes Rauschen und Übersprechen. Die Wellenlängengenauigkeit und die Temperaturdrift liegen bei 0,3 nm bzw. bei 0,02 nm/K. Die Pixel der Diodenzeile stellen miniaturisierte Halbleiterkapazitäten dar, die durch die auffallende spektrale Lichtmenge entladen werden. Diese Ladungsmengen werden über hybrid integrierte Multiplexer ausgelesen und von einer nachfolgenden Analog/Digitalelektronik weiterverarbeitet. Mit einer 16 Bit-Technik sind aufgrund der hohen Lichtempfindlichkeit der Strahlungssensoren der spektrometrischen Anordnung Integrationszeiten bis zu 3 ms möglich, so daß medizinische Echtzeitmessungen von über 100 Meßpunkten pro Sekunde vorgenommen werden können.
In konstruktiv ähnlicher Weise ist der NIR-Spektrometer-Modul 3 von ZEISS mit einer 128-er Diodenzeile aus InGaAs auf einem Quarzkörper aufgebaut. Zur Erzielung niedriger Rauschwerte der Zeile erfolgt hier eine thermoelektrische Temperaturstabilisierung auf 0°C. Für einen Wellenlängenbereich von 900 bis 1700 nm wird hier eine Pixelauflösung von 6,25 nm bei einer absoluten Genauigkeit von +/- 0,6 nm und einer Drift von 0,02 nm/K erreicht.
Im Personalcomputer 5 erfolgt über eine spezielle Steuersoftware die Einstellung der Parameter der beiden Vis-NIR-Spektrometerkassetten 2,3 (z.B. Integrationszeit der Zeilen, Mittelungszahlen der Spektren, Dunkelstromkompensation, Referenzbildung) sowie über die Transputereinheit die nahtlose Zusammenführung von zeitlich parallel gemessenen Vis- und NIR-Spektren der beiden Spektrometer bis zu Zykluszeiten unterhalb von 10 ms. Gespeichert werden nur Spektren im optimalen Abstand über der Hautoberfläche. Die auf der Festplatte im PC 5 abgelegten Spektren können dann sowohl mit einer herkömmlichen Spektrometer-Software (prozentuale oder logarithmierte Darstellung u.a.) bearbeitet werden als auch mit speziellen univariaten oder multivariaten Routinen hinsichtlich der Objektivierung von normalen und pathologischen Hautgeweben oder dem Heilungsverlauf von chronisch-venösen Wunden ausgewertet werden.

1: Remissionsmeßkopf
2: Vis-Spektrometer-Modul
3: NIR-Spektrometer-Modul
4: Transputereinheit
5: Personalcomputer
6: Strahlungsquelle
7: Sende-Lichtleitkabel
8: Detektor-Lichtleitkabel
9: Sensoren zur Steuerung und Abstandskontrolle
10: Photonen im Hautgewebe
11: Hautgewebe
12: Temperaturmeßeinrichtung

Claims

Anordnung zur spektralfotometrischen Diagnostik von gesunden und chronisch erkrankten Hautgeweben, beinhaltend eine Beleuchtungseinheit, die optische Strahlung im ultravioletten (UV), sichtbaren (Vis) und nahen Infrarot (NIR) Bereich liefert, glasfaseroptische Übertragungseinrichtungen, einen Remissionsmeßkopf, der Einrichtungen zum Aussenden und Empfangen optischer Strahlung umfaßt, eine Detektionseinheit zum spektralen Strahlungsnachweis, sowie eine mikrorechnergestützte Meßwertverarbeitungseinrichtung und/oder einen Personalcomputer, die zur Speicherung und Auswertung spektraler Informationen von Hautgeweben geeignet sind, dadurch gekennzeichnet, dass der zum Hautgewebe (11) berührungslos und abstandskontrolliert zu betreibende Remissionsmeßkopf (1), der mit einem Sende-Lichtleitkabel (7), beinhaltend wenigstens zwei voneinander beabstandete Lichtwellenleiter, zur Beleuchtung der Hautoberfläche (11) und mit einem Detektor- Lichtleitkabel (8), beinhaltend wenigstens einen Lichtwellenleiter, zur Detektion der Hautremission, versehen ist, wobei das Detektor- Lichtleitkabel (8) mittig zwischen den Lichtwellenleitern des Sende- Lichtleitkabels (7) angeordnet ist, wobei die dem Hautgewebe (11) zugewandten Lichtein- und Lichtaustrittsfenster genannter Lichtwellenleiter des Sende-Lichtleitkabels (7) zum Detektions- Lichtleitkabel (8) voneinander derart beabstandet angeordnet sind, dass in Abhängigkeit von der Wellenlänge der eingesetzten Strahlung und der Apertur der eingesetzten Lichtwellenleiter des Sende- und des Detektions-Lichtleitkabels (7; 8) bei Erreichen eines definierten Abstandes des Remissionsmeßkopfes (1) zum Hautgewebe (11), bei dem kein vom Hautgewebe reflektiertes Licht, sondern im wesentlichen nur die durch die Lichtleitung im Hautgewebe (11) emittierte Strahlung die Eintrittsöffnung des Lichtwellenleiters des Detektions-Lichtleitkabels (8) erreicht, was durch einen signifikanten Abfall unter einen vorgebbaren Grenzwert der eingekoppelten Strahlung in Spektrometermodulen (2; 3) nachweisbar ist, wobei – dieser Grenzwert als Maß für den definiert einzuhaltenden Abstand des Remissionsmeßkopfes (1) zum Hautgewebe (11) eingesetzt ist oder – zusätzlich wenigstens ein Sensor (9) zur Steuerung und Abstandskontrolle am Remissionsmeßkopf (1) vorgesehen ist, der bei Erreichen des definiert einzuhaltenden Abstands, diesen direkt als Distanzwert erfaßt und dessen Signale die Spektrometer-Module (2; 3) in der Weise triggern, dass nur bei Einhaltung des definierten Abstands ein Spektrum in den nachgeordneten Spektrometer-Modulen (2; 3) der Transputereinheit (4) und dem Personalcomputer (5) aufnehm- und speicherbar ist.
Anordnung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass bei Einsatz von mehr als zwei Lichtwellenleitern in dem Sende-Lichtleitkabel (7) diese den/die Lichtwellenleiter des Detektions-Lichtleitkabels (8) zirkular oder in polygoner Anordnung umgeben.
Anordnung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der Remissionsmeßkopf (1) in miniaturisierter und portabler Form ausgeführt ist und die Strahlungsquelle (6), die Spektrometer-Module (2; 3) sowie die Personalcomputer (5) aus separaten Geräteteilen bestehen.
Anordnung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der Remissionsmeßkopf (1) mit glasfaseroptischen Sende- und Detektor-Lichtleitkabeln (7; 8), die Strahlungsquelle (6) und die Sensoren (9) zur Steuerung und Abstandskontrolle, die Spektrometer-Module (2; 3) sowie die Transputereinheit (4) und der Personalcomputer (5) in miniaturisierter und portabler Form als Handmeßgerät ausgeführt sind.
Anordnung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Beabstandung der Lichtwellenleiter der Sende- und Detektions-Lichtleitkabel (7; 8) im Remissionsmesskopf (1) an der Lichtaustrittsseite derart festgelegt ist, dass sich die Aperturwinkel der beleuchtenden und empfangenden Lichtwellenleiter der Sende- und Detektions- Lichtleitkabel (7; 8) erst in einem größeren Abstand über der Hautoberfläche (11), der außerhalb des Meßabstandes liegt, überlagern und bei geringeren Abständen, die im Bereich des definierten Meßabstandes liegen, keine direkten Reflexionen in das Detektions- Lichtleitkabel (8) einkoppelbar sind.
Anordnung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass für das Detektions- Lichtleitkabel (8) zwei eng benachbart angeordnete Lichtwellenleiter vorgesehen sind, die die remittierte Strahlung jeweils zu den Spektrometer-Modulen (2; 3) leiten.
Anordnung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass in dem Remissionsmeßkopf (1) für das Detektions- Lichtleitkabel (8) nur ein Lichtwellenleiter vorgesehen ist, der jedoch außerhalb des Remissionsmeßkopfes (1) als Y-Verzweiger ausgeführt ist und mit zwei Glasfasern die remittierte Strahlung jeweils zu den Spektrometer-Modulen (2; 3) leitet.
Anordnung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der Remissionsmeßkopf (1) mit mehr als zwei mittig angeordneten Lichtwellenleitern des Detektions- Lichtleitkabels (8) versehen ist.
Anordnung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der/die Abstandssensoren) (9) zur Ermittlung des Meßabstandes des Remissionsmeßkopf (1) über der Oberfläche des Hautgewebes (11) so ausgewählt sind, dass sie im Millimeterbereich eine präzise Abstandsermittlung ermöglichen.
Anordnung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der/die Abstandssensoren) (9) in der Bahn der radialsymmetrischen oder polygonen Anordnung der Lichtwellenleiter des Sende-Lichtleitkabels (7) angeordnet sind.
Anordnung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass im Remissionsmeßkopf (1) zwei Lichtwellenleiter des Detektions-Lichtleitkabels (8) sowie ein weiterer Lichtleiter für die Abstandskontrolle mittig und geometrisch dreiecksförmig angeordnet sind.
Anordnung nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass ein optoelektronischer Abstandssensor (9) mit einer Silizium- oder InGaAs-Fotodiode vorgesehen ist.
Anordnung nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, dass der optoelektronische Abstandssensor (9) in einem Wellenlängenbereich betreibbar ist, in dem die Geweberemission ein Minimum erreicht und das Verschwinden eines direkten Reflexes für Steuerungszwecke auswertbar ist.
Anordnung nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, dass die ausgewählten Wellenlängenbereiche, in denen die Geweberemission ein Minimum erreicht, durch die bekannten Wasserabsorptionsbanden im nahen Infrarot-Bereich charakterisierbar sind.
Anordnung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass zur Referenzierung von Hautgewebespektren ein gut lichtleitendes Material -wie z.B. Teflon- mit stabilen physikalisch-chemischen Eigenschaften eingesetzt ist.
Anordnung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass mit zwei Remissionsmeßköpfen (1) die gleichzeitige Aufnahme von Remissionsspektren von gesunden und pathologischen Hautgeweben an unterschiedlichen Körperstellen durchführbar ist, wobei über die Meßwertverarbeitungseinrichtungen (4; 5) durch Differenz-, Quotientenbildung oder Korrelation der wellenlängenabhängigen spektralen Daten eine Klassifizierung und Diagnostik von Hautgeweben (11) vornehmbar ist.
Anordnung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß sie zur berührungslosen remissionsspektroskopischen Indikation in medizintechnischen Geräten zur Epilation von Haaren, zur Ablation, Koagulation und Vaskularisation von Hautgeweben sowie zur Entfernung von Tätowierungen eingesetzt wird.
Anordnung nach Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet, dass als remissionsspektroskopischer Indikator das äußere Erscheinungsbild von Hautgeweben (Pigmentierung, Strukturierung) sowie charakteristische Hautreaktionen, z.B. Entzündungen, Ödembildungen, Gefäßveränderungen, verwendet werden.
Anordnung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass mit ihr berührungslos zeitabhängige Remissionsprozesse in Hautgeweben bis in den ms-Bereich bestimmt werden und durch Auswertung der VIS- und NIR-Remission Aussagen zum Zustand der Mikrozirkulation in Hautgeweben getroffen werden.
Anordnung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass zur Bestimmung der Temperatur von Hautgeweben eine Temperaturmeßeinrichtung (12) im Remissionsmeßkopf (1) vorgesehen ist.
Anordnung nach Anspruch 20, dadurch gekennzeichnet, dass für die Temperaturmeßeinrichtung ein berührungslos arbeitender, pyroelektrischer Strahlungssensor eingesetzt ist.
Anordnung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass zur Vermeidung eines zu großen Abstandes zwischen Remissionsmeßkopf (1) und Hautgewebe (11) ein Vis-Spektrometer-Modul (2) vorgesehen ist, das eine Unterschreitung eines vorgebbaren Grenzwertes im Remissionsmaximum des detektierten Spektrums erfaßt und die Spektrenspeicherung unterbindet.
Anordnung nach Anspruch 1 und 22, dadurch gekennzeichnet, dass die vom Vis-Spektrometer-Modul (2) und NIR-Spektrometer-Modul (3) gelieferten spektralen Remissionswerte in ausgewählten Wellenlängenbereichen in logischer UND-Verknüpfung zur Steuerung der Spektrenabspeicherung verwendet werden.
Anordnung nach Anspruch 23, dadurch gekennzeichnet, dass die ausgewählten Wellenlängenbereiche gebildet sind durch ein Minimum der Geweberemission, insbesondere bei den Wasserabsorptionsbanden, sowie ein Maximum der Hautgeweberemission.
Anordnung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass zur eindeutigen Abstandssteuerung ein Startsignalgeber vorgesehen ist, der die Anwesenheit von Hautgewebe bei einer vorgegebenen Wellenlänge im Remissionsmaximum detektiert und die Spektrenaufnahme und Speichereinheit (4; 5) aktiviert.