NO321659B1 - Volumspesifikk karakterisering av menneskehud ved elektrisk immitans - Google Patents

Description

Volumspesifikk karakterisering av menneskehud ved elektrisk immitans.

Denne oppfinnelsen angår en sensorsammenstilling og en fremgangsmåte for måling av kjennetegn ved en overflate, fortrinnsvis hud, og mer spesifikt et system for volumspesifikke imitans-målinger på menneskehud. Målingene blir utført for å karakterisere den fysiske tilstanden til et spesifikt hudvolum, som for eksempel viabilitet, fuktighetsgehalt, struktur, sammensetning osv. Eksempler på mulige anvendelser for denne oppfinnelsen er bestemmelse om vevet er levende i systemer for gjenkjenning av fingeravtrykk, dybdemålinger av hudens fuktighet eller deteksjon av elektrodermal respons lokalisert i diskrete svettekanal-åpninger.

Måledybden for bioimpedansmålinger på skinn vil generelt avhenge av frekvensen til det påtrykte signalet - høyere frekvenser vil bety målinger ved større dybder, som diskutert i Martinsen Ø.G., Grimnes S., Haug E.: "Measuring depth depends on frequency in electrical skin impedance measurements." Skin Res. Technol., 5,179-181, 1999. Impedanse-spektroskopi på et veldefinert volum med hud er dermed mulig med konvensjonelle teknikker, siden hver frekvens vil representere et forskjellig volum i huden. Imidlertid muliggjør den foreliggende oppfinnelsen en høyere grad av fokusert flerfrekvens-målinger på spesifikke hudlag eller volumer.

Målinger av vevskarakteristika ved bruk av elektroder er kjent fra en rekke andre publikasjoner også, så som US 6,175,641, som ikke tar hensyn til hudens lagdelte natur, US 5,353,802, som er rettet mot dybdeundersøkelser ved organer ved bruk av konsentriske ringelektroder og US 5,738,107, som måler fuktighetsinnholdet i hud ved bruk av relativt store elektroder. Ingen av disse har muligheten til å selektivt måle spesifikke hudlag, hvilket er formålet med denne oppfinnelsen.

Andre eksempler finnes i W099/23945, der man sender strøm mellom to elektroder og måler spenning mellom en av disse og en probe. Detter gir imidlertid ingen mulighet for å skille de enkelte lagene fra hverandre. En lignende løsning er også beskrevet i og US 4966158

US 4540002 beskriver en løsning med to strømforsyningselektroder og separate elektroder for å spenning. Det er ikke angitt noen løsning der spenning måles mellom strømforsyningselektrodene og pickupelektroden, og det gis heller ingen mulighet for å ta hensyn til den imaginære delen av impedansen, slik at denne metoden er uegnet for måling av lagene i huden.

Formålet med denne oppfinnelsen er dermed å muliggjøre målinger ved flere dybder i hud, særlig for verifikasjon av levende hud.. Dette blir oppnådd slik som angitt i de selvstendige kravene.

Oppfinnelsen vil bli beskrevet nedenfor med henvisning til de vedlagte tegningene, som beskriver en foretrukket utførelse av oppfinnelsen ved hjelp av eksempler..

Figur 1 illustrerer en sammenstilling i henhold til oppfinnelsen.

Figur 2 illustrerer resistiviteten og relativ permitivitet for stratum corneum og levende hud.

Målinger som bruker elektroder med en størrelse som kan sammenlignes med tykkelsen på stratum corneum (SC) vil, på grunn av den høye strømtettheten nær elektrodene, fokusere målingene mot SC alene. Dette er illustrert i figur 1, der en "finite element" (FEM) simulering har blitt utført ved 100 kHz på et system omfattende fire elektroder (Cl, C2, VI og V2) på toppen av et lag med epidermisk SC, igjen over et lag med levende hud. (Figur 1 viser bare et segment av den totale simulerte modellen) Elektrodene kan være galvanisk koblet til hudoverflaten eller spenningen kan være koblet til huden gjennom et dielektrikum eller luft.

Figur 1 viser ekvipotensial-linjer E og illustrerer dermed tydelig at en monopolar måling på elektrodene Cl og C2, eller en bipolar måling ul mellom disse to elektrodene, vil bli fullstendig dominert av SC.

Videre, ved bruk av spenningsmålende elektroder (pick-up electrode) (VI eller V2) ved de strømførende elektrodene vil det være mulig å fokusere målingene på SC også med større elektroder. Selv om ekvipotensial-linjene vil endre som funksjon av for eksempel SC-fuktighet og andre variable vil simuleringer der admittiviteten til SC ble variert et ekstremt område omfattende 6 størrelsesordener (verdier fra 10'<3>til 10<+3>ganger de normale verdiene for stratum corneum ble valgt) viste for eksempel at en spenningsmålende elektrode plassert med en avstand på en til to ganger SCs tykkelse fra den strømførende elektroden ville alltid treffe en ekvipotensiallinje som avgrenser et volum omfattende mesteparten av SCens tykkelse og ingen signifikante bidrag fra levende hud.

Dermed vil måling av differensialspenningen u2 mellom denne elektroden og den strømførende elektroden alltid gi en isolert måling på SC, mens spenningsmålingen u3 mellom den første pick-up-elektroden og den neste spenningsmålende (pick-up) elektroden (VI og V2 i figur 1) vil alltid gi resultater som er totalt dominert av levende hud (ved alltid å bruke Cl og C2 for strømforsyning). Siden SC er langt mindre ledende (eller mer korrekt, admittiv), vil delene av det målte volumet som strekker seg ned i SC i de siste, tetrapolare målingene ha svært lav strømtetthet og dermed bare utgjøre insigniflkante bidrag til de målte verdiene. Pick-up-elektrodene i dette oppsettet skulle være små og bør ikke plasseres for nær strømforsyningselektrodene Cl eller C2, for å unngå at noe elektrisk strøm går via pick-up-elektrodene VI og V2..

Oppfinnelsen som er beskrevet her er basert på en eller flere spenningsmålende pickup-elektroder kombinert med strømforsyningselektroder for å muliggjøre karakteriseringen av veldefinerte hudvolumer ved måling av deres immitans. Et eller flere volumer kan måles samtidig eller sekvensielt.

Videre tillater den foretrukne størrelsen på pickup-elektrodene sammenlignbar med tykkelsen på SC, eller 0,01med mer til 0,5med mer avhengig av huden på den aktuelle delen av kroppen, deteksjon av små trekk i huden på den valgte kroppsdelen. Ved måling av egenskapene til på SC vil avstanden mellom pickupelektroden og den nærmeste strørnforsyningselektroden mellom hvilken spenningen måles være i samme størrelsesorden, dvs tykkelsen på SC.

Eksempel 1: Deteksjon av levende finger.

I hvilket som helst system for gjenkjenning av fingeravtrykk vil det alltid være viktig å kunne detektere tilstedeværelsen av en falsk eller død (avkuttet) finger. Mens den falske fingeren laget av et materiale som for eksempel gummi vil være lett å detektere med en av flere forskjellige teknikker, vil et tynt lag med mønstret latex som dekker en ekte, levende finger være en stor utfordring. En slik finger vil dele de fleste kjennetegnene til en ekte finger, som for eksempel temperatur, blod-puls, osv. En hvilken som helst konvensjonell elektrisk immitans-måling (som for eksempel den som er beskrevet i US6175641) vil også lett feile hvis brukeren for eksempel bruker litt fuktighet (for eksempel saliva) på latex-overflaten.

I tilfellet med en død (avkuttet) finger er den mest opplagte forskjellen fra en levende finger at den levende fingeren sansnsynligvis er varmere enn en levende, at fingeren vil ha blodpuls og at dette blodet også vil være oksygenholdig. Forskning har vist at de elektriske egenskapene til levende vev endres dramatisk etter døden. Et stort antall forskningsartikler har blitt publisert på post mortem endringer i de elektriske egenskapene til levende vev, for eksempel muskler, lever, lunger og hjerne. Et eksempel fra denne gruppen er Martinsen Ø.G., Grimnes S., Mirtaheri P.: "Non-invasive measurements of post mortem changes in dielectric properties of haddock muscle - a pilot study". J. Food Eng., 43(3), 189-192,2000

En termisk deteksjon av liv vil feile på grunn av den åpenbare prosedyren å bare varme opp for eksempel en avkuttet finger i hånden. Infrarøde bestemmelse av blod-oksygen er en annen mulighet, men vil ikke virke for eksempel i kaldt være siden kroppen vil slå av mikrosirkulasjonen i fingrene når omgivelsenes temperatur faller. Pulsmålinger basert på for eksempel impedans-plethysmografi vil være ekstremt vanskelig å utføre i praksis siden det dynamiske signalet selv i et optimalisert system typisk er bare 0,1%, og dessuten vil disse målingene ha de samme problemene i kaldt vær. Pulsmålinger basert på ECG-signaler kunne selvsagt vært et alternativ, men bare en finger vil alene ikke kunne plukke opp noe signal, hvilket gjør selv denne løsningen uinteressant.

Oppfinnelsen som er beskrevet her vil gjøre det mulig å måle immitansen til SC og levende hudlag samtidig, ved en frekvens eller et frekvensområde. De komplekse komponentene kan måles ved bruk av synkrone likerettere eller Kramers-Kronig relasjoner kan brukes, for eksempel for å dedusere faseresponsen fra modulus. Egenskaper slik som elektrisk anisotropi kan også brukes i en multivariat modell for å forbedre denne metoden for deteksjon av levende finger.

Figur 2, som mer et sitat fra Yamamoto og Y. Yamamoto, Med. Biol. Eng. Comput., 14, 592-594,1976, viser at stratum corneum og levende hud har svært forskjellige elektriske egenskaper, særlig ved lave frekvenser men også ved 100 kHz, der forskjellen i resistivitet er omkring 400 ganger og i relativ permittivitet omkring 20 ganger. I tillegg er frekvensresponsen svært forskjellig for stratum corneum og levende hud. Stratum corneum har en signifikant dispersjon i resistiviteten mens resistiviteten i levende hud er forholdsvis konstant, og omvendt for permittivitet. Et system for

deteksjon av levende finger der fokuserte målinger på begge hudlagene foretas samtidig vil være svært vanskelig å narre, både på grunn av egenskapene og de svært forskjellige elektriske egenskapene til de to lagene, og fordi egenskapene til den levende huden endres dramatisk post mortem. I tilfellet med en ekte finger med et tynt latex -lag kan denne trelags-strukturen lett detekteres og systemet kan ikke lenger lures ved å sette opp en elektrisk strøm i et fuktig lag på overflaten.

Eksempel 2: Målinger av hudfuktighet

Hudens funksjon er ekstremt avhengig av fuktighetstilstanden i den epidermiske SC. Ved monitorering av fuktighetstilstanden til stratum corneum kan en tidlig diagnose av ikke-synlige forhold oppnås. I tillegg er måling av SC fuktighet også viktig i evalueringen av effektene av topiske formuleringer som for eksempel hud fuktere (skin moisturisers).

Vi har tidligere utviklet en elektrisk metode for måling av hudfuktighet, basert på lav-frekvens susceptans-målinger (se for eksempel US5738107). Det er en annen grunn til at multifrekvens-målinger på SC vil gi tilleggsinformasjon som kan være nyttig ved fastsettelsen av SC hydrering og tilstand, men det faktum et multifrekvens-målinger på ren SC direkte, har vært umulig å oppnå inntil nå, har hindret videre undersøkelser i dette området.

Oppfinnelsen beskrevet her gjør det dermed mulig å fokusere multifrekvens-målinger mot hudlag som f.eks. SC. Med nøyaktig valg av

elektrodestørrelse og geometri vil det også være mulig å oppnå målinger innen flere lag i selve SC. Dette vil være viktig siden vi allerede vet at vannet ikke er homogent fordelt i SC, men heller fremstår som en vanngradient med de innerste legene i balanse mot de fuktige, levende lagene og de ytre lagene i balanse mot omgivelsenes relative fuktighet.

Eksempel 3: Lokaliserte målinger av exogenisk elektrodermal respons.

Svetteaktivitet i håndflate og håndbak er svært følsomme for psykologiske stimuli og andre forhold. Endringene blir enkelt detektert ved hjelp av elektriske målinger og siden svettekanalene er overveiende resistive blir typisk en lavfrekvent eller DC-måling brukt i målinger av elektrodermal respons (EDR)

Løgndetektoren er kanskje det mest kjente instrumentet der elektrisk deteksjon av EDR aktivitet blir brukt. Det er, imidlertid, flere andre mulige anvendelser for slike målinger, hovedsakelig innen to kategorier; neurologiske sykdommer eller psykofysiologiske målinger. Eksempler på den første kategorien er neuropatier (for eksempel diabetes), nerveskader, depresjoner og angst. Den andre kategorien kan inkludere følelsesmessige forstyrrelser, smertemålinger og løgndeteksjon.

EDR-målinger blir vanligvis utført med hudelektroder som er mye større enn arealet som typisk opptas av en enkelt svettekanalåpning. Dermed blir bare generelle og gjennomsnittlige effekter av mange individuelle svettekanaler målt. Siden innervasjonen av svettekj eitlene ikke nødvendigvis er synkron er der potensielt mer informasjon tilgjengelig hvis man kan fokusere målingene på et mindre område.

Oppfinnelsen som er beskrevet her vil muliggjøre enhver måling av små, veldefinerte volumer av hud og vil dermed være verdifull i senere generasjoner av EDR-målinger.

Claims (10)

1. Fremgangsmåte for måling av elektriske egenskaper i to ytre deler av huden, dvs stratum corneum og underliggende hudlag, omfattende følgende trinn: påtrykking av en strøm eller spenning til huden mellom to elektroder, måling av spenningen mellom en av nevnte strømforsyningselektroder og en første elektrode plassert ved en valgt avstand fra nevnte strømforsyningselektrode,karakterisert vedat den også omfatter måling av spenningen mellom den første og en andre elektrode, der den andre elektroden er plassert ved en større avstand fra den første strømforsyningselektroden, og på bakgrunn av nevnte spenningsmålinger å tilveiebringe de elektriske egenskapene, for eksempel permittivitet og/eller resistivitet, til minst ett av hudlagene.

2. Fremgangsmåte for å avgjøre om et objekt består av levende menneskehud, karakterisert vedat den omfatter følgende trinn: måling av elektriske egenskaper i to ytre deler av huden, dvs stratum corneum og underliggende hudlag, sammenligning av de målte elektriske egenskapene, hvor nevnte måling av elektriske egenskaper i de to hudlagene er kjennetegnet ved påtrykking av vekselspenning eller -strøm med minst en frekvens til huden mellom to strømforsyningselektroder for de påtrykte frekvenser måling av den komplekse spenningen som funksjon av frekvens mellom en av nevnte strømforsyningselektroder og en første elektrode plassert ved en valgt avstand fra nevnte strømforsyningselektrode, og for de påtrykte frekvenser måle den komplekse spenningen mellom den første og en andre elektrode, der den andre elektroden er plassert ved en større avstand fra den første strømforsyningselektroden enn den første elektroden, og beregning av immitans for de to hudlagene på bakgrunn av nevnte spenningsmålinger, og anvendelse av dette som grunnlag for sammenligningen med tilsvarende, kjente egenskaper for en levende, eventuelt død, fmger.

3. Fremgangsmåte som beskrevet i krav 2, der nevnte sammenligning av elektriske egenskaper omfatter sammenligning av dispersjon i resistivitet for minst ett av hudlagene

4. Fremgangsmåte som beskrevet i krav 2, der nevnte sammenligning av elektriske egenskaper omfatter sammenligning av dispersjon i permittivitet for minst ett av hudlagene

5. Fremgangsmåte som beskrevet i krav 2, der nevnte sammenligning av elektriske egenskaper omfatter sammenligning av resistivitet for minst ett av hudlagene

6. Fremgangsmåte som beskrevet i krav 2, der nevnte sammenligning av elektriske egenskaper omfatter sammenligning av relativ permittivitet for minst ett av hudlagene

7. Fremgangsmåte som beskrevet i krav 2, der avstanden mellom den første strømforsyningselektroden og den første elektroden er mindre enn lmm.

8. Sensorsammenstilling for utførelse av fremgangsmåte ifølge krav 1 eller 2, for måling av kjennetegn ved en overflate, særlig hud, der sensorsammenstillingen omfatter et første par med strømforsyningselektroder koblet til en strømkilde og innrettet til påtrykking av en elektrisk strøm på huden, og minst to pickup-elektroder ved valgte posisjoner i forhold til strømforsyningselektrodene,karakterisert vedat minst en første av nevnte pickup-elektroder er koblet til et instrument for måling av spenningen mellom den første pickupelektroden og minst én av strømforsyningselektrodene, og at den også er innrettet til å måle spenningen mellom pickupelektrodene, der den første elektroden er plassert ved en avstand fra den første strømforsyningselektroden som er mindre enn avstanden mellom den andre elektroden og strømforsyningselektroden og der avstanden er mindre enn lmm.

9. Sensorsammenstilling ifølge krav 8, der den påtrykte strømmen oscillerer innen et valgt frekvensområde.

10. Sensorsammenstilling ifølge krav 9, der frekvensen er i området 10-1000 kHz, fortrinnsvis omtrent 100kHz..