DE4314835A1 - Verfahren und Vorrichtung zur Analyse von Glucose in einer biologischen Matrix - Google Patents
Verfahren und Vorrichtung zur Analyse von Glucose in einer biologischen MatrixInfo
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Description
Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung
zur Analyse von Glucose in einer biologischen Matrix.
Der Begriff "biologische Matrix" bezeichnet eine Körper
flüssigkeit oder ein Gewebe eines lebenden Organismus.
Biologische Matrices, auf die sich die Erfindung bezieht,
sind optisch heterogen, d. h. sie enthalten eine Vielzahl
von Streuzentren, an denen eingestrahltes Licht gestreut
wird. Im Falle von biologischem Gewebe, insbesondere
Hautgewebe, werden die Streuzentren von den Zellwänden
und anderen in dem Gewebe enthaltenen Bestandteilen ge
bildet.
Auch Körperflüssigkeiten, insbesondere Blut, stellen eine
heterogene biologische Matrix dar, weil sie Partikel ent
halten, an denen die Primärstrahlung vielfach gestreut
wird. Auch Milch und andere in der Lebensmittelchemie zu
untersuchende Flüssigkeiten enthalten vielfach eine hohe
Konzentration von Streuzentren, beispielsweise in Form
von emulgierten Fetttröpfchen.
Zur qualitativen und quantitativen analytischen Bestim
mung von Komponenten solcher biologischen Matrices werden
im allgemeinen Reagenzien bzw. Reagenziensysteme einge
setzt, deren Reaktion mit der jeweiligen Komponente, zu
einer physikalisch nachweisbaren Änderung, beispielsweise
eine Änderung der Farbe der Reaktionslösung führt, die
als Meßgröße gemessen werden kann. Durch Kalibration mit
Standardproben bekannter Konzentration wird eine Korrela
tion zwischen den bei unterschiedlichen Konzentrationen
gemessenen Werten der Meßgröße und der jeweiligen Konzen
tration bestimmt.
Diese Verfahren ermöglichen zwar Analysen mit hoher Ge
nauigkeit und Empfindlichkeit, machen es jedoch erforder
lich, eine flüssige Probe, insbesondere eine Blutprobe
zur Analyse dem Körper zu entnehmen ("Invasive Analyse").
Diese Probenentnahme ist unangenehm und schmerzhaft und
führt zu einem gewissen Infektionsrisiko.
Dies gilt vor allem, wenn eine Krankheit sehr häufige
Analysen erforderlich macht. Das wohl wichtigste Beispiel
ist der Diabetes. Um schwere Folgeerkrankungen und kriti
sche Zustände des Patienten zu vermeiden, ist es bei die
ser Krankheit erforderlich, den Glucosegehalt des Blutes
sehr häufig oder sogar kontinuierlich zu bestimmen.
Es sind deshalb bereits eine Vielzahl von Verfahren und
Vorrichtungen vorgeschlagen worden, um Glucose in Blut,
Gewebe oder anderen biologischen Matrices in vivo und
nicht-invasiv zu bestimmen.
Die Erfindung bezieht sich auf eine Teilgruppe solcher
Verfahren, bei denen Licht durch eine die biologische Ma
trix begrenzende Grenzfläche als Primärlicht in die bio
logische Matrix eingestrahlt wird, und die Intensität des
nach Wechselwirkung mit der biologischen Matrix aus die
ser als Sekundärlichts austretenden Lichts gemessen wird.
Eine solche Messung wird hier als "Detektionsmessung" be
zeichnet. Vielfach werden zur Bestimmung einer Glucose
konzentration mehrere Detektionsmessungen, meist bei un
terschiedlichen Wellenlängen, durchgeführt. Aus den bei
den Detektionsmessungen ermittelten Intensitätsmeßwerten
des Sekundärlichts wird eine Meßgröße abgeleitet, die
(ohne Verwendung von Reagenzien) ein Maß für die Konzen
tration des Analyten in der biologischen Matrix ist. Die
Wellenlängen des Lichts, die für solche Verfahren disku
tiert werden, liegen allgemein zwischen etwa 300 nm und
mehreren tausend nm, also im Spektralbereich zwischen dem
nahen UV- und infrarotem Licht. Der Begriff "Licht" darf
nicht als Einschränkung auf den sichtbaren Spektralbe
reich des Lichtes verstanden werden.
Ein Überblick auf physikochemische (reagenzienfreie)
Bestimmungen von Glucose in vivo wird gegeben in:
J.D. Kruse-Jarres "Physicochemical Determinations of
Glucose in vivo", J. Clin. Chem. Clin. Biochem. 26
(1988), 201-208. Als nicht-invasive Verfahren werden
dabei unter anderem die Kernresonanz (NMR, nuclear
magnetic resonance), Elektronenspinresonanz (ESR,
electron spin resonance) sowie die Infrarotspektroskopie
genannt. Keines dieser Verfahren hat jedoch bis jetzt
praktische Bedeutung erlangen können. Teilweise sind
extrem große und aufwendige Apparaturen erforderlich, die
für die Routineanalytik oder gar die Selbstkontrolle des
Patienten (home monitoring) völlig ungeeignet sind. Im
Falle der Analyse von Glukose und anderen Analyten mit
Hilfe der IR-Spektroskopie ist die Genauigkeit der Mes
sung - auch bei der Verlaufskontrolle über relativ kurze
Zeiträume - beim gegenwärtigen Stand der Entwicklung un
zureichend. Dies dürfte vor allem auf die zahlreichen
Störungen durch absorbierende Fremdsubstanzen zurück
zuführen sein.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren
für die analytische Bestimmung von Glucose in einer bio
logischen Matrix zur Verfügung zu stellen, welches mit
einfachen Mitteln, reagenzienfrei und nicht-invasiv
arbeitet und eine gute Analysegenauigkeit, zum Beispiel
für die Beobachtung der Änderung der Analytkonzentration
(Verlaufskontrolle) über einen ausreichenden Zeitraum er
möglicht.
Die Aufgabe wird gelöst durch ein Verfahren zur Bestim
mung der Konzentration von Glucose in einer biologischen
Matrix, umfassend mindestens zwei Detektionsmessungen,
bei denen jeweils Licht durch eine die biologische Matrix
begrenzende Grenzfläche als Primärlicht in die biolo
gische Matrix eingestrahlt wird, das Licht in der biolo
gischen Matrix entlang einem Lichtweg propagiert und eine
aus der biologischen Matrix durch eine diese begrenzende
Grenzfläche als Sekundärlicht austretende Lichtintensität
gemessen wird, und einen Auswerteschritt, bei dem aus den
Intensitätsmeßwerten der Detektionsmessungen mittels
eines Auswertealgorithmus und einer Kalibration die Glu
cosekonzentration abgeleitet wird, bei welchem eine erste
Detektionsmessung eine ortsauflösende Streulichtmessung
ist, bei der das Primärlicht an einem definierten Ein
strahlungsort in die biologische Matrix eingestrahlt
wird, die Intensität des an einem definierten Detektions
ort aus der biologischen Matrix austretenden Sekundär
lichts gemessen wird und der Detektionsort relativ zu dem
Einstrahlungsort so angeordnet ist, daß an Streuzentren
der biologischen Matrix vielfach gestreutes Licht detek
tiert wird, dessen Intensität für die Konzentration der
Glucose charakteristisch ist, und der Lichtweg bei einer
zweiten Detektionsmessung von dem der ersten Detektions
messung verschieden ist.
Gegenstand der Erfindung ist weiterhin eine Vorrichtung
zur Bestimmung der Konzentration von Glucose in einer
biologischen Matrix, insbesondere zur Durchführung des
Verfahrens nach einem der vorhergehenden Ansprüche, mit
einem zum Anlegen an eine Grenzfläche der biologischen
Matrix vorgesehenen Lichttransmissionsbereich, Einstrah
lungsmitteln zum Einstrahlen von Licht in die biologische
Matrix durch eine diese begrenzende Grenzfläche, Detekti
onsmitteln zum Messen der Intensität von aus der biolo
gischen Matrix durch eine diese begrenzende Grenzfläche
austretendem Licht und Auswertemitteln zum Umwandeln der
gemessenen Intensität in ein der Glucosekonzentration
entsprechendes Signal, bei welchem die Einstrahlungsmit
tel zum gezielten Beleuchten eines definierten Einstrah
lungsortes ausgebildet sind und die Detektionsmittel zum
gezielten Messen des an einem definierten Detektionsort
austretenden Sekundärlichts ausgebildet sind, wobei der
Detektionsort relativ zu dem Einstrahlungsort so angeord
net ist, daß an Streuzentren der biologischen Matrix
vielfach gestreutes Licht detektiert wird, dessen Inten
sität für die Konzentration der Glucose charakteristisch
ist.
Ein wesentliches Merkmal der Erfindung ist, daß sich die
Messung des Sekundärlichts bei mindestens einer Detekti
onsmessung nicht auf eine Strahlrichtung oder einen Win
kelbereich des durch das Meßobjekt hindurchtretenden
Lichts oder des von dem Meßobjekt reflektierten Lichts
bezieht, sondern auf einen definierten Teilbereich einer
die biologische Matrix begrenzenden Grenzfläche, der als
Detektionsort bezeichnet wird. Auch die Einstrahlung des
Primärlichts erfolgt in einem definierten Teilbereich ei
ner Grenzfläche der biologischen Matrix, der als Ein
strahlungsort bezeichnet wird. Eine solche Messung wird
als "ortsauflösende Detektionsmessung" bezeichnet.
Die Begriffe "Einstrahlungsort" und "Detektionsort" sind
(etwa im Sinne des englischen Begriffes "site") geome
trisch zu verstehen, nämlich als der geometrische Ort, an
dem Lichtstrahlen, die bei der jeweiligen Detektionsmes
sung für den Intensitätsmeßwert bestimmend sind, durch
eine die biologische Matrix begrenzende Grenzfläche hin
durchtreten. Als Sammelbegriff für den Eintrittsort und
den Detektionsort wird nachfolgend deshalb auch die Be
zeichnung "Durchtrittsort" verwendet.
Soweit nachfolgend Angaben über Distanzen zwischen Durch
trittsorten gemacht werden, beziehen sich diese jeweils
auf die Mitte des Einstrahlungsortes bzw. des Detektions
ortes. Die Mitte wird bei einer kreisförmigen Gestaltung
von dem Mittelpunkt, bei einer länglichen Gestaltung von
der Mittellinie gebildet, wobei davon auszugehen ist, daß
länglich gestaltete Detektionsorte in gleichmäßigem Ab
stand vom jeweiligen Einstrahlungsort verlaufen, d. h.
ihre Mittellinie verläuft in gleichmäßigem Abstand zum
Mittelpunkt bzw. der Mittellinie des jeweiligen Einstrah
lungsortes.
Weiter ist für die Erfindung wesentlich, daß bei minde
stens einer der Detektionsmessungen, deren Intensitäts
meßwerte zur Ermittlung der Glucosekonzentration verwen
det werden, die Durchtrittsorte (also der Einstrahlungs
ort und der Detektionsort) relativ zueinander so angeord
net sind, daß an Streuzentren der biologischen Matrix
vielfach gestreutes Licht detektiert wird, dessen Inten
sität für die Konzentration der Glucose charakteristisch
ist. Um diese "Vielfachstreuungsbedingung" zu gewährlei
sten ist folgendes zu berücksichtigen.
Die mittlere freie Weglänge von Photonen im Gewebe oder
den erwähnten Körperflüssigkeiten ist von der Wellenlänge
und der jeweiligen Dichte der vorhandenen Streuzentren
abhängig. Typischerweise liegt sie etwa zwischen 0,01 mm
und 0,1 mm. Auf dem Lichtweg in der biologischen Matrix
von dem Einstrahlungsort bis zu dem Detektionsort sollten
mindestens etwa 10, vorzugsweise mindestens etwa 100
Streuprozesse stattfinden. Der Lichtweg innerhalb der
biologischen Matrix ist stets länger (vielfach sogar er
heblich länger) als die direkte Verbindung zwischen Ein
strahlungsort und Detektionsort. Als praktische Regel
läßt sich jedoch angeben, daß der Abstand zwischen Ein
strahlungsort und Detektionsort mindestens der zehn
fachen, vorzugsweise der zwanzigfachen, besonders be
vorzugt der 50-fachen mittleren freien Weglänge der
Photonen in der jeweiligen biologischen Matrix bei der
jeweiligen Wellenlänge des Primärlichtes entsprechen
sollte.
Der maximale Abstand zwischen dem Einstrahlungsort und
dem Detektionsort ist ebenfalls von der mittleren freien
Weglänge der Photonen abhängig. Oberhalb einer im Einzel
fall experimentell zu bestimmenden Grenze geht die Abhän
gigkeit der gemessenen Intensität von der Glucosekonzen
tration derart zurück, daß das Signal/Rauschverhältnis
schlecht wird. Vorzugsweise sollte der Abstand zwischen
Einstrahlungsort und Detektionsort weniger als 25 mm, be
vorzugt weniger als 15 mm betragen. Um ausschließlich an
Streuzentren der biologischen Matrix vielfach gestreutes
Licht zu erfassen, muß darüberhinaus auf eine sorgfältige
Abschirmung des Primärlichts von dem Detektor, mit dem
das Sekundärlicht gemessen wird, geachtet werden.
Die Vielfachstreuung führt dazu, daß das am Detektionsort
austretende Licht weitgehend diffusen Charakter hat, d. h.
seine Intensität ist weitgehend unabhängig von dem Aus
trittswinkel, unter dem es erfaßt wird. Wenn das Primär
licht kohärent und/oder polarisiert ist, gehen diese
Eigenschaften durch die Vielfachstreuung verloren. Auch
dadurch läßt sich testen, ob die für die Erfindung erfor
derliche "Vielfachstreuungsbedingung" erfüllt ist.
Es wird deutlich, daß die vorstehend erläuterten Ge
sichtspunkte "ortsauflösende Detektionsmessung" und
"Vielfachstreuungsbedingung" miteinander verknüpft sind.
Eine Detektionsmessung, bei der beide Merkmale erfüllt
sind, wird als "ortsauflösende Streulichtmessung" be
zeichnet.
Vorzugsweise befindet sich bei der ortsauflösenden Streu
lichtmessung der Detektionsort an der gleichen Grenzflä
che wie der Einstrahlungsort, d. h. es wird "in Reflexion"
gemessen. Soweit zwei einander gegenüberliegende Grenz
flächen der biologischen Matrix zugänglich sind, kann je
doch auch "in Transmission" gemessen werden, wobei sich
der Einstrahlungsort und der Detektionsort auf gegenüber
liegenden Grenzflächen der biologischen Matrix befinden.
Dabei dürfen die Begriffe "Transmission" und "Reflexion"
im Hinblick auf den diffusen Charakter des an dem Detek
tionsort austretenden Lichtes natürlich nicht so verstan
den werden, daß das Sekundärlicht mit einer stark domi
nierenden Vorzugsrichtung aus der Matrix austritt.
Der Einstrahlungsort und der Detektionsort können bei der
ortsauflösenden Streulichtmessung sehr unterschiedliche
Dimensionen und geometrische Formgebungen haben. Wesent
lich ist nur, daß durch die ortsauflösende Streulichtmes
sung eine Information über die Intensität des Sekundär
lichtes in Abhängigkeit von der relativen Position des
Einstrahlungsortes und des Detektionsortes (nicht etwa in
Abhängigkeit vom Detektionswinkel) gewonnen wird. Mehrere
solcher ortsauflösenden Streulichtmessungen, bei denen
der jeweilige Detektionsort einen unterschiedlichen Ab
stand vom jeweiligen Einstrahlungsort hat, ergeben somit
eine Information I(r) über die funktionale Abhängigkeit
der Intensität I vom Abstand r.
In dem bevorzugten Fall der Reflexionsmessung befindet
sich der Detektionsort vorzugsweise in einem Detektions
bereich, der den Teil der Grenzfläche einschließt, der
einen Abstand von mindestens 0,2 mm und höchstens 25 mm
von der Mitte des Einstrahlungsortes hat. Im Falle eines
punkt- oder kreisförmigen Einstrahlungsortes ist der De
tektionsbereich, in dem sich der Detektionsort befindet,
also ein Kreisring mit einem inneren Durchmesser von
0,2 mm und einem äußeren Durchmesser von 25 mm. Im Falle
eines langgestreckten Einstrahlungsortes definiert die
vorstehende Bedingung als Detektionsbereich eine den Ein
strahlungsort umgebende geschlossene Ringfläche mit einer
von der Kreisform abweichenden Gestalt.
Im allgemeinsten Fall kann der Einstrahlungsort und vor
allem der Detektionsort bei der ortsauflösenden Streu
lichtmessung relativ große Abmessungen haben. Im Falle
der Reflexionsmessung kann beispielsweise der gesamte De
tektionsbereich bei einer ortsauflösenden Streulichtmes
sung als Detektionsort erfaßt werden. Die Qualität der
Ortsauflösung wird jedoch verbessert, wenn die Durch
trittsorte in Richtung des den jeweiligen Einstrahlungs
ort und Detektionsort verbindenden Abstandes eine ver
hältnismäßig kleine Dimension von vorzugsweise weniger
als 2 mm, besonders bevorzugt weniger als 1 mm haben.
Insbesondere können die Durchtrittsorte (insbesondere der
Detektionsort) vorteilhaft langgestreckt und schmal aus
gebildet sein. Ein solcher Durchtrittsort wird als Durch
trittsfeld (Einstrahlungsfeld bzw. Detektionsfeld) be
zeichnet. Die kleinere Dimension eines Durchtrittsfeldes
beträgt vorzugsweise weniger als 2 mm, besonders bevor
zugt weniger als 1 mm.
Bei der Erfindung werden die Intensitätsmeßwerte von min
destens zwei Detektionsmessungen verwendet, um in einem
Auswerteschritt des Verfahrens mittels eines Auswerteal
gorithmus und einer Kalibration die Glucosekonzentration
zu ermitteln ("abzuleiten"). Mindestens eine erste dieser
Detektionsmessungen muß eine ortsauflösende Streulicht
messung sein. Bei einer zweiten Detektionsmessung kann
grundsätzlich auch ein anderes Verfahren verwendet wer
den. Besonders bevorzugt werden jedoch mindestens zwei
ortsauflösende Streulichtmessungen durchgeführt, aus de
ren Intensitätsmeßwerten die Glucosekonzentration abge
leitet wird.
Vorzugsweise erfolgen die mindestens zwei Detektionsmes
sungen gleichzeitig oder in ausreichend kurzem zeitlichem
Abstand. Als ausreichend kurz ist dabei ein zeitlicher
Abstand zu verstehen, bei dem zwischen den Messungen, die
zur Ableitung eines Konzentrationswertes der Glucose ver
wendet werden, keine die Meßgenauigkeit beeinträchtigende
Veränderung der biologischen Matrix stattfindet. Appara
tiv wird dies vorzugsweise dadurch realisiert, daß um
schaltbare Einstrahlungsmittel und/oder Detektionsmittel
vorgesehen sind, um ohne bewegliche Teile die Einstellung
unterschiedlicher Paare von Durchtrittsorten zu ermögli
chen.
In jedem Fall ist wichtig, daß sich der Lichtweg der bei
den Detektionsmessungen hinreichend unterscheidet. Bei
zwei ortsauflösenden Streulichtmessungen wird diese Be
dingung vorzugsweise durch unterschiedliche Meßabstände
zwischen dem jeweiligen Einstrahlungsort und dem jeweili
gen Detektionsort gewährleistet. Vorzugsweise unterschei
den sich die Meßabstände um mindestens 30%, bevorzugt
mindestens 50%, besonders bevorzugt mindestens 70% des
kürzeren Abstandes zwischen Einstrahlungsort und Detekti
onsort.
Unterschiedliche Meßabstände zwischen dem jeweiligen Ein
strahlungsort und dem jeweiligen Detektionsort lassen
sich praktisch auf verschiedenerlei Weise realisieren.
Vorzugsweise wird bei einem konstant gehaltenen Einstrah
lungsort der zugeordnete Detektionsort variiert. Es ist
jedoch auch möglich, bei konstant gehaltenem Detektions
ort durch Variation des Einstrahlungsortes unterschiedli
che Paare von Durchtrittsorten zu bilden oder sowohl den
Detektionsort als auch den Einstrahlungsort zu variieren.
Ein unterschiedlicher Lichtweg kann jedoch nicht nur aus
einer unterschiedlichen Länge des Meßabstandes resultie
ren. Es ist vielmehr auch möglich, daß der Einstrahlungs
ort und der Detektionsort so angeordnet werden, daß ihre
Abstände bei den beiden Detektionsmessungen zwar gleich
sind, die Gewebestrukturen auf den beiden Lichtwegen sich
jedoch deutlich unterscheiden.
Bei einer ortsauflösenden Streulichtmessung ist der Be
griff "Lichtweg" wegen der Vielfachstreuung in der biolo
gischen Matrix natürlich nicht im Sinne eines geometrisch
streng begrenzten Teilvolumens der biologischen Matrix
(wie bei einer klassischen Transmissionsspektroskopie ei
ner nichtstreuenden Flüssigkeit in einer Küvette) zu ver
stehen. Dennoch ist es sinnvoll, den Begriff "Lichtweg"
zu benutzen, wobei er beispielsweise als dasjenige Teil
volumen der biologischen Matrix verstanden werden kann,
in dem ein bestimmter Prozentsatz (beispielsweise 70%)
des ausgehend von einem bestimmten Einstrahlungsort bei
einem bestimmten Detektionsort eintreffenden, in der Ma
trix vielfach gestreuten Lichtes transportiert wird.
Für die Zwecke der vorliegenden Erfindung läßt sich die
Bedingung, daß sich die Lichtwege der beiden zur Bestim
mung der Konzentration verwendeten Detektionsmessungen
hinreichend stark unterscheiden müssen, dahingehend defi
nieren, daß die Abhängigkeit der Intensität I des gemes
senen Sekundärlichtes von der Glucosekonzentration C bei
beiden Detektionsmessungen nicht linear miteinander ver
knüpft sein darf. Mit anderen Worten dürfen die beiden
Funktionen I₁(C) und I₂(C) für die beiden unterschied
lichen Lichtwege nicht linear abhängig voneinander sein.
Der durch die unterschiedlichen Lichtwege verursachte
Intensitätsunterschied des Sekundärlichts (bezogen auf
eine gleiche Flächenausdehnung des Detektionsortes und
bei gleicher Intensität des eingestrahlten Primärlichts)
sollte mindestens einen Faktor 3, vorzugsweise mindestens
einen Faktor 5, besonders bevorzugt mindestens einen Fak
tor 10 ausmachen.
Für die Erfindung ist kennzeichnend, daß eine für die
Glucosekonzentration charakteristische Meßgröße ohne Mes
sung mehrerer Wellenlängen nur dadurch bestimmt werden
kann, daß zwei Detektionsmessungen (bei vorzugsweiser
gleicher Meßwellenlänge) mit unterschiedlichen Lichtwegen
stattfinden, wobei wenigstens eine der Detektionsmessun
gen eine ortsauflösende Streulichtmessung ist. Im Gegen
satz zu vorbekannten spektroskopischen Verfahren (ins
besondere NIR-Spektroskopie) geht es dabei nicht darum
die optische Absorption als Maß für die Glucose zu be
stimmen. Die Wellenlänge wird vorzugsweise sogar in einem
Spektralbereich gewählt, in dem die Absorption der
Glucose verhältnismäßig gering ist. Bevorzugt sind die
Wellenbereiche zwischen etwa 750 und 825 nm sowie zwi
schen 1150 und 1350 nm.
Das Primärlicht sollte vorzugsweise monochromatisch sein.
"Monochromatisch" ist dabei im praktischen Sinne dahinge
hend zu verstehen, daß der überwiegende Teil der Intensi
tät in einem relativ engen Wellenlängenbereich emittiert
wird. Die Halbwertsbreite sollte weniger als 100 nm, be
vorzugt weniger als 20 nm und besonders bevorzugt weniger
als 5 nm betragen.
Es ist ausreichend, wenn die mindestens zwei Detektions
messungen bei jeweils einer einzigen Wellenlänge durchge
führt werden. Innerhalb des erwähnten Bereiches haben
sich Wellenlängen zwischen 800 und 805 nm als besonders
geeignet erwiesen. Dies läßt sich darauf zurückführen,
daß HbO₂ und Hb bei 802 nm einen isosbestischen Punkt be
sitzen, an dem die gemessene Intensität unabhängig von
dem Verhältnis von Hb zu HbO₂ ist. Dies gilt auch in ei
nem breiten isosbestischen Bereich zwischen 1200 und
1300 nm. Zusätzlich ist in diesem Bereich die Absorption
von Hämoglobin und Wasser etwa gleich groß. Dadurch er
gibt sich eine bessere Unabhängigkeit der gemessenen In
tensität von dem Verhältnis von Hb, HbO₂ und H₂O.
Obwohl Messungen bei einer Wellenlänge ausreichen, kann
es selbstverständlich sinnvoll sein, bei weiteren
zusätzlichen Wellenlängen zu messen, insbesondere um
Störgrößen besser eliminieren zu können. Zu diesen Stör
größen gehören unter anderem eventuelle Veränderungen der
Streuzentren, sowie die Wasserabsorption und die
Hämoglobin-Absorption, welche ihrerseits unmittelbar von
dem Blutvolumen in der untersuchten biologischen Matrix
abhängt. Hiermit im Zusammenhang steht die Tatsache, daß
die Intensität des Sekundärlichts vom Blutpuls und der
Körpertemperatur beeinflußt wird. Diese Einflüsse lassen
sich jedoch beherrschen. Bezüglich des Blutpuls kann ent
weder über eine ausreichende Anzahl von Pulsperioden ge
mittelt oder Puls-synchron gemessen werden. Die Variation
der Körpertemperatur kann aufgezeichnet und zur Kompensa
tion verwendet werden. Alternativ wird der Detektionsbe
reich, in dem sich die Durchtrittsfelder befinden, aktiv
thermostatisiert. Da mit einer solchen Temperaturregelung
ein relativ hoher Energieverbrauch verbunden ist, wird
bei einer im Rahmen der Erfindung bevorzugten Vorrichtung
zur in-vivo-Analyse der Meßbereich sorgfältig thermisch
isoliert.
Nach dem gegenwärtigen Kenntnisstand der Erfinder läßt
sich der der Erfindung zugrundeliegende Effekt etwa wie
folgt erklären.
Die Änderung der Glucosekonzentration führt zu einer Än
derung des Brechungsindex der in der biologischen Matrix
enthaltenen Flüssigkeit, in der die Glucose gelöst ist.
Die Änderung des Brechungsindex führt zu einer Änderung
der Lichtstreuung an den in der Matrix enthaltenen Streu
zentren. Diese Änderung ist allerdings bei jedem einzel
nen Streuprozeß extrem klein. Berechnungen haben ergeben,
daß die Änderung des Brechungsindex pro mmol nur etwa
0,002% beträgt. Im Rahmen der Erfindung wurde festge
stellt, daß sich dieser extrem kleine Effekt zur Analyse
von Glucose praktisch nutzen läßt, wenn man die Streupro
zesse von vielen Photonen, die einen untereinander ähnli
chen Lichtweg in der biologischen Matrix durchlaufen ha
ben, erfaßt. Es wurde gefunden, daß dies mit Hilfe der
ortsauflösenden Streulichtmessung möglich ist.
Bei der Erfindung ist das Meßverfahren also so angelegt,
daß idealerweise das vom Brechungsindex abhängige Streu
verhalten des die Streuzentren umgebenden Raumes inner
halb der biologischen Matrix bestimmt wird. Im Rahmen der
Erfindung wurde festgestellt, daß dieser Mechanismus sehr
sensitiv ist, d. h. die gemessenen Signale sich bei ver
hältnismäßig geringen Änderungen der Glucosekonzentration
stark ändern. Ein wesentliches Charakteristikum der Er
findung besteht darin, daß die an einem geeigneten Detek
tionsort unter den Bedingungen der ortsauflösenden Streu
lichtmessung gemessene Änderung der Intensität des Sekun
därlichts bei einer definierten Änderung der Glucosekon
zentration sehr viel größer als bei einer Absorptionsmes
sung ist.
Die Absorption von Glucose in menschlichem Gewebe ist bei
im Rahmen der vorliegenden Erfindung anwendbaren Wellen
längen sehr gering. Quantitativ läßt sich abschätzen, daß
für die auf Absorption zurückführbare Änderung der Inten
sität I je Glucose-Konzentrationseinheit im Wellenlängen
bereich von 700 bis 2000 nm gilt:
dI/dC 10-5 dl/mg.
Mit anderen Worten beträgt die Änderung bei einer Ände
rung der Glucosekonzentration um 100 mg/dl nur etwa 10-3
Absorptionseinheiten.
Bei der vorliegenden Erfindung wurden beispielsweise bei
einer Änderung der Konzentration von Glucose von 5 mmol/l
auf etwa 20 mmol/l Intensitätsänderungen des Sekundär
lichts einer ortsauflösenden Streulichtmessung von ca.
20% beobachtet. Dies entspricht einem Wert für dI/dC von
mehr als 10-2. Dieser erstaunliche Effekt läßt sich durch
die Vielfachstreuung erklären, die im Rahmen der vorlie
genden Erfindung für die Analyse der Glucose nutzbar ge
macht wird. Die erfindungsgemäße Meßtechnik kann deswegen
auch als durch Vielfachstreuung-verstärkte Glucose
detektion (MSAGD; Multiple Scattering Amplified Glucose
Detection) bezeichnet werden. Charakteristisch für die
Erfindung ist, daß die Änderung der Intensität dI/dC des
Sekundärlichtes bei einer erfindungsgemäßen ortsauf
gelösten Streulichtmessung mindestens zehnmal, bevorzugt
mindestens 50-mal so groß wie der dI/dC-Wert bei aus
schließlicher Berücksichtigung der Absorption ist.
Durch das Erfordernis der Vielfachstreuung unterscheidet
sich die MSAGD grundlegend von den bisherigen Ansätzen
zur nicht-invasiven Analyse. Speziell bei der Infrarot
spektroskopie, die auf der Messung der Wellenlängenab
hängigkeit der Absorption basiert, wird die optische
Streuung als störend empfunden. Demzufolge werden nach
Möglichkeit Körperteile ausgewählt, die eine möglichst
geringe Streuung des Lichtes bewirken. Beispielsweise
wurde vorgeschlagen, NIR-spektroskopische Bestimmungen an
der Vorkammer des Auges durchzuführen, welche eine ver
hältnismäßig klare und demzufolge nichtstreuende Flüssig
keit enthält (US-Patent 4,014,321).
In der europäischen Patentschrift 0 074 428 ist ein Ver
fahren und eine Vorrichtung zur quantitativen Bestimmung
von Glucose durch Laser-Lichtstreuung beschrieben. Dabei
wird davon ausgegangen, daß die Glucosemoleküle einen
durch die Lösung transmittierten Lichtstrahl streuen und
daß sich daraus die Glucosekonzentration ableiten läßt.
Entsprechend dieser Theorie wird bei dem vorbekannten
Verfahren die Messung darauf ausgerichtet, daß die Infor
mation über die Glucosekonzentration aus der Raumwinkel
verteilung des aus einer Untersuchungsküvette oder einem
untersuchten Körperteil austretenden transmittierten
Lichtes erhältlich ist. Insbesondere wird die Intensität
des transmittierten Lichtes in einem Winkelbereich, in
dem die Änderung in Abhängigkeit von der Glucosekonzen
tration möglichst groß ist, gemessen und in Beziehung zu
der an dem Zentralstrahl, welcher die Probe in gerader
Richtung durchdringt, gemessenen Intensität gesetzt.
Eine ortsauflösende Streulichtmessung und eine in-vivo-
Analyse, bei der sich der Einstrahlungsort und der Detek
tionsort auf der gleichen Seite der biologischen Matrix
befinden, wird in der Literaturstelle nicht beschrieben.
Zur in vivo-Analyse wird vielmehr ausschließlich eine
Transmissionsmessung mit Laserlicht am Ohrläppchen emp
fohlen. Die besonderen Vorzüge von Laserlicht, nämlich
Kohärenz und Polarisation sind bei der Erfindung ohne Be
deutung, weil diese Eigenschaften des Primärlichts ohne
hin durch die Vielfachstreuung verlorengehen.
Entsprechend der theoretischen Grundlage der EP-B-0 074 428
wird bei dieser Literaturstelle davon ausgegan
gen, daß die Streuung mit zunehmender Glucosekonzentra
tion zunimmt, d. h. die Intensität des aus der Richtung
des Primärstrahles herausgestreuten in Transmission ge
messenen Lichtes soll mit zunehmender Glucosekonzen
tration größer werden. Dem entspräche in Reflexion eine
Zunahme der an einem Detektionsort im Sinne der vorlie
genden Erfindung gemessenen Intensität mit zunehmender
Glucose-Konzentration. Im Rahmen der vorliegenden Erfin
dung wurde jedoch festgestellt, daß das diffus reflek
tierte Licht in der Umgebung des Einstrahlungsortes mit
zunehmender Glucosekonzentration abnimmt. Dies stimmt mit
der weiter oben gegebenen Erklärung überein. Die mit der
Zunahme der Glucosekonzentration verbundene Veränderung
des Brechungsindex führt zu einer Veränderung der Licht
streuung, und hier zu einer Erhöhung der Eindringtiefe in
die biologische Matrix und zu einer Verminderung der
Intensität in der Umgebung des Einstrahlungsortes.
Bei der in dem US-Patent 5 028 787 beschriebenen Vorrich
tung zur in vivo-Analyse von Glucose wird der Abstand des
Einstrahlungsortes und des Detektionsortes berücksich
tigt. Einstrahlungsmittel und Detektionsmittel werden
jeweils dicht über dem zu untersuchenden Körperteil
(speziell einer unter der Hautoberfläche verlaufenden
Vene) in einem definierten Abstand l angeordnet. Die Ana
lyse basiert auf der optischen Absorption durch die Glu
cose. Die Länge l wird benötigt, um aus der gemessenen
Intensität I den Wert log l/I der optischen Dichte be
stimmen zu können. Es sind Detektionsmessungen bei mehre
ren unterschiedlichen Wellenlängen vorgesehen. Der Ab
stand zwischen dem Einstrahlungsort und dem Detektionsort
und damit der optische Weg bleibt dabei unverändert.
In dem US-Patent 5 057 695 wird ein Verfahren und eine
Vorrichtung beschrieben, mit der "innere Information" ei
ner Substanz bestimmt werden soll. Sämtliche Beispiele
beziehen sich auf die Bestimmung des Oxigenierungszustan
des des Blutes, also die Relation von Hb und HbO₂. Obwohl
davon die Rede ist, daß bei dieser Analyse die Licht
streuung genutzt werde, basiert die Berechnung der Kon
zentrationen auf der Bestimmung des molekularen Absorpti
onskoeffizienten von Hb und HbO₂. Die Lichtstreuung bil
det hier also lediglich den Transportmechanismus, durch
den in die Haut eingestrahltes Licht von zwei unter
schiedlichen Einstrahlungsorten an einen Detektionsort
oder von einem Einstrahlungsort an zwei unterschiedliche
Detektionsorte transportiert wird. Dementsprechend wird
Wert darauf gelegt, daß die beiden Einstrahlungsorte bzw.
die beiden Detektionsorte möglichst nah beieinander lie
gen, damit die "innere Information" der Substanz nur in
der unmittelbaren Nachbarschaft der Einstrahlungspunkte
bzw. der Detektionspunkte voneinander abweicht. Der Meß
abstand zwischen dem Einstrahlungsort und dem Detektions
ort beträgt bei der Literaturstelle mindestens 3 cm und
vorzugsweise mindestens 4 cm. Eine Messung der Glucose
gemäß der vorliegenden Erfindung ist bei solch großen Ab
ständen nicht möglich. Die Literaturstelle enthält auch
keinerlei Hinweis auf die Analyse von Glucose.
Auch aus der WO 91/17 697 und der EP-A-0 286 142 sind
Vorrichtungen bzw. Verfahren zur Bestimmung des Oxygenie
rungszustandes des Blutes in menschlichem Gewebe durch
eine Messung von aus dem Gewebe reflektiertem Licht be
kannt, wobei die dort beschriebenen Apparaturen eine
ortsaufgelöste Detektion des aus dem Gewebe austretenden
Lichtes ermöglichen. Die Auswertung basiert auch in die
sem Fall auf der Absorption durch die für den Oxygenie
rungszustand wesentlichen Komponenten des Blutes. Ein
Hinweis auf Möglichkeiten zur Analyse der Glucose ist
auch diesen Literaturstellen nicht zu entnehmen.
Um in dem Auswerteschritt aus den Intensitätsmeßwerten
der Detektionsmessungen die Glucosekonzentration abzulei
ten, ist ein Auswertealgorithmus und eine Kalibration er
forderlich. Insoweit unterscheidet sich die Erfindung
nicht wesentlich von bekannten Analyseverfahren, die
ebenfalls - wie oben erläutert - eine Kalibration benöti
gen, um die gemessene Meßgröße (beispielsweise den Farb
umschlag bei kolorimetrischen Tests) der jeweiligen Kon
zentration zuzuordnen.
Im einfachsten Fall enthält der Algorithmus bei der vor
liegenden Erfindung eine einfache vorherbestimmte mathe
matische Funktion, um aus den Intensitätsmeßwerten I der
Detektionsmessungen eine Zwischengröße zu ermitteln, die
man als Meßgröße R bezeichnen kann. Praktisch gut bewährt
hat sich eine einfache Quotientenbildung zwischen den In
tensitätsmeßwerten der ersten und zweiten Detektionsmes
sung. Durch Kalibration mit mindestens zwei, vorzugsweise
aber mehreren Standardproben bekannter Glucosekonzentra
tion läßt sich dann in bekannter Weise die Meßgröße R mit
der Konzentration C der Glucose verknüpfen.
In neuerer Zeit werden in der Analysetechnik zunehmend
mathematisch anspruchsvollere Verfahren verwendet, um die
Korrelation zwischen den gemessenen Meßwerten und der ge
suchten Konzentration (und damit die Analysegenauigkeit)
zu verbessern. Hierzu gehören exponentielle oder log
arithmische Verrechnungen sowie iterative Verfahren zur
optimalen Beschreibung der Zuordnung. Zur Verbesserung
der Analysegenauigkeit kann es darüberhinaus vorteilhaft
sein, Einflußgrößen, die neben der Glucosekonzentration
die gemessene Intensität beeinflussen (wie insbesondere
die Temperatur am Meßort und den Puls) mit Hilfe von Kor
relationsverfahren zu kompensieren. Zur Erfassung einer
Vielzahl von Einflußgrößen können multilineare und nicht
lineare mathematische Algorithmen bei der Auswertung von
Analysemessungen eingesetzt werden. Dies ist auch bei der
vorliegenden Erfindung möglich und kann vorteilhaft sein,
insbesondere wenn eine Vielzahl von Detektionsmessungen
mit unterschiedlichen Paarungen von Durchtrittsorten
durchgeführt und der Analyse zugrundegelegt wird. In die
sem Fall kann auch der Einsatz lernfähiger Systeme
(neuronaler Netze) vorteilhaft sein.
Die Erfindung wird im folgenden anhand von in den Figuren
schematisch dargestellten Ausführungsbeispielen näher er
läutert; es zeigt
Fig. 1 Eine perspektivische Prinzipdarstellung einer
ersten Ausführungsform der Erfindung;
Fig. 2 eine perspektivische Prinzipdarstellung einer
zweiten Ausführungsform der Erfindung;
Fig. 3 eine perspektivische Prinzipdarstellung einer
dritten Ausführungsform der Erfindung;
Fig. 4 eine perspektivische Prinzipdarstellung einer
vierten Ausführungsform der Erfindung;
Fig. 5 eine Prinzipdarstellung eines Einstrahlungsfel
des und eines Detektionsfeldes in Aufsicht bei
einer fünften Ausführungsform der Erfindung;
Fig. 6 eine Schnittdarstellung von einer praktischen
Ausführungsform eines für die Erfindung geeig
neten Meßkopfes;
Fig. 7 eine Ansicht des Meßkopfes gemäß Fig. 6 von
der Seite her, die mit der biologischen Matrix
kontaktiert wird;
Fig. 8 eine vergrößerte Ausschnittsdarstellung aus
Fig. 7;
Fig. 9 einen graphischen Vergleich der mit der Erfin
dung und mit einer Referenzmethode gewonnenen
Analyseergebnisse;
Fig. 10 eine Seitenanschnitt-Schnittdarstellung einer
Meßvorrichtung zur Analyse am Finger;
Fig. 11 eine Aufsicht-Schnittdarstellung zu der Ausfüh
rungsform von Fig. 10;
Fig. 12 eine Aufsicht auf die Meßvorrichtung bei einer
Ausführungsform nach Fig. 10 und 11;
Fig. 13 ein Blockschaltbild einer für die Erfindung
geeigneten elektronischen Schaltung.
In den Fig. 1 bis 4 ist eine optisch heterogene biolo
gische Matrix 10 symbolisch als Quader dargestellt. Sie
wird durch eine obere Grenzfläche 11a und eine untere
Grenzfläche 11b begrenzt. Konkret kann die biologische
Matrix beispielsweise Blut sein, wobei in diesem Fall die
Grenzflächen entlang den Innenwänden eines optisch trans
parenten Gefäßes (Küvette) verlaufen, in dem sich das
Blut zur analytischen in-vitro-Untersuchung befindet.
Wenn die biologische Matrix ein Gewebe ist, wird die
Grenzfläche von der Oberfläche des Gewebes gebildet.
Die Fig. 1 bis 5 verdeutlichen unterschiedliche Vari
anten möglicher Anordnungen von einem oder mehreren Ein
strahlungsorten 12 bzw. einem oder mehreren Detektions
orten 14 an einer biologischen Matrix 10 bei einer orts
aufgelösten Streulichtmessung im Sinne der Erfindung.
Dabei sind die Einstrahlungsorte 12 jeweils als schmale
langgestreckte Einstrahlungsfelder 12a-12f und die Detek
tionsorte als langgestreckte, schmale Detektionsfelder
14a-14i ausgebildet. Soweit es nicht auf Besonderheiten
der langgestreckten Form ankommt, gelten ähnliche Überle
gungen jedoch auch für den Fall, daß zumindest der Ein
strahlungsort punkt- oder kreisförmig ausgebildet ist.
Bei der in Fig. 1 dargestellten Ausführungsform wird das
Primärlicht 15 durch ein Einstrahlungsfeld 12a in die Ma
trix 10 eingestrahlt und das Sekundärlicht 17 detektiert,
welches aus zwei in unterschiedlichen Meßabständen D1 und
D2 zu dem Einstrahlungsfeld 12a verlaufende Detektions
feldern 14a und 14b austritt.
Auch bei der in Fig. 2 dargestellten Ausführungsform
tritt das Primärlicht 15 durch ein Einstrahlungsfeld 12b
in die biologische Matrix 10 ein und das Sekundärlicht 17
durch zwei Detektionsfelder 14c und 14d aus dieser aus,
wobei die Detektionsfelder in unterschiedlichen lateralen
Meßabständen D1 und D2 von dem Einstrahlungsfeld 12b an
geordnet sind. Die Detektionsfelder 14c und 14d befinden
sich bei dieser Ausführungsform jedoch auf der Grenz
fläche 11b, die der Grenzfläche 11a, durch welche das
Primärlicht 15 eingestrahlt wird, gegenüberliegt. Bei
einer solchen Ausführungsform sind Eintrittsfeld und Aus
trittsfeld vorzugsweise so angeordnet, daß bei mindestens
zwei Meßfelderpaaren die Oberfläche des Austrittsfeldes
von keiner die Oberfläche des Einstrahlungsfeldes senk
recht kreuzenden Geraden gekreuzt wird. Mit anderen
Worten sollte das Detektionsfeld nicht genau gegenüber
dem Einstrahlungsfeld angeordnet, sondern stets lateral
versetzt zu diesem sein.
Man kann bei der Anordnung gemäß Fig. 1 von einer Mes
sung "in Reflexion" und bei Fig. 2 von einer Messung "in
Transmission" sprechen, wobei diese Begriffe in dem wei
ter oben diskutierten Sinn zu verstehen sind.
Wenn die biologische Matrix ein Gewebe, insbesondere
Hautgewebe ist, ist bei einer in vivo-Analyse in der Re
gel nur eine die Matrix begrenzende Grenzfläche (nämlich
die Oberfläche der Haut) zugänglich. Dies gilt insbeson
dere für die im Rahmen der Erfindung bevorzugten Körper
teile, nämlich die Fingerbeere, die Oberbauchdecke, das
Nagelbett, die Skleren oder den inneren Oberarm des Men
schen. In diesen Fällen ist nur die - im Rahmen der vor
liegenden Erfindung ohnehin bevorzugte - Messung im Re
flexionsverfahren möglich, bei der die Einstrahlung des
Primärlichtes und die Detektion des Sekundärlichtes an
der gleichen Grenzfläche der Matrix erfolgt. In Ausnahme
fällen, beispielsweise beim Ohrläppchen, der Lippe oder
der Zunge, stehen jedoch auch bei der in-vivo-Analyse an
Hautgewebe zwei gegenüberliegende Grenzflächen 11a, 11b
zur Verfügung.
Bei der in Fig. 3 dargestellten Ausführungsform wird das
Primärlicht durch zwei Einstrahlungsfelder 12c, 12d in
die biologische Matrix 10 eingestrahlt und das dabei aus
dem Detektionsfeld 14e austretende Sekundärlicht 17
detektiert. Die Einstrahlungsfelder 12d und 12c sind in
unterschiedlichen Meßabständen D1 und D2 von dem Detekti
onsfeld 14e angeordnet, so daß auch bei dieser Ausfüh
rungsform die Möglichkeit besteht, das aus dem Detekti
onsfeld 14e austretende Sekundärlicht in Abhängigkeit von
dem Meßabstand von dem jeweiligen Einstrahlungsfeld 12c
bzw. 12d zu messen, um aus den beiden Meßwerten eine Meß
größe abzuleiten, die ein Maß für die Konzentration des
Analyten in der biologischen Matrix ist.
Bei dieser Ausführungsform müssen selbstverständlich die
Sekundärlichtanteile, die von dem Primärlicht der beiden
unterschiedlichen Einstrahlungsfelder resultieren, von
einander getrennt werden. Dies kann zweckmäßigerweise
durch zeitlich getrennte Einstrahlung erfolgen, wobei die
Einstrahlung jedoch in einem ausreichend engen zeitlichen
Abstand im Sinne der oben gegebenen Definition erfolgen
müssen. Alternativ ist es auch möglich, für die Einstrah
lung in die beiden Einstrahlungsfelder 12c und 12d unter
schiedlich (beispielsweise mit zwei unterschiedlichen
Frequenzen) moduliertes Licht zu verwenden und die resul
tierenden Sekundärlichtanteile durch eine entsprechende
modulationsabhängige (frequenzabhängige) Detektion, bei
spielsweise mit Hilfe eines Lock-in-Verstärkers zu mes
sen.
Bei sämtlichen Ausführungsformen der Fig. 1 bis 3 be
trägt der maximale Meßabstand D2 zwischen einem Einstrah
lungsort und einem Detektionsort einer ortsaufgelösten
Streulichtmessung 25 mm. Der kürzere Abstand D1 sollte
mindestens 0,5 mm, vorzugsweise mindestens 1 mm, betra
gen. Mit anderen Worten sollte bei einer Ausführungsform
gemäß Fig. 1 mit einem festliegenden Einstrahlungsort 12
und unterschiedlichen Detektionsorten 14 die Detektions
orte in einem (in der Figur gestrichelt eingezeichneten)
Detektionsbereich 16 liegen, der den Teil der Grenzfläche
11a einschließt, der einen Abstand von mindestens 0,2 mm,
bevorzugt mindestens 0,5 mm, besonders bevorzugt minde
stens 1 mm und höchstens 25 mm von der Mitte des Ein
strahlungsortes 12 hat. Bei einer Ausführungsform gemäß
Fig. 3 mit fixiertem Detektionsort 14 und unterschiedli
chen Einstrahlungsorten 12 gelten die entsprechenden
Werte für den dort gestrichelt eingezeichneten Einstrah
lungsbereich 18.
Fig. 4 zeigt eine Ausführungsform, bei der auf der Grenz
fläche 11a innerhalb eines Detektionsbereiches 22 eine
Vielzahl unterschiedliche Detektionsfelder 14f einstell
bar sind, die in unterschiedlichen Abständen zu einem
Einstrahlungsfeld 12e verlaufen. Im dargestellten Fall
ist dies dadurch realisiert, daß der Detektionsbereich 22
durch ein als Linse 23 symbolisiertes optisches Abbil
dungssystem in eine Bildebene 24 abgebildet wird, in der
sich eine zweidimensionale Anordnung 26 lichtempfindli
cher Elemente befindet, welche vorzugsweise als CCD′s 25
(charge coupled device) realisiert sind.
Durch die optische Abbildung entspricht ein bestimmtes
Detektionsfeld einem bestimmten Teilbereich der CCD-Ma
trix 25. Beispielsweise wird das Feld 14f auf die Reihe
25f und das Feld 14g auf die Reihe 25g der CCD-Matrix 25
abgebildet. Ein bestimmtes Detektionsfeld läßt sich folg
lich in einfacher Weise dadurch einstellen, daß die In
tensitätsmeßsignale von denjenigen lichtempfindlichen
Elementen zur Ableitung der Konzentration weiterverarbei
tet werden, auf die das gewünschte Detektionsfeld abge
bildet wird.
Anhand dieser Ausführungsform wird deutlich, daß die Be
griffe "Einstrahlungsfeld" und "Detektionsfeld" bzw.
"Einstrahlungsort" und "Detektionsort" geometrisch zu
verstehen sind. Es ist nicht erforderlich, daß irgendwel
che Bauteile der Analysevorrichtung die Grenzfläche der
biologischen Matrix, also beispielsweise die Oberfläche
der Haut, berühren und in Kontakt zu dem Einstrahlungsort
bzw. dem Detektionsort stehen. Erforderlich ist nur, daß
der Einstrahlungsort und der Detektionsort für jeden Meß
abstand definiert sind, d. h. das Primärlicht an einem be
stimmten und begrenzten Einstrahlungsort eingestrahlt und
das Sekundärlicht derartig örtlich definiert erfaßt wird,
daß bekannt ist, aus welchem bestimmten abgegrenzten
Teilbereich der Grenzfläche (Detektionsort) das
Sekundärlicht ausgetreten ist, dessen Intensität jeweils
erfaßt wird. Ein solcher Meßvorgang muß bei mindestens
zwei unterschiedlichen Lichtwegen zwischen Ein
strahlungsort und Detektionsort ablaufen, um aus den dar
aus gemessenen Intensitätsmeßwerten die für die Analyse
charakteristische Meßgröße abzuleiten. Wenn - wie bei der
Ausführungsform gemäß Fig. 4 - eine Vielzahl von unter
schiedlichen Abständen zwischen Einstrahlungsort und
Detektionsort einstellbar ist, wird zweckmäßigerweise der
Verlauf der gemessenen Intensität I in Abhängigkeit vom
Meßabstand D zwischen dem jeweiligen Detektionsort und
dem Einstrahlungsort erfaßt. Wenn eine Vielzahl eng be
nachbarter Detektionsorte einstellbar ist, resultiert ein
praktisch kontinuierlicher Kurvenverlauf I(D), der das
Profil des detektierten Sekundärlichtes in Abhängigkeit
vom Abstand zwischen dem jeweiligen Einstrahlungsort und
dem jeweiligen Detektionsort repräsentiert. In diesem
Fall kann zur Ableitung der für die Analyse charakteris
tischen Meßgröße ein geeigneter, für solche Zwecke vorbe
kannter Regressionsalgorithmus verwendet werden (bei
spielsweise PLS).
Die Ausführungsform mit einem Detektionsbereich, in wel
chem eine Vielzahl unterschiedlicher Teilflächen als De
tektionsfelder eingestellt werden können, läßt sich
selbstverständlich auch ohne das in Fig. 4 eingezeichnete
optische Abbildungssystem 23 realisieren. Insbesondere
ist es möglich, eine zweidimensionale Anordnung lichtemp
findlicher Elemente unmittelbar über der Grenzfläche 11a
zu positionieren, wobei mit Hilfe geeigneter Mittel, wie
beispielsweise Blenden, Lichtleitern oder dergleichen,
dafür Sorge getragen wird, daß jedes lichtempfindliche
Element das aus einem bestimmten, abgegrenzten Teilbe
reich der Grenzfläche 11a austretende Sekundärlicht er
faßt.
Für die Erfindung ist wichtig, daß die Abhängigkeit der
Intensität des Sekundärlichts I von dem Abstand D zwi
schen Einstrahlungsort und Detektionsort mit guter Orts
auflösung erfaßt wird. Deshalb sollte sowohl der Ein
strahlungsort 12, als auch der Detektionsort 14 in Rich
tung der beide Felder verbindenden Abstandsgeraden eine
kleine Abmessung von vorzugsweise weniger als 2 mm haben.
Besonders bevorzugt ist, insbesondere im Fall des Detek
tionsortes 14, die dargestellte Form eines langgestreck
ten, schmalen Feldes. Dadurch läßt sich eine gute Orts
auflösung mit einer verhältnismäßig hohen Signalintensi
tät kombinieren. Die Länge eines Detektionsfeldes sollte
mindestens dreimal, bevorzugt mindestens zehnmal und
besonders bevorzugt mindestens dreißigmal so groß wie
seine Breite sein. Die durchschnittliche Breite des Ein
strahlungsfeldes beträgt vorzugsweise weniger als 2 mm,
besonders bevorzugt weniger als 1 mm. Die gleichen bevor
zugten Dimensionen gelten auch für das Detektionsfeld.
Vorzugsweise sind die unterschiedlichen Detektionsfelder
und/oder Einstrahlungsfelder, durch die die unterschied
lichen Meßabstände realisiert werden, räumlich getrennt
(nicht überlappend).
Eine Ausführungsform, bei der eine Vielzahl unterschied
licher Detektionsorte mittels einer zweidimensionalen An
ordnung lichtempfindlicher Elemente erfaßt werden können
(wie bei Fig. 4), ermöglicht zusätzlich eine verbesserte
Reproduzierbarkeit einer stets gleichen Meßposition auf
einer Hautoberfläche. Zu diesem Zweck kann an der bei
einem bestimmten Patienten vorgesehenen Meßposition auf
seiner Haut eine Markierung (beispielsweise mittels einer
in normalem Licht unsichtbarem, in NIR-Licht jedoch kon
trastierenden Tätowierung) angebracht sein. Diese wird
von der zweidimensionalen Anordnung lichtempfindlicher
Elemente erkannt und lokalisiert. Durch diese Ortsmessung
ist es möglich, entweder den Meßkopf des erfindungs
gemäßen Gerätes in eine bestimmte stets gleichbleibende
Position in Relation zur Markierung zu bringen oder die
Detektionsfelder innerhalb der zweidimensionalen Anord
nung lichtempfindlicher Elemente in stets gleichbleiben
der räumlicher Zuordnung zu der Markierung zu wählen.
Fig. 5 verdeutlicht, daß die schmale, langgestreckte Form
der Felder nicht notwendigerweise (wie in den Fig. 1
bis 4) gerade sein muß. Dargestellt ist in Aufsicht auf
eine Grenzfläche ein Einstrahlungsfeld 12f in Form eines
Abschnitts eines Kreisringes. Zwei Detektionsfelder 14h
und 14i verlaufen ebenfalls in Form von Kreisringab
schnitten in unterschiedlichen Abständen zu dem Einstrah
lungsfeld 12f. Die Kreisringe sind dabei konzentrisch, so
daß die Detektionsfelder 14h und 14i in gleichmäßigem Ab
stand zu dem Einstrahlungsfeld 12f verlaufen.
Eine gute Ortsauflösung wird erreicht, wenn das Licht an
einem möglichst eng begrenzten (punktförmigen) Einstrah
lungsort eingestrahlt wird und der Detektionsort einen
Kreis oder Kreisabschnitt um diesen Einstrahlungsort bil
det. Grundsätzlich kann auch umgekehrt mit einem kreis
förmigen Einstrahlungsort und einem im Zentrum dieses
Kreises angeordneten punktförmigen Detektionsort gearbei
tet werden, wobei hier die Signalintensität geringer ist.
Wenn - wie in den Fig. 1 bis 4 dargestellt - Einstrah
lungsfelder und Detektionsfelder gerade und parallel zu
einander verlaufen, ist die Ortsauflösung geringer, weil
selbstverständlich an jedem Punkt eines langgestreckten
Detektionsortes Lichtanteile gemessen werden, die nicht
nur von dem unmittelbar gegenüberliegenden Abschnitt des
Einstrahlungsfeldes, sondern auch von in Längsrichtung
versetzten Abschnitten des Einstrahlungsfeldes eintref
fen. Bei der praktischen Erprobung der Erfindung wurde
jedoch festgestellt, daß dennoch eine befriedigende Orts
auflösung bei gleichzeitig verhältnismäßig hoher Signal
intensität mit einer Anordnung erreicht werden kann, bei
der sowohl der Einstrahlungsort als auch der Detektions
ort eine gerade langgestreckte Form hat. Die Ausführungs
form nach Fig. 5 stellt insofern eine mittlere Lösung
dar, als hier die Ortsauflösung wegen der gekrümmten
konzentrischen Form besser als bei der geraden Form der
Felder gemäß den Fig. 1 bis 4 ist.
Es sind auch andere gekrümmte Formen möglich, wobei je
doch allgemein die Bedingung eingehalten werden sollte,
daß die Durchtrittsfelder (gemessen von Mitte zu Mitte)
in gleichmäßigem Abstand D1, D2 verlaufen. Soweit sich
Einstrahlungsort und Detektionsort auf der gleichen
Grenzfläche der biologischen Matrix befinden, sollten der
Einstrahlungsort und der Detektionsort stets von einem
Streifen 47 (Fig. 5) von im wesentlichen gleichmäßiger
Breite getrennt sein. Die Dimension des Detektionsfeldes
in Richtung der kürzesten Verbindung zu dem Einstrah
lungsfeld (also in Richtung der Abstandspfeile D1, D2)
sollte weniger als 2 mm, bevorzugt weniger als 1 mm be
tragen.
Die Fig. 6 bis 8 zeigen eine praktische Ausführungs
form eines für die Erfindung geeigneten Meßkopfes 30, der
speziell für die in vivo-Bestimmung von Glucose in men
schlichem Gewebe geeignet ist.
Der Meßkopf 30 weist ein insgesamt etwa kreisscheibenför
mig geformtes Hautkontaktteil 31 auf, welches an einem
Meßkopfgehäuse 32 befestigt ist. Das Hautkontaktteil 31
wird bei der Benutzung auf die Oberfläche der Haut 33 ge
legt und leicht angedrückt. In seinem Zentrum befindet
sich ein quadratischer Lichttransmissionsbereich 34, der
in Fig. 8 vergrößert dargestellt ist. Er enthält fünf
Reihen 35 bis 39 von Lichtleitfasern 29, welche im darge
stellten Beispiel aus jeweils zweiunddreißig Fasern mit
einem Durchmesser von jeweils 0,25 mm bestehen. Die
Lichtleitfasern 29 sind in dem Lichttransmissionsbereich
34 jeweils so angeordnet, daß ihre Stirnflächen bündig in
einer gemeinsamen ebenen Kontaktfläche 42 liegen und beim
Auflegen des Hautkontaktteiles 31 auf die Haut 33 in
unmittelbarem Kontakt mit der Haut stehen.
Die Reihe 35 von Lichtleitfasern definiert einen Ein
strahlungsort. Die Lichtleitfasern 29 dieser Reihe sind
zu diesem Zweck durch ein Kabel 40 mit einer nicht darge
stellten Zentraleinheit verbunden, in der sich eine vor
zugsweise monochromatische Lichtquelle, beispielsweise
ein Laser oder eine Laserdiode, befindet, deren Licht in
die Lichtleitfasern 29 eingestrahlt wird. Die Lichtleit
fasern 29 bilden zusammen mit der nicht dargestellten
Lichtquelle (beispielsweise einer Leuchtdiode, deren
Licht in üblicher Weise in die Lichtleitfasern eingekop
pelt wird) Lichteinstrahlungsmittel 27 zum gezielten be
leuchten eines definierten Einstrahlungsortes auf einer
Hautoberfläche.
Vorzugsweise wird ein Teil der Lichtleitfasern der Reihe
35 dazu verwendet, die Konstanz der Lichtquelle zu kon
trollieren. In einem konkreten Experiment wurden sechzehn
der zweiunddreißig Fasern zur Einstrahlung des Lichtes
und die anderen sechzehn Fasern zur Kontrolle der Licht
stärke verwendet, wobei letztere getrennt von ersteren
zusammengefaßt und einem lichtempfindlichen Element zuge
führt werden.
Als Meßempfänger können beispielsweise Photodioden ver
wendet werden, die in dem Meßkopf 30 angeordnet sind. Da
bei ist zweckmäßigerweise für jede Reihe 36 bis 39 von
Lichtleitfasern 29, die jeweils einen möglichen Detek
tionsort definieren, ein gemeinsamer Meßempfänger vorge
sehen. Die Lichtleitfasern dieser Reihen werden also zu
sammengefaßt zu jeweils einem Meßempfänger geführt, an
dem das aus diesen Lichtleitfasern austretende Licht de
tektiert wird. Die Reihen 36 bis 39 der Lichtleitfasern
29 bilden zusammen mit dem nicht dargestellten Meßempfän
ger jeweils Detektionsmittel 28 zum gezielten Messen des
an einem definierten Detektionsort austretenden Sekundär
lichtes.
Die Stirnflächen der Lichtleitfasern der Reihen 35 bis 39
schließen jeweils bündig mit der den Lichtemissionsbe
reich 34 nach unten begrenzenden Hautkontaktfläche 42 ab
oder stehen geringfügig daraus hervor. Dadurch wird ver
hindert, daß Licht entlang der Hautoberfläche unmittelbar
von dem durch die Reihe 35 definierten Einstrahlungsort
zu einem der Detektionsorte gelangen kann, die durch die
Reihen 36 bis 39 definiert sind. Selbstverständlich sind
auch innerhalb des Meßkopfes 30 die Glasfasern unter
schiedlicher Reihen optisch sorgfältig voneinander ge
trennt, so daß keine Übertragung von Primärlicht zu den
Detektionsmitteln stattfinden kann.
Der Meßkopf 30 ist insbesondere für die Verlaufskontrolle
der Blutglucose von Diabetikern gedacht. Er wird zu die
sem Zweck an einer geeigneten Stelle, insbesondere an der
Oberbauchdecke auf der Haut befestigt. Dies kann bei
spielsweise mit Hilfe eines Klebebandes oder durch Va
kuum-Ansaugung erfolgen. Dabei sollte die Kontaktfläche
42 mit ausreichend festem und gleichmäßigem Druck ange
drückt werden.
Um Fremdlicht abzuhalten, hat das Hautkontaktteil 31
einen Ring 31a, dessen Durchmesser wesentlich größer als
der des Lichttransmissionsbereiches 34 ist. Er besteht
aus einem undurchsichtigen Material und schließt mit
seinem Rand 31b auf der Haut ab und hält auch Fremdlicht
fern. Alternativ oder zusätzlich kann das Primärlicht mit
einer bestimmten Frequenz moduliert sein und frequenz
abhängig (beispielsweise mit Hilfe eines Lock-In-
Verstärkers) schmalbandig selektiv detektiert werden, um
Störlichteinflüsse zu vermindern.
Der Lichtemissionsbereich 34 ist von einer ringförmigen
Heizfläche 41 umgeben, in der eine Flächen-Widerstands
heizung angeordnet ist. Diese kann mit Hilfe eines NTC-
Widerstandes und eines PD-Reglers auf eine vorbestimmte
Temperatur, beispielsweise 37° geregelt werden.
Fig. 9 zeigt Analyseergebnisse, die einerseits mit einer
Referenzmethode und andererseits mit einer Vorrichtung
gemäß der Erfindung (Ausführungsform gemäß den Fig. 6
bis 8) erzielt wurden. Aufgetragen ist die Konzentration
C in mmol/l über die Zeit t in Minuten. Die durchgezogene
Linie 45 markiert die Ergebnisse einer als Referenz
methode verwendeten enzymatischen Analyse, während die
rechteckigen Markierungen 46 Meßpunkte mit der erfin
dungsgemäßen Vorrichtung sind.
Bei dem erfindungsgemäßen Beispiel wurden dabei folgende
Meßbedingungen eingehalten.
Es wurde ein Meßkopf gemäß den Fig. 6 bis 8 einge
setzt, wobei das Licht einer Leuchtdiode mit 1 mW Lei
stungen und einer Wellenlänge von 805 nm durch die Licht
leitfaser-Reihe 35 in die Haut eingestrahlt und durch die
Reihen 38 und 39 detektiert wurde. Der Abstand der Reihen
38 und 39 von der Reihe 35 (und folglich der Abstand der
Detektionsfelder von dem Einstrahlungsfeld) betrug 3 mm
bzw. 5 mm.
Zur Ableitung einer für die Konzentration charakteristi
schen Meßgröße R wurde der Quotient zwischen der Intensi
tät I1 des an der Reihe 39 und der Intensität I2 des an
der Reihe 38 gemessenen Lichtes gebildet. Diese Meßgröße
R=I1/I2 wurde linear kalibriert gemäß der Formel
C = a*R + b.
Das in Fig. 9 dargestellte Ergebnis zeigt eine ausge
zeichnete Übereinstimmung der konventionell und der er
findungsgemäß gemessenen Werte über einen Zeitraum von
fünfeinhalb Stunden.
Fig. 10 und 11 zeigen eine Meßhalterung 50 zur Bestim
mung der Glucosekonzentration in einem Finger 51. Der
Finger 51 wird dabei in einen paßgenauen Kanal 52 einge
führt, der in einem Halterungsblock 53 ausgebildet ist.
Der Halterungsblock 53 besteht aus Aluminium oder einem
anderen gut wärmeleitendem Material, welches mit einer
nicht dargestellten Heiz- und Thermostatisierungseinrich
tung auf eine definierte Temperatur eingestellt ist, die
vorzugsweise etwas über der Körper-Normaltemperatur (über
37°C) liegt.
Die den Kanal 52 seitlich begrenzenden Wandelementes 54
sind derartig verschiebbar, daß die Breite des Kanals 52
dem Finger 51 des jeweiligen Patienten angepaßt werden
kann. Zur Fixierung des Fingers 51 von oben sind Fixie
rungselemente 55 vorgesehen, die in Richtung auf den Fin
ger 51 gleitfähig gehalten und mit einer nicht darge
stellten Feder gegen den Finger 51 gedrückt werden.
Der Halterungsblock 53, die Wandelemente 54 und die Fi
xierungselemente 55 bilden zusammen mit einem den Kanal
52 in Einführrichtung begrenzenden Anschlag 56 insgesamt
Fixierungsmittel, durch die der Finger 51 in einer mög
lichst genau reproduzierbaren Position in Bezug auf die
insgesamt mit 58 bezeichnete Meßeinrichtung positioniert
wird.
Bei der Meßeinrichtung 58 werden Lichteinstrahlungsmittel
27 durch eine nicht dargestellte Leuchtdiode und durch
einen Lichtleitkanal 59 gebildet, durch die Primärlicht
auf einen kreisflächenförmigen Einstrahlungsort von etwa
1 mm Durchmesser an der Unterseite der Kuppe des Fingers
51 gerichtet wird. In einem Detektionsbereich 16 sind
drei Detektionsorte 14 vorgesehen, die als halbkreis
förmige Detektionsfelder 14k-14m den Einstrahlungsort
12 konzentrisch umgeben. Die Detektionsmittel 28 bestehen
dabei, wie in Fig. 12 deutlicher zu erkennen ist, wieder
um aus einer Reihe dicht beieinander angeordnete Licht
leitfasern 29, deren Stirnflächen den Lichtleitkanal 59
in der Hautkontaktfläche 42 halbkreisförmig umgeben und
je einem Photoempfänger für das Licht von jedem der
Detektionsorte 14k, 14l, 14m. Die Lichteinstrahlungs
mittel 27 sind von den Detektionsmitteln 28 durch eine
Trennwand 62 sorgfältig abgeschirmt.
Ein Infrarot-Temperatursensor 60 ist auf einen Tempera
tur-Meßort 61 gerichtet, der möglichst nah bei dem Detek
tionsbereich 16 liegen soll.
Bei der praktischen Erprobung der Erfindung hat es sich
als wichtig erwiesen, daß der Anpreßdruck zwischen dem
jeweiligen Körperteil und der Hautkontaktfläche der Meß
vorrichtung ausreichend hoch und reproduzierbar ist. Bei
der in den Fig. 10 und 11 dargestellten Ausführungs
form wird dies mit Hilfe eines Andruckstempels 63 er
reicht, der von oben auf das vorderste Glied des Fingers
drückt. Als geeignet hat sich eine Andruckkraft in Höhe
von etwa 300 p (Pond) erwiesen.
Fig. 13 zeigt beispielhaft das Blockschaltbild einer
elektronischen Schaltung 65, die als Auswertemittel für
eine erfindungsgemäße Meßvorrichtung geeignet ist. Von
einem Oszillator 66 wird ein Spannungs-Strom-Wandler 67
angesteuert, der die Leuchtdiode 68 speist, die als
Lichtquelle dient. Optional kann dabei die Temperatur der
Leuchtdiode 68 durch einen NTC 69 überwacht werden, um
die Konstanz der Intensität des emittierten Lichtes zu
verbessern.
Die Ausgangssignale der Meßempfänger (Photodioden) 70a-
70c liegen über jeweils eine Vorverstärkerschaltung 71a-
71c an Lock-In-Verstärkern 72a-72c an, denen als Referenz
auch das Signal des Oszillators 66 zugeleitet wird. Die
Ausgangssignale der Lock-In-Verstärker 72a-72c werden in
einer A/D-Wandlereinheit 73 digitalisiert und einer Mi
krocomputer-Zentraleinheit 74 zugeleitet. Die Mikrocompu
ter-Zentraleinheit erhält darüberhinaus die Signale des
NTC 69 (verstärkt durch einen Vorverstärker 69a) und ei
nes Temperatursensors 75 (verstärkt durch einen Vorver
stärker 75a) zur Messung der Temperatur in dem Detek
tionsbereich, welcher vorzugsweise (wie der IR-Sensor 60
der Ausführungsform nach Fig. 10) berührungslos arbeitet.
Claims (40)
1. Verfahren zur Bestimmung der Konzentration von Glu
cose in einer biologischen Matrix (10), umfassend
mindestens zwei Detektionsmessungen, bei denen je weils Licht durch eine die biologische Matrix (10) begrenzende Grenzfläche (11a) als Primärlicht (15) in die biologische Matrix (10) eingestrahlt wird, das Licht in der biologischen Matrix (10) entlang einem Lichtweg propagiert und eine aus der biologischen Ma trix (10) durch eine diese begrenzende Grenzfläche (11a, 11b) als Sekundärlicht (17) austretende Lichtintensität gemessen wird, und
einen Auswerteschritt, bei dem aus den Intensitäts meßwerten der Detektionsmessungen mittels eines Aus wertealgorithmus und einer Kalibration die Glucose konzentration abgeleitet wird,
bei welchem
eine erste Detektionsmessung eine ortsauflösende Streulichtmessung ist, bei der das Primärlicht (15) an einem definierten Einstrahlungsort (12) in die biologische Matrix eingestrahlt wird, die Intensität des an einem definierten Detektionsort (14) aus der biologischen Matrix austretenden Sekundärlichts (17) gemessen wird und der Detektionsort (14) relativ zu dem Einstrahlungsort (12) so angeordnet ist, daß an Streuzentren (19) der biologischen Matrix (10) viel fach gestreutes Licht detektiert wird, dessen Inten sität für die Konzentration der Glucose charakteris tisch ist, und
der Lichtweg bei einer zweiten Detektionsmessung von dem der ersten Detektionsmessung verschieden ist.
mindestens zwei Detektionsmessungen, bei denen je weils Licht durch eine die biologische Matrix (10) begrenzende Grenzfläche (11a) als Primärlicht (15) in die biologische Matrix (10) eingestrahlt wird, das Licht in der biologischen Matrix (10) entlang einem Lichtweg propagiert und eine aus der biologischen Ma trix (10) durch eine diese begrenzende Grenzfläche (11a, 11b) als Sekundärlicht (17) austretende Lichtintensität gemessen wird, und
einen Auswerteschritt, bei dem aus den Intensitäts meßwerten der Detektionsmessungen mittels eines Aus wertealgorithmus und einer Kalibration die Glucose konzentration abgeleitet wird,
bei welchem
eine erste Detektionsmessung eine ortsauflösende Streulichtmessung ist, bei der das Primärlicht (15) an einem definierten Einstrahlungsort (12) in die biologische Matrix eingestrahlt wird, die Intensität des an einem definierten Detektionsort (14) aus der biologischen Matrix austretenden Sekundärlichts (17) gemessen wird und der Detektionsort (14) relativ zu dem Einstrahlungsort (12) so angeordnet ist, daß an Streuzentren (19) der biologischen Matrix (10) viel fach gestreutes Licht detektiert wird, dessen Inten sität für die Konzentration der Glucose charakteris tisch ist, und
der Lichtweg bei einer zweiten Detektionsmessung von dem der ersten Detektionsmessung verschieden ist.
2. Verfahren nach Anspruch 1, bei welchem auch die
zweite Detektionsmessung eine ortsauflösende Streu
lichtmessung ist, bei der das Primärlicht (15) an ei
nem definierten Einstrahlungsort in die biologische
Matrix eingestrahlt wird, die Intensität des an einem
definierten Detektionsort (14) aus der biologischen
Matrix austretenden Sekundärlichts (17) gemessen wird
und der Detektionsort (14) relativ zu dem Einstrah
lungsort (12) so angeordnet ist, daß an Streuzentren
(19) der biologischen Matrix (10) vielfach gestreutes
Licht detektiert wird, dessen Intensität für die Kon
zentration der Glucose charakteristisch ist.
3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, bei welchem die
biologische Matrix (10) eine biologische Flüssigkeit,
insbesondere Blut, ist.
4. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, bei welchem die
biologische Matrix (10) ein biologisches Gewebe ist.
5. Verfahren nach Anspruch 4, bei welchem das biolo
gische Gewebe Hautgewebe, insbesondere an der Finger
beere, der Oberbauchdecke, dem Nagelbett, der Lippe,
der Zunge, den Skleren oder dem inneren Oberarm des
Menschen ist.
6. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche,
bei welchem das Primärlicht (15) monochromatisch mit
einer Halbwertsbreite von weniger als 100 nm, bevor
zugt weniger als 20 nm, besonders bevorzugt weniger
als 5 nm ist.
7. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche,
bei welchem bei der mindestens einen ortsauflösenden
Streulichtmessung der Abstand (D) zwischen der Mitte
des Einstrahlungsortes und der Mitte des Detektions
ortes mindestens das 10-fache der freien Weglänge der
Photonen in der biologischen Matrix (10) beträgt.
8. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche,
bei welchem bei der mindestens einen ortsauflösenden
Streulichtmessung der Abstand zwischen der Mitte des
Einstrahlungsortes und der Mitte des Detektionsortes
höchstens 25 mm beträgt, vorzugsweise höchstens 15 mm
und besonders bevorzugt höchstens 10 mm.
9. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche,
bei welchem der Detektionsort (14) als schmales lang
gestrecktes, gerades oder gekrümmtes Detektionsfeld
(14a-14m) ausgebildet ist.
10. Verfahren nach Anspruch 9, bei welchem die Dimension
des Detektionsfeldes (14a-14m) in der durch die je
weils kürzeste Verbindung zu dem Einstrahlungsort
(12) definierten Raumrichtung im Mittel weniger als
2 mm beträgt.
11. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche,
bei welchem der Einstrahlungsort (12) als schmales
langes Einstrahlungsfeld (12a-12f) ausgebildet ist.
12. Verfahren nach Anspruch 11, bei welchem die Dimension
des Einstrahlungsfeldes (12a-12f) in der durch die
jeweils kürzeste Verbindung zu dem Detektionsfeld
(12) definierten Raumrichtung im Mittel weniger als
2 mm beträgt.
13. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche,
bei welchem der Einstrahlungsort (12) und der Detek
tionsort (14) auf gegenüberliegenden Grenzflächen
(11a, 11b) der biologischen Matrix (10) angeordnet
sind.
14. Verfahren nach Anspruch 13, bei welchem der Detekti
onsort (14) von keiner die Oberfläche des Einstrah
lungsortes (12) senkrecht kreuzenden Geraden gekreuzt
wird.
15. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche,
bei welchem der Einstrahlungsort (12) und der Detek
tionsort (14) an der gleichen Grenzfläche (11a) der
biologischen Matrix angeordnet sind, um aus der Ma
trix (10) diffus reflektierte Strahlung zu messen.
16. Verfahren nach Anspruch 15, bei welchem der Detekti
onsort in einem Detektionsbereich liegt, der den Teil
der Grenzfläche einschließt, der einen Abstand von
mindestens 0,2 mm, bevorzugt mindestens 0,5 mm, be
sonders bevorzugt mindestens 1 mm und höchstens
25 mm, bevorzugt höchstens 15 mm, besonders bevorzugt
höchstens 10 mm von der Mitte des Einstrahlungsortes
hat, und die Intensität des Sekundärlichts in minde
stens einem Teil des Detektionsbereiches abnimmt,
wenn die Glucosekonzentration zunimmt.
17. Verfahren nach einem der Ansprüche 15 oder 16, bei
welchem der Einstrahlungsort (12) und der Detektions
ort (14) durch einen Streifen (47) von im wesentli
chen gleichmäßiger Breite getrennt sind.
18. Verfahren nach einem der Ansprüche 2 bis 17, bei wel
chem der Einstrahlungsort (12) und der Detektionsort (14)
bei der ersten und der zweiten ortsauflösenden
Streulichtmessung unterschiedliche Meßabstände (D1, D2)
voneinander haben.
19. Verfahren nach Anspruch 18, bei welchem der Unter
schied der Meßabstände (D1, D2) bei der ersten und
zweiten ortsauflösenden Streulichtmessung mindestens
30%, bevorzugt mindestens 50%, besonders bevorzugt
mindestens 70% des kürzeren Meßabstandes beträgt.
20. Verfahren nach einem der Ansprüche 2 bis 19, bei wel
chem der Detektionsort (14) bei der ersten und der
zweiten ortsauflösenden Streulichtmessung überein
stimmt.
21. Verfahren nach einem der Ansprüche 2 bis 20, bei wel
chem der Einstrahlungsort (12) bei der ersten und der
zweiten ortsauflösenden Streulichtmessung überein
stimmt.
22. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche,
bei welchem der Detektionsort (14) Teil eines größe
ren Detektionsbereiches (22) ist, auf dem eine Viel
zahl von unterschiedlichen Teilflächen als Detekti
onsorte (14) eingestellt werden können, um die Inten
sität des an einer Vielzahl von Detektionsorten (14)
austretenden Sekundärlichts (17) als Funktion des Ab
standes von einem Einstrahlungsort (12) zu messen.
23. Verfahren nach Anspruch 22, bei welchem die in dem
Detektionsbereich (22) aus der biologischen Matrix
(10) austretende Lichtintensität von einer zweidimen
sionalen Anordnung (26) lichtempfindlicher Elemente
(25) ortsabhängig erfaßt wird und die Signale der
lichtempfindlichen Elemente einer Bildverarbeitungs
einrichtung zugeführt werden.
24. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche,
bei welchem die Wellenlänge des Primärlichts zwischen
400 nm und 2500 nm beträgt.
25. Verfahren nach Anspruch 24, bei welchem die Wellen
länge des Primärlichts zwischen 780 und 825 nm, vor
zugsweise zwischen 800 und 805 nm beträgt.
26. Verfahren nach Anspruch 24, bei welchem die Wellen
länge des Primärlichts zwischen 1150 und 1350 nm,
vorzugsweise zwischen 1200 und 1300 nm, beträgt.
27. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche,
bei welchem Primärlicht mit mehreren unterschiedli
chen Wellenlängen in die biologische Matrix (10) ein
gestrahlt und die dabei an mindestens einem Detekti
onsort (14) gemessene wellenlängenabhängige Intensi
tät des Sekundärlichts (17) detektiert und zur Ablei
tung der Meßgröße verwendet wird.
28. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche,
bei welchem die Temperatur an dem Detektionsort (14)
vorzugsweise berührungslos gemessen und in dem Aus
wertealgorithmus berücksichtigt wird.
29. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche,
bei welchem die Temperatur an dem Detektionsort (14)
stabil gehalten wird.
30. Vorrichtung zur Bestimmung der Konzentration von Glu
cose in einer biologischen Matrix, insbesondere zur
Durchführung des Verfahrens nach einem der vorherge
henden Ansprüche, mit
einem zum Anlegen an eine Grenzfläche der biologi schen Matrix vorgesehenen Lichttransmissionsbereich (34),
Einstrahlungsmitteln (27) zum Einstrahlen von Licht in die biologische Matrix (10) durch eine diese be grenzende Grenzfläche (11a, 11b),
Detektionsmitteln (28) zum Messen der Intensität von aus der biologischen Matrix (10) durch eine diese begrenzende Grenzfläche (11a, 11b) austretendem Licht und
Auswertemitteln zum Umwandeln der gemessenen Intensi tät in ein der Glucosekonzentration entsprechendes Signal,
bei welchem
die Einstrahlungsmittel (27) zum gezielten Beleuchten eines definierten Einstrahlungsortes (12) ausgebildet sind und die Detektionsmittel (28) zum gezielten Mes sen des an einem definierten Detektionsort (14) aus tretenden Sekundärlichts ausgebildet sind, wobei der Detektionsort (14) relativ zu dem Einstrahlungsort (12) so angeordnet ist, daß an Streuzentren (19) der biologischen Matrix (10) vielfach gestreutes Licht detektiert wird, dessen Intensität für die Konzen tration der Glucose charakteristisch ist.
einem zum Anlegen an eine Grenzfläche der biologi schen Matrix vorgesehenen Lichttransmissionsbereich (34),
Einstrahlungsmitteln (27) zum Einstrahlen von Licht in die biologische Matrix (10) durch eine diese be grenzende Grenzfläche (11a, 11b),
Detektionsmitteln (28) zum Messen der Intensität von aus der biologischen Matrix (10) durch eine diese begrenzende Grenzfläche (11a, 11b) austretendem Licht und
Auswertemitteln zum Umwandeln der gemessenen Intensi tät in ein der Glucosekonzentration entsprechendes Signal,
bei welchem
die Einstrahlungsmittel (27) zum gezielten Beleuchten eines definierten Einstrahlungsortes (12) ausgebildet sind und die Detektionsmittel (28) zum gezielten Mes sen des an einem definierten Detektionsort (14) aus tretenden Sekundärlichts ausgebildet sind, wobei der Detektionsort (14) relativ zu dem Einstrahlungsort (12) so angeordnet ist, daß an Streuzentren (19) der biologischen Matrix (10) vielfach gestreutes Licht detektiert wird, dessen Intensität für die Konzen tration der Glucose charakteristisch ist.
31. Vorrichtung nach Anspruch 30, bei welcher mindestens
zwei Lichteinstrahlungsmittel (27) vorgesehen sind,
die zum gezielten Beleuchten unterschiedlicher, räum
lich nicht überlappender Einstrahlungsorte ausgebil
det sind.
32. Vorrichtung nach Anspruch 30, bei welcher mindestens
zwei Detektionsmittel (28) vorgesehen sind, die zum
gezielten Messen des an zwei unterschiedlichen, räum
lich nicht überlappenden Detektionsorten aus der bio
logischen Matrix austretenden Sekundärlichts ausge
bildet sind.
33. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 30 bis 32, bei
welcher die Einstrahlungsmittel (27) Lichtleitfasern
(29) einschließen.
34. Vorrichtung nach Anspruch 33, bei welcher die Licht
einstrahlungsmittel (27) eine Vielzahl von Lichtleit
fasern (29) einschließen, die in dem Lichttransmis
sionsbereich als Reihe (35) nebeneinander angeordnet
sind, um einen als schmales, langgestrecktes Ein
strahlungsfeld (12a-12f) ausgebildeten Einstrahlungs
ort (12) gezielt zu beleuchten.
35. Vorrichtung nach Anspruch 33, bei welcher die Licht
einstrahlungsmittel (27) eine Vielzahl von Lichtleit
fasern (29) einschließen, die in dem Lichttransmis
sionsbereich (34) dicht benachbart angeordnet sind,
wobei ein erster Teil der Lichtleitfasern (29) zum
Zuführen des Primärlichts zu der biologischen Matrix
(10) dient und ein zweiter Teil der Lichtleitfasern
(29) mit einem Detektor zur Kontrolle der Intensität
des Primärlichts verbunden ist.
36. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 30 bis 35, bei
welchem die Detektionsmittel (28) Lichtleitfasern
(29) einschließen.
37. Vorrichtung nach Anspruch 36, bei welchem die Detek
tionsmittel eine Vielzahl von Lichtleitfasern ein
schließen, die in dem Lichttransmissionsbereich (34)
als Reihe (36-39) nebeneinander derartig angeordnet
sind, daß sie das aus einem als langgestrecktes
schmales Detektionsfeld (14a-14m) ausgebildeten De
tektionsort (14) austretende Sekundärlicht (17) ge
zielt erfassen.
38. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 30 bis 37, bei
welcher die Lichtleitfasern in dem Lichttransmissi
onsbereich (34) so angeordnet sind, daß ihre Stirn
flächen bündig in einer gemeinsamen Hautkontaktfläche
(42) liegen, so daß sie in unmittelbarem Kontakt zu
der Grenzfläche (11a) der biologischen Matrix (10)
stehen, wenn die Vorrichtung mit dem Lichttransmis
sionsbereich (34) auf die Grenzfläche (11a) aufgelegt
wird.
39. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 30 bis 38, bei
welcher die Detektionsmittel eine zweidimensionale
Anordnung (26) lichtempfindlicher Elemente (25), ins
besondere ein CCD-Array, einschließen.
40. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 30 bis 39, bei
welcher Lichtabschirmmittel vorgesehen sind, die die
Übertragung von Primärlicht von den Lichteinstrah
lungsmitteln zu den Detektionsmitteln auf einem ande
ren Wege als durch die biologische Matrix verhindern.
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Family
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