WO2014206549A1 - Messvorrichtung und messverfahren zur nichtinvasiven bestimmung der d-glucose-konzentration - Google Patents

Messvorrichtung und messverfahren zur nichtinvasiven bestimmung der d-glucose-konzentration Download PDF

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WO2014206549A1
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measuring device
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Rolf-Dieter Klein
Mathias Reichl
Dieter Ebert
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SMS Swiss Medical Sensor AG
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    • A61B5/14532—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration or pH-value ; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid or cerebral tissue for measuring glucose, e.g. by tissue impedance measurement

Definitions

  • the invention relates to a measuring method and a measuring device for measuring raw data for determining a blood parameter, in particular for noninvasive determination of the D-glucose concentration.
  • a tissue layer is optically excited in order to measure the blood sugar level from the measured absorption of the radiation, which depends on the glucose concentration.
  • a disadvantage of the known method is that so far no sufficient accuracy in the noninvasive determination of the glucose concentration could be achieved because the absorption in the known glucose absorption bands is besubstanzen superposed by strong absorption and scattering effects of other substances and fabrics, which exemplifies in Fig. 5 is.
  • Such a noninvasive measuring approach is known, for example, from US Pat. No. 7,729,734 B2.
  • a measuring device is proposed in which two 180 ° phase-shifted modulated laser beams of different wavelengths are used to excite the glucose.
  • the phase-shifted laser beams produce two out-of-phase photothermal signals in the infrared (IR) region, which are detected by an infrared detector be detected.
  • IR infrared
  • the evaluation of a laser-induced, wavelength-modulated, phase-shifted signal allows suppression of the strong, mainly caused by water background signal. From the amplitude and phase of the detected differential infrared signal, a conclusion is drawn on the glucose concentration.
  • a disadvantage of the proposed measuring device is that the determination of the glucose concentration from the measured IR signal requires a phase resolution of 0.1 °, which can not be maintained under practical conditions.
  • the invention is therefore based on the object to avoid disadvantages of known non-invasive measuring devices.
  • the measuring device is intended to be able to generate raw data which enable a more accurate, non-invasive determination of a blood parameter, in particular of the D-glucose concentration.
  • a further object is to provide a measuring method for measuring raw data for determining a blood parameter, in particular for noninvasive determination of the D-glucose concentration, with which disadvantages of conventional methods can be avoided.
  • the invention is based on the recognition that the disturbing erroneous measurements in the known measuring device can be caused by the fact that the measurements are influenced by locally limited irregularities of the irradiated body surface or the underlying skin layers can, for example, by skin pimples, fatty acids, bone, corneal layers, sweat and / or density fluctuations of capillaries.
  • the invention therefore comprises the general technical teaching of performing the measurement not only at a single measuring point on the body surface of the test object to be examined, but at several measuring points.
  • the measuring points can be designed as spaced or overlapping measuring ranges or as measuring points spaced apart from one another.
  • the measuring device has, in accordance with the prior art, at least one excitation source for generating electromagnetic radiation and also a coupling device for coupling the radiation emitted by the excitation source into a body surface of a measured object.
  • the measuring device comprises a sensor device in order to detect the infrared (IR) radiation, which is excited by the coupled-in radiation of the excitation source in the body surface.
  • IR infrared
  • the coupling device is set up to couple the radiation emitted by the excitation source over several measuring points into the body surface, and the sensor device is set up to detect the IR radiation generated in the body surface at several measuring points. sen.
  • the inventive use of multiple measuring points has the advantage that erroneous measuring points in the sense of the above-mentioned localized irregularities recognized and by suitable selection of the measuring points can be compensated.
  • the sorting out of the "faulty" measuring points thus improves the measuring accuracy. Furthermore, an improvement in the accuracy of the determination of the blood parameter value, in particular the D-glucose concentration, can be achieved by averaging the mean value based on the remaining "non-defective" measuring points, since fluctuations in the background signals are averaged out in this way.
  • the coupling device is preferably set up such that the measuring points are arranged on the skin surface at regular intervals, for example in the form of a grid. However, the measuring points can also be arranged irregularly.
  • the measuring points at which the electromagnetic radiation is coupled in coincide with the measuring points at which the excited IR radiation is detected.
  • the measuring points for coupling in the electromagnetic radiation and the measuring points for detecting the IR radiation are easily connected to each other. are set or slightly differ in their number, as long as the generated electromagnetic radiation is coupled surface and the generated IR signal can be read flat.
  • the excitation source is a tunable excitation source for generating electromagnetic radiation in the visual (VIS) and / or in the IR range.
  • the measuring device is set up to tune the excitation source during a measuring process in a predetermined spectral range.
  • a particular advantage of the invention is thus that only the measurement curves for the determination of the D-glucose concentration can be used, which actually measured the glucose absorption, whose absorption curve is shown by way of example in FIG. 4, and not by absorption curves other components that are exemplified in Figure 5, have been falsified.
  • the known from the prior art approaches that measure only one or two fixed wavelengths can not reliably differentiate whether a measured value measured z.
  • B. indicates an increased glucose concentration or instead was only falsified by an adjacent absorption curve of another substance.
  • the coupling-in device can have a scanning unit which is set up to sequentially irradiate the plurality of measuring points on the coupling surface (so-called flying spot irradiation).
  • the coupling device can be designed for example as a micro scanner or MEMS scanner or comprise a digital light processing (DLP) unit.
  • DLP digital light processing
  • the sensor device in order to comprehensively detect the IR radiation emerging at the plurality of measuring points is preferably an infrared area sensor, for example an IR CCD sensor.
  • the IR radiation generated at different measuring points are each imaged onto a different area of the IR area sensor.
  • grid-like arranged measuring points at which the IR radiation generated in the skin layer is detected are mapped to a corresponding grid structure in forms of columns and rows of a surface sensor, so that the location information of the measuring points is maintained.
  • the measuring device generates raw data in the form of the measured intensities of the IR radiation, preferably resolved according to the position of the measuring point and the wavelength of the tunable excitation source. On the basis of these measured data, a subsequent
  • D-glucose concentration or, in general, the value of a blood parameter.
  • the measuring device can comprise an evaluation unit which determines the blood parameter value, for example the blood sugar concentration, as a function of the detected IR radiation and of stored reference spectra.
  • the blood parameter value for example the blood sugar concentration
  • a particularly advantageous application of the measuring device according to the invention is the measurement of raw data in order to determine an in vivo D-glucose concentration on the basis of the raw data.
  • the measuring device according to the invention can also be generalized to the effect that the measuring device can be used for determining other blood parameters, for example by depositing corresponding reference spectra for these blood parameters and by selecting a suitable frequency range which is adapted to the absorption curve of this blood parameter.
  • the evaluation unit is preferably set up to compare the IR data with previously determined reference spectra.
  • IR measurements are performed by the measuring device and correlated with the D-glucose concentration, which is determined, for example, by conventional invasive methods.
  • the detected IR radiation is imaged for each of the measuring points on a different area of the IR area sensor.
  • a one-to-one mapping of a measuring point to a partial area of the area sensor so that the measuring area is imaged in two-dimensional resolution on the area sensor, for example, characterized by a specific column and row of the area sensor.
  • the sensor device has a spectrometer.
  • the sensor device may comprise an optical grating or prism, which is set up to image different wavelength ranges of the IR radiation generated in the body surface in each case onto different columns of the IR surface sensor.
  • the rows of the IR area sensor are each assigned to a group of measuring points on the body surface.
  • the evaluation unit is set up to identify those lines whose recorded IR intensity values are suitable for determining the D-glucose concentration by comparison with reference spectra and / or by averaging. On the other hand, those lines can be sorted out, with which disturbing effects are recognized.
  • the accuracy of the blood glucose measurement can be further increased.
  • the spatial resolution is reduced by one dimension, since one dimension of the area sensor is used for the spectral resolution of the IR signal.
  • a particular advantage of this embodiment is that valuable information can be obtained from the spectral decomposition of the detected IR signal in order to increase the accuracy of the D-glucose determination. For example, additional fluorescence effects can be measured or several peaks of the glucose absorption curve can be measured at an excitation frequency.
  • a D-glucose concentration correlates with the level of a glucose absorption peak.
  • Additional Fluorescence effects can be characterized by the measured
  • the measurement data may be falsified to a certain extent.
  • the evaluation unit therefore preferably determines the peaks of the detected IR rays, the wavelengths of the respective peaks and / or the intensity of the respective peaks.
  • the evaluation unit then preferably determines the intensity ratio of the peaks, that is, for example, the ratio of the intensity of the first peak and the intensity of the second peak, so that the main absorption peaks and possibly existing secondary peaks can be determined.
  • the evaluation unit preferably determines the wavelength match between the wavelengths of the measured IR radiation peaks on the one hand and predetermined characteristic wavelengths on the other characteristic of glucose absorption.
  • the intensity ratio of the measured peaks and the wavelength coincidence of the measured peaks with the characteristic wavelengths then enable an assessment as to whether the measured radiation is actually due to glucose absorption or due to perturbations.
  • the evaluation unit can further determine the intensity ratio of a peak of the detected IR radiation to a corresponding peak of a predetermined reference curve or compare the peak of the detected IR radiation with a corresponding peak of the predetermined reference curve for determining the glucose concentration.
  • the evaluation unit can perform the above-described averaging over the individual pixels or rows of the sensor in order to identify the measuring points and measurement curves influenced by disturbing effects.
  • the signal emitted by the excitation source can be modulated.
  • the evaluation unit is set up to determine a dispersion angle as a function of the modulated signal.
  • the longer-wave carrier signal preferably in the infrared range, ensures that the desired penetration depth into the upper skin layers is achieved, while the modulated signal additionally enables evaluation of the dispersion angle.
  • the excitation source may be a tunable quantum cascade laser.
  • the wavelength of the radiation generated by the excitation source is preferably in the range of 250 nm to 30 m. Further preferably, the radiation generated in the range of 7 ⁇ to 14 ⁇ ⁇ lie, in which there is a pronounced glucose absorption band of 8.5 ⁇ to 10.5 ym, with a peak at about 9.6 ⁇ .
  • the tunable excitation source is preferably tuned in a predetermined spectral range comprising one or more peaks in the D-glucose absorption band, preferably in the IR range, since in this range the glucose absorption bands are sufficiently pronounced and the input Penetration depth of the coupled radiation is sufficient to reach the capillaries in 1.5 ⁇ - 2 ⁇ ⁇ depth.
  • the measurement accuracy can be further improved in the invention, if the sensor device comprises, in addition to the IR-surface- sensor further IR-photodiode which detects an infrared ⁇ radiation, which is excited by the coupled-in radiation of the excitation source in the body surface.
  • the IR radiation detected over the entire area of the measuring points is measured as an average value by the photodiode.
  • the IR photodiode can be used for temperature measurement for correcting a temperature-related fluctuation of the IR signal detected at the measuring points or for forming a reference signal in order to correct any scattering effects which may occur.
  • the evaluation unit can be set up to awaken the current power of the tunable excitation source and to regulate it during tuning of the excitation source in such a way that it remains constant or has a predetermined curve shape. Since the power control of a laser is dependent, for example, on the wavelength, the measuring accuracy can be further increased by this additional control loop, since the intensity of the detected IR radiation can be normalized as a function of the laser power.
  • the coupling device comprises a measuring head whose shape is adapted to a lower or upper fingertip, a heel and / or an earlobe of the test object.
  • the measuring head can have a planar or curved support surface or can also be designed as a clip.
  • the coupling device be further configured to determine whether a lower or upper fingertip, a heel or an earlobe of the test object is positioned in a predetermined area on the measuring head before performing a measuring operation.
  • the light emitted by the excitation source light can be coupled over a light fiber bundle or via an optic surface in the body surface.
  • the detected IR radiation can also be imaged directly on the corresponding regions of the IR surface sensor via a fiber optic bundle.
  • an additional optics is provided to form the optical intensity average of the measuring points of a measuring line, which is then spectrally dissected by the optical grating on a line of the surface sensor.
  • the invention further relates to a method for measuring raw data for determining a blood parameter, in particular for noninvasive determination of the D-glucose concentration, comprising the steps of: generating electromagnetic radiation, coupling the generated radiation into a body surface of a measurement object and detecting infrared radiation , which is excited by the coupled radiation in the body surface, wherein the generated radiation is surface coupled at several measuring points in the body surface.
  • the coupled-in electromagnetic radiation is tuned during a measurement process in a predetermined spectral range in the VIS and / or IR range.
  • the aspects of the measuring device described above can also be designed as corresponding method steps without this being explicitly stated.
  • FIG. 1 shows a schematic block diagram of a measuring device according to an exemplary embodiment
  • Figure 2 is a sensor device of an inventive
  • FIG. 3 shows the spectral decomposition of the detected IR signal on the IR area sensor according to an exemplary embodiment
  • FIG. 4 shows a main absorption peak of glucose in the IR range
  • Figure 5 is the glucose absorption curve versus absorption curves of other components present in the blood.
  • Figure 6 is a schematic block diagram of a measuring device according to another embodiment.
  • FIG. 1 shows a schematic block diagram of a measuring device 1 according to the invention for the non-invasive determination of the D-glucose concentration.
  • the person sets whose blood glucose concentration measured who should ⁇ , a bottom finger tip 9 on the measuring surface of the measuring head 8 on.
  • the measuring surface is designed as a planar bearing surface.
  • the blood glucose concentration can be advantageous also measured at the upper tip of the finger, an earlobe or a heel, as there in a low penetration depth capillaries duri ⁇ fen.
  • the measuring surface may also be curved in order to adapt the measuring surface to the surface shape of the body site to be measured.
  • the measuring device 1 comprises a quantum cascade laser 2, which is tunable in a predetermined wavelength range.
  • the measuring device 1 is set up to tune the quantum cascade laser 2 for a measuring process in the range of 7 m to 14 ⁇ .
  • In this area is a main absorption band of glucose, which is shown in Figure 4.
  • the band extends from 8.8 m to 10.5 m and has a peak at about 9.6 ⁇ .
  • the clocking when passing through the predetermined frequencies or frequency intervals of the frequency range can be in the range of 0.1 Hz to 12 kHz.
  • the laser light emitted by the quantum cascade charger 2 is conducted via an optical fiber line 3 and a suitable generic optic 4 to a coupling device 5.
  • the coupling device 5 couples the radiation emitted by the excitation source 2 into the lower fingertip 9 in a planar manner.
  • the Einkopplungsichtung 5 consists of a micro-scanner 6, an optical fiber bundle 7, wherein Each optical fiber ends in the immediate vicinity of a measuring point, and the measuring head 8.
  • the individual measuring points are arranged in grid form in rows and columns (not shown).
  • the microscanner 6 controls the grid-like arranged points successively, for example line by line, which is also known as flying spot method.
  • the irradiated laser light is absorbed in the upper skin layers of the lower fingertip 9 and released again as infrared radiation.
  • the infrared radiation generated by the coupled laser radiation is imaged via a suitable generic optics 12 on an IR surface sensor 13, which is designed as an IR-CCD sensor.
  • each of the multiple measuring points is imaged on a predetermined area on the IR-CCD sensor 13, so that a 1: 1 assignment to the corresponding points or pixels takes place on the sensor surface.
  • the location information of the measuring points remains and allows a geometric evaluation of the individual measuring points, d. H. an evaluation of the measuring points according to location on the skin surface.
  • the elements designated by the reference symbols 4, 10 and 12 represent generic optical elements such as beam splitters, lenses, mirrors, etc., which are known per se from the prior art and form the beam path for the excitation radiation or the beam path for the detected IR radiation ,
  • a measured value is recorded by the surface sensor 13, so that the measuring device 1 for each the plurality of measuring points measures a series of measurements for each frequency interval traveled in the form of the intensity of the detected IR radiation.
  • a central evaluation and control unit 14 is provided, which can be implemented, for example, as a Field Programmable Gate Array (FPGA).
  • the control unit 14 controls and synchronizes the laser 2, the scanning unit 6, the area sensor 12 and the measuring head 8 via signal lines 17-21.
  • the control unit 14 receives the data measured by the area sensor 13 via a signal line 17.
  • the control unit 14 is connected to the measuring head 8, via which the measuring head 8 of the control unit 14 signals whether a fingertip 9 has been positioned on the measuring head 8 and whether it has been positioned correctly, ie in a predetermined region of the support surface. If this is the case, the control unit 14 carries out the measuring process, otherwise a warning signal is output.
  • the signal lines 20 and 21 are part of a control loop for controlling the laser 2 by the evaluation unit 14.
  • the evaluation unit 14 on the one hand the tunable cascade laser 2 control so that it passes through a predetermined frequency range in a specific timing when performing a measurement operation.
  • the power of the laser 2 can be regulated. Since the power of the laser 2 varies with the wavelength, the power of the laser 2 is transmitted via the signal line 20 to the control unit 14 via a coupling and monitored by the latter. As a result, an intensity fluctuation of the laser source 2 can be avoided in order to prevent a change in the measured intensity of the IR radiation is also influenced by the fluctuation of the laser intensity.
  • the detected IR signal can be normalized as a function of the measured laser intensity.
  • the evaluation unit 14 controls the micro-scanner 6 when carrying out a measuring operation. Furthermore, the measurement data determined by the measuring device 1 can be displayed on a display 16. Pre-determined reference spectra are stored in a memory unit 15.
  • the evaluation unit 14 For each frequency interval of the excitation source passed through, the evaluation unit 14 reads out the intensities of the excited IR radiation detected by the infrared surface sensor 13, so that an intensity profile over the excited wavelength is measured for each of the several measurement points. From this, the evaluation unit 14 can determine the peaks of the detected IR radiation and the intensity of the respective peak for each measuring point.
  • the term peak in the sense of this invention also includes an absorption peak in which the measured intensity of the detected IR radiation decreases.
  • the evaluation unit 14 for example, the position and height of the main absorption peak at 9.6 pm, as shown in Figure 4, determine.
  • the glucose concentration can be determined.
  • the evaluation unit 14 compares the individual measurement series of all measurement points. For example, the fluctuations of the measured Intensity values of the IR radiation for each traversed wave range across the individual measuring points are compared across. This can be done, for example, by averaging over all measuring points and subsequently determining the deviation of each measuring point from the mean value. This allows location errors and spectral errors to be identified and eliminated. If the measured intensity of the IR radiation at one measuring point or at several measuring points differs sharply compared to the majority of measuring points, the corresponding measured values are not taken into account in the determination of the D-glucose concentration.
  • FIG. 2 shows a further embodiment of the present invention.
  • the sensor device of the measuring device 1 is shown enlarged, since the other components correspond to those of Figure 1.
  • the sensor device from FIG. 2 comprises an additional optical grating 22, which is set up to image different wavelength ranges of the IR radiation generated in the body surface onto different columns of the IR surface sensor 13.
  • a spectral decomposition of the detected IR spectrum takes place such that the lines of the IR area sensor 13 are each assigned to different measuring points on the body surface, while the different wavelength ranges are mapped onto different columns of the area sensor 13. This is illustrated in FIGS. 2 and 3 by way of example for the first three lines 23, 24 and 25 of the area sensor 13.
  • All measured values of a specific column correspond to an intensity of the IR signal that is at one wavelength or one Wavelength range was measured. All pixels of the first column respectively corresponding to a detected IR intensity value at the wavelength ⁇ that the second Spal ⁇ te at the wavelength ⁇ 2 corresponding to the third column at the wavelength A3, etc.
  • the measuring points Due to the additional spectral distribution with the optical grating 22, the measuring points can no longer be spatially resolved two-dimensionally on the surface sensor 13, as in the exemplary embodiment of FIG. Therefore, the precisely measured ⁇ NEN intensity values of the individual measuring points of a line of the measurement area can be optically averaged before they are incident on the grating 22 and be mapped to a corresponding line of the area sensor 13 spectrally decomposed by this (not shown).
  • the curve I_23 in FIG. 3 corresponds to a measured IR spectrum of the first line 23 of the area sensor 13 and shows a main peak Pl_23, which corresponds to the absorption peak at 9.6 m, and a second peak P2_23 at approximately 5 .mu.m, which corresponds to a fluorescence peak.
  • the absorption peak Pl_23 is also shown increased, although this corresponds to a decrease in the detected intensity.
  • the detected intensity spectra I_24 and I_25 of lines 24 and 25 show a similar, but not exactly identical course to the spectrum of the first line 23.
  • the evaluation unit 14 can now analyze the individual peaks of the detected absorption spectrum. In this case, lines with excessive deviations from the mean over all lines are sorted out as false measurements in order to increase the accuracy of the Determination of glucose concentration increase. Furthermore, lines having a measured peak structure, for example number and height ratios of the peaks, which deviates greatly from the peak structure of a reference curve, can be identified as local erroneous measurements. The peak structures can be compared by means of a correlation analysis.
  • the evaluation unit can classify the corresponding measurement series as a measurement error and disregard the data in the determination of the glucose concentration.
  • the sensor device comprises a further IR photodiode 26, which measures the infrared radiation over the entire area of the measuring points as an average value.
  • the IR radiation measured by the measuring points is conducted via a beam splitter 27 to the photodiode 26.
  • the IR photodiode 26 is used for temperature measurement for correcting a temperature-induced fluctuation of the IR signal detected at the measuring points.
  • FIG. 6 shows a schematic block diagram of a measuring device according to a further exemplary embodiment.
  • the signal emitted by the excitation source 2 is modulated.
  • the longer-wave carrier signal preferably in the infrared range, ensures that the desired penetration depth into the upper skin layers is achieved, while the modulated signal additionally enables evaluation of the dispersion angle.
  • the measuring device comprises a further mirror 29 in order to be able to carry out an interferometric measurement.
  • part of the laser light coming from the laser source 2 is transmitted passed the semitransparent mirror 10 on the mirror 29, reflected there and then mapped perpendicular to the surface sensor 13.
  • part of the laser light coming from the laser source 2 is coupled into the fingertip 9.
  • the excited in the fingertip 9 radiation is passed back to the mirror 10 and also imaged by this on the surface sensor 13.
  • These two light beams imaged on the area sensor 13 interfere on the area sensor 13 to form an interference diagram (not shown). From the interference diagram, a refractive index can be calculated which has a characteristic value for glucose.
  • the measuring accuracy can be further increased.

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Abstract

Die Erfindung betrifft ein Messverfahren und ein Messgerät zum Messen von Rohdaten zur Bestimmung eines Blutparameters, insbesondere zur nichtinvasiven Bestimmung der D-Glucose- Konzentration. Die Messvorrichtung (1) umfasst eine Anregungsquelle (2) zur Erzeugung elektromagnetischer Strahlung, eine Einkopplungseinrichtung (5-8), die eingerichtet ist, die von der Anregungsquelle (2) ausgesendete Strahlung in eine Körperoberfläche eines Messobjekts einzukoppeln, und eine Sensoreinrichtung (13), die eingerichtet ist, eine Infrarot (IR) -Strahlung, die durch die eingekoppelte Strahlung der Anregungsquelle (2) in der Körperoberfläche angeregt wird, zu erfassen. Die Einkopplungseinrichtung (5-8) ist eingerichtet, die von der Anregungsquelle (2) ausgesendete Strahlung flächig an mehreren Messstellen in die Körperoberfläche einzukoppeln, und die Sensoreinrichtung (13) ist eingerichtet ist, die in der Körperoberfläche erzeugte IR-Strahlung an mehreren Messstellen zu erfassen.

Description

BESCHREIBUNG
MESSVORRICHTUNG UND MESSVERFAHREN ZUR NICHTINVASIVEN BESTIMMUNG DER D-GLUCOSE-KONZENTRATION
Die Erfindung betrifft ein Messverfahren und ein Messgerät zum Messen von Rohdaten zur Bestimmung eines Blutparameters, insbesondere zur nichtinvasiven Bestimmung der D-Glucose- Konzentration .
Ansätze zur nichtinvasiven In-vivo-Messung der Blutzuckerkon zentration sind aus dem Stand der Technik bekannt. Hierbei wird beispielsweise eine Gewebeschicht optisch angeregt, um aus der gemessenen Absorption der Strahlung, die von der Glu cosekonzentration abhängt, den Blutzuckerspiegel zu messen.
Nachteilig an den bekannten Verfahren ist, dass bisher keine ausreichende Genauigkeit bei der nichtinvasiven Bestimmung der Glucosekonzentration erreicht werden konnte, da die Absorption bei den bekannten Glucoseabsorptionsbändern durch starke Absorptions- und Streueffekte anderer Stoffe und Gewe besubstanzen überlagert wird, was beispielhaft in Fig. 5 illustriert ist.
Ein derartiger nichtinvasiver Messansatz ist beispielsweise aus der US 7,729,734 B2 bekannt. Es wird eine Messvorrichtun vorgeschlagen, bei dem zwei um 180° phasenverschobene modulierte Laserstrahlen unterschiedlicher Wellenlänge zur Anregung der Glucose genutzt werden. Die phasenverschobenen Laserstrahlen erzeugen zwei phasenverschobene photothermische Signale im Infrarot ( IR) -Bereich, die mit einem Infrarotdetek tor erfasst werden. Die Auswertung eines laser-induzierten, wellenlängen-modulierten, phasenverschobenen Signals ermöglicht eine Unterdrückung des starken, hauptsächlich durch Wasser verursachten Hintergrundsignals. Aus der Amplitude und Phase des erfassten differenziellen Infrarotsignals wird dann ein Rückschluss auf die Glucosekonzentration gezogen.
Nachteilig an der vorgeschlagenen Messvorrichtung ist jedoch, dass die Bestimmung der Glucosekonzentration aus dem gemessenen IR-Signal eine Phasenauflösung von 0,1° erfordert, was unter praktischen Einsatzbedingungen nicht eingehalten werden kann .
Der Erfindung liegt deshalb die Aufgabe zugrunde, Nachteile bekannter nichtinvasiver Messvorrichtungen zu vermeiden. Die Messvorrichtung soll insbesondere Rohdaten erzeugen können, die eine genauere nichtinvasive Bestimmung eines Blutparameters, insbesondere der D-Glucose-Konzentration, ermöglichen. Eine weitere Aufgabe ist es, ein Messverfahren zum Messen von Rohdaten zur Bestimmung eines Blutparameters, insbesondere zur nichtinvasiven Bestimmung der D-Glucose-Konzentration bereitzustellen, mit dem Nachteile herkömmlicher Verfahren vermieden werden können.
Diese Aufgaben werden jeweils durch eine Messvorrichtung und ein Messverfahren mit den Merkmalen der unabhängigen Ansprüche gelöst. Vorteilhafte Ausführungsformen und Anwendungen der Erfindung ergeben sich aus den abhängigen Ansprüchen.
Die Erfindung beruht auf der Erkenntnis, dass die störenden Fehlmessungen bei der bekannten Messvorrichtung dadurch verursacht werden können, dass die Messungen durch lokal begrenzte Unregelmäßigkeiten der bestrahlten Körperoberfläche oder der darunter liegenden Hautschichten beeinflusst werden können, beispielsweise durch Hautpickel, Fettadern, Knochen, Hornhautschichten, Schweiß und/oder Dichteschwankungen der Kapillargefäße . Die Erfindung umfasst deshalb die allgemeine technische Lehre, die Messung nicht nur an einer einzigen Messstelle auf der Körperoberfläche des zu untersuchenden Testobjekts durchzuführen, sondern an mehreren Messstellen. Die Messstellen können als beabstandete oder überlappende Messbereiche oder als voneinander beabstandete Messpunkte ausgebildet sein.
Das erfindungsgemäße Messgerät weist in Übereinstimmung mit dem Stand der Technik mindestens eine Anregungsquelle zur Erzeugung elektromagnetischer Strahlung auf sowie eine Einkopp- lungseinrichtung, um die von der Anregungsquelle ausgesendete Strahlung in eine Körperoberfläche eines Messobjekt einzukop- peln .
Weiterhin umfasst die Messvorrichtung eine Sensoreinrichtung, um die Infrarot ( IR) -Strahlung, die durch die eingekoppelte Strahlung der Anregungsquelle in der Körperoberfläche angeregt wird, zu erfassen.
Um die Messung nicht nur an einem Messpunkt durchzuführen, ist die Einkopplungseinrichtung eingerichtet, die von der Anregungsquelle ausgesendete Strahlung flächig an mehreren Messstellen in die Körperoberfläche einzukoppeln, und die Sensoreinrichtung ist eingerichtet, die in der Körperoberfläche erzeugte IR-Strahlung an mehreren Messstellen zu erfas- sen.
Die erfindungsgemäße Verwendung mehrerer Messstellen hat den Vorteil, dass fehlerhafte Messpunkte im Sinne der oben genannten lokal begrenzten Unregelmäßigkeiten erkannt und durch geeignete Selektion der Messstellen kompensiert werden können. Bei der Messung der angeregten IR-Strahlung an nur einer Messstelle ist es nicht möglich zu differenzieren, ob der gemessene Intensitäts-Wert der IR-Strahlung durch eine bestimm- te Glucose-Konzentration X erzeugt wurde oder durch eine Glu- cose-Konzentration Y, wobei die erzeugte IR-Intensität zusätzlich durch einen lokalen Störeffekt, z. B. eine überdurchschnittlich dicke Hornhautschicht, beeinflusst wurde. Bei mehreren Messstellen können beispielsweise durch Mittel- wertbildung über alle Messstellen diejenigen als "fehlerhafte" Messstellen identifiziert werden, deren Abweichungen von dem Mittelwert größer als ein vorbestimmter Schwellwert ist, da der Messwert wahrscheinlich durch lokale Unregelmäßigkeiten und/oder unerwünschte Störeffekte beeinflusst wurde. Das Aussortieren der "fehlerhaften" Messstellen verbessert damit die Messgenauigkeit. Des Weiteren kann durch Mittelwertbindung auf Basis der verbleibenden "nicht fehlerhafter" Messstellen eine Verbesserung der Genauigkeit der Bestimmung des Blutparameterwertes, insbesondere der D-Glucose- Konzentration, erreicht werden, da Schwankungen der Hintergrundsignale auf diese Weise herausgemittelt werden.
Die Einkopplungseinrichtung ist vorzugsweise derart eingerichtet, dass die Messstellen auf der Hautoberfläche in re- gelmäßigen Abständen angeordnet sind, beispielsweise gitter- förmig. Die Messstellen können aber auch unregelmäßig angeordnet sein.
Vorzugsweise stimmen die Messstellen, an denen die elektro- magnetische Strahlung eingekoppelt wird, mit den Messstellen überein, an denen die angeregte IR-Strahlung erfasst wird. Es besteht jedoch auch die Möglichkeit, dass die Messstellen zur Einkopplung der elektromagnetischen Strahlung und die Messstellen zur Erfassung der IR-Strahlung leicht zueinander ver- setzt sind oder leicht in ihrer Anzahl abweichen, solange die erzeugte elektromagnetische Strahlung flächig eingekoppelt wird und das erzeugte IR-Signal flächig ausgelesen werden kann .
Gemäß einer besonders bevorzugten Ausführungsform der Erfindung ist die Anregungsquelle eine durchstimmbare Anregungsquelle zur Erzeugung elektromagnetischer Strahlung im visuellen (VIS-) und/oder im IR-Bereich. Gemäß dieser Variante ist die Messvorrichtung eingerichtet, die Anregungsquelle während eines Messvorgangs in einem vorbestimmten Spektralbereich durchzustimmen .
Dies hat den Vorteil, dass die Messdaten nicht nur auf einem oder zwei Punkt (en) des Glucose-Absorptionsspektrums basieren, sondern dass ein spektraler Verlauf über einen vorbestimmten Frequenzbereich zur Bestimmung der Blutzuckerkon- zentration verwendet werden kann.
Dies beruht auf der Feststellung der Erfinder, dass Störeffekte, verursacht beispielsweise durch eine hohe Wasserabsorption oder durch andere Komponenten, durch Aufnahme eines durchgestimmten IR-Spektrums zuverlässig identifiziert werden können. So kann z. B. mittels einer Korrelationsanalyse die Übereinstimmung der aufgenommenen Messkurve mit einem Referenzspektrum bestimmt werden. Gemessene IR-Intensitätskurven, die in dem durchgestimmten Frequenzbereich eine hohe Übereinstimmung mit der Referenzkurve, z. B. der D-Glucose- Absorptionskurve, aufweisen, zeigen an, dass die eingekoppelte Strahlung an der Messstelle von Glucosemolekülen absorbiert wurde, während eine geringe Übereinstimmung mit der Referenzkurve anzeigt, dass die eingekoppelte Strahlung von Wasser oder von anderen Substanzen absorbiert oder an diesen gestreut wurde. Ein besonderer Vorzug der Erfindung liegt somit darin, dass nur die Messkurven für die Bestimmung der D-Glucose- konzentration herangezogen werden können, die auch die Glu- coseabsorption, deren Absorptionskurve in Figur 4 beispielhaft dargestellt ist, tatsächlich gemessen haben, und nicht durch Absorptionskurven anderer Komponenten, die in Figur 5 beispielhaft dargestellt sind, verfälscht wurden. Dagegen können die aus dem Stand der Technik bekannten Ansätze, die nur eine oder zwei feste Wellenlängen messen, nicht zuverlässig differenzieren, ob ein gemessener Messwert z. B. eine erhöhte Glucosekonzentration anzeigt oder stattdessen lediglich durch eine benachbarte Absorptionskurve einer anderen Substanz verfälscht wurde.
Gemäß einer weiteren Ausgestaltungsform kann die Einkopp- lungseinrichtung eine Abtasteinheit aufweisen, die eingerichtet ist, die mehreren Messstellen auf der Einkopplungsfläche zeitsequentiell zu bestrahlen (sog. Flying-Spot-Bestrahlung) . Die Einkopplungseinrichtung kann beispielsweise als Mikro- scanner oder MEMS-Scanner ausgebildet sein oder eine Digital Light Processing (DLP) -Einheit umfassen.
Dies hat den Vorteil, dass die Energiedichte an der jeweils bestrahlten Messstelle beim Einkoppeln der Anregungsstrahlen erhöht wird und damit die Eindringtiefe, ohne jedoch den Mittelwert der Energiedichte über die gesamte Einkopplungsfläche zu vergrößern. Die Sensoreinrichtung, um die an den mehreren Messstellen austretende IR-Strahlung flächig zu erfassen, ist vorzugsweise ein Infrarot-Flächensensor, beispielsweise ein IR-CCD- Sensor . Vorteilhafterweise werden die an unterschiedlichen Messstellen erzeugte IR-Strahlung jeweils auf einen unterschiedlichen Bereich des IR-Flächensensors abgebildet. Beispielsweise können gitterförmig angeordnete Messstellen, an denen die in der Hautschicht erzeugte IR-Strahlung erfasst wird, auf eine entsprechende Gitterstruktur in Formen von Spalten und Zeilen eines Flächensensors abgebildet werden, so dass die Ortsinformation der Messpunkte erhalten bleibt. Durch Vergleich der Messwerte aller Messstellen können dann Ortsfehler, d. h. die für die Bestimmung des Blutparameters ungeeigneten Messstellen, identifiziert und bei der Weiterverarbeitung der gemessenen Rohdaten entsprechend außer Acht gelassen werden.
Die erfindungsgemäße Messvorrichtung erzeugt Rohdaten in Form der gemessenen Intensitäten der IR-Strahlung, vorzugsweise aufgelöst nach der Position der Messstelle und der Wellenlänge der durchstimmbaren Anregungsquelle. Anhand dieser Messda- ten kann dann durch nachfolgende Datenverarbeitung eine
D-Glucose-Konzentration oder allgemein der Wert eines Blutparameters bestimmt werden.
Hierzu kann die Messvorrichtung eine Auswertungseinheit um- fassen, die in Abhängigkeit von der erfassten IR-Strahlung und von gespeicherten Referenzspektren den Blutparameterwert, beispielsweise die Blutzuckerkonzentration, ermittelt.
Eine besonders vorteilhafte Anwendung der erfindungsgemäßen Messvorrichtung ist die Messung von Rohdaten, um auf Basis der Rohdaten eine in-vivo D-Glucose-Konzentration zu bestimmen. Im Folgenden wird wiederholt auf diese beispielhaft hervorgehobene Anwendung der erfindungsgemäßen Messvorrichtung Bezug genommen. Es wird betont, dass sich die vorliegende Er- findung auch dahingehend verallgemeinern lässt, dass die Messvorrichtung zur Bestimmung anderer Blutparameter verwendet werden kann, beispielsweise durch Hinterlegung entsprechender Referenzspektren für diese Blutparameter und durch Wahl eines geeignetes Frequenzbereichs, der auf die Absorpti onskurve dieses Blutparameters angepasst ist.
Die Auswertungseinheit ist vorzugsweise eingerichtet, die er fassten IR-Daten mit zuvor bestimmten Referenzspektren zu vergleichen. Zur Erstellung der Referenzspektren werden IR- Messungen durch die Messvorrichtung durchgeführt und mit der D-Glucose-Konzentration korreliert, die beispielsweise mit konventionellen invasiven Methoden ermittelt wird.
Bei einer vorteilhaften Ausgestaltungsform der Erfindung wir zur Messung eines Intensitätsverlaufs in dem durchgestimmten Spektralverlauf die erfasste IR-Strahlung für jede der Messstellen jeweils auf einen unterschiedlichen Bereich des IR- Flächensensors abgebildet. Mit anderen Worten besteht eine 1 : 1-Abbildung einer Messstelle zu einem Teilbereich des Flächensensors, so dass der Messbereich in zweidimensionaler Auflösung auf den Flächensensor abgebildet wird, beispielsweise gekennzeichnet durch eine bestimmte Spalte und Zeile des Flächensensors.
Jeder Teilbereich des Flächensensors, der einer bestimmten Messstelle entspricht, zeichnet dann beim Durchstimmen der Anregungsquelle ein Anregungsspektrum für die entsprechende Messstelle auf. Die Auswertungseinheit kann dann, wie vorste hend beschrieben, durch Vergleich mit Referenzspektren und/oder durch Mittelwertbildung diejenigen Messstellen iden tifizieren, die für die Bestimmung des Blutparameterwertes geeignet bzw. ungeeignet sind. Eine andere Möglichkeit der erfindungsgemäßen Realisierung sieht vor, dass die Sensoreinrichtung ein Spektrometer aufweist. Beispielsweise kann die Sensoreinrichtung ein optisches Gitter oder Prisma umfassen, das eingerichtet ist, ver- schiedene Wellenlängenbereiche der in der Körperoberfläche erzeugten IR-Strahlung jeweils auf verschiedene Spalten des IR-Flächensensors abzubilden. Den Zeilen des IR- Flächensensors sind jeweils einer Gruppe von Messstellen auf der Körperoberfläche zugeordnet. Dabei ist die Definition, welche der beiden planaren Ausdehnungsrichtungen des Flächensensors als Spalte bzw. als Zeile definiert ist, willkürlich.
Gemäß dieser Variante ist die Auswertungseinheit eingerichtet, durch Vergleich mit Referenzspektren und/oder durch Mit- telwertbildung diejenigen Zeilen zu identifizieren, deren er- fasste IR-Intensitätswerte für die Bestimmung der D-Glucose- Konzentration geeignet sind. Dagegen können diejenigen Zeilen aussortiert werden, bei denen Störeffekte erkannt werden.
Dadurch kann die Genauigkeit der Blutzuckermessung weiter er- höht werden.
In dieser Ausführungsvariante wird die Ortsauflösung zwar um eine Dimension reduziert, da eine Dimension des Flächensensors für die spektrale Auflösung des IR-Signals verwendet wird. Ein besonderer Vorteil dieses Ausführungsbeispiels ist jedoch, dass aus der spektralen Zerlegung des erfassten IR- Signals wertvolle Informationen gewonnen werden können, um die Genauigkeit der D-Glucose-Bestimmung zu erhöhen. Beispielsweise können zusätzliche Fluoreszenzeffekte gemessen werden oder es können mehrere Peaks der Glucoseabsorptions- kurve bei einer Anregungsfrequenz gemessen werden.
Eine D-Glucosekonzentration korreliert beispielsweise mit der Höhe eines Glucoseabsorptionspeaks . Treten nun zusätzliche Fluoreszenzeffekte auf, kann sich dadurch die gemessene
Peakhöhe des Glucoseabsorptionspeaks ändern - bei unveränderter Glucosekonzentration . Über die zusätzliche spektrale Zerlegung können derartige Effekte erkannt und in Form eines Korrekturfaktors berücksichtigt werden.
Es wurde bereits vorstehend darauf hingewiesen, dass es durch lokal begrenzte Unregelmäßigkeiten der Hautoberflächenstruktur und generell auf Grund der geringen Konzentration der Glucosemoleküle im Vergleich zu Wasser und anderen Komponenten im Kapillarblut zu erwünschten Verfälschungen der Messdaten kommen kann.
Die Auswertungseinheit ermittelt deshalb vorzugsweise die Peaks der erfassten IR-Strahlen, die Wellenlängen des jeweiligen Peaks und/oder die Intensität des jeweiligen Peaks.
Anschließend ermittelt die Auswertungseinheit dann vorzugsweise das Intensitätsverhältnis der Peaks, also beispielsweise das Verhältnis der Intensität des ersten Peaks und der Intensität des zweiten Peaks, so dass die Hauptabsorptionspeaks und evtl. vorhandene Nebenpeaks ermittelt werden können.
Weiterhin ermittelt die Auswertungseinheit vorzugsweise die Wellenlängenübereinstimmung zwischen den Wellenlängen der ge messenen Peaks der IR-Strahlung einerseits und vorgegebenen charakteristischen Wellenlängen andererseits, die für die Glucoseabsorption charakteristisch sind. Das Intensitätsverhältnis der gemessenen Peaks und die Wellenlängenübereinstim mung der gemessenen Peaks mit den charakteristischen Wellenlängen ermöglichen dann eine Beurteilung, ob die gemessene Strahlung tatsächlich von der Glucoseabsorption herrührt ode auf Störungen beruht. Die Auswertungseinheit kann weiter das Intensitätsverhältnis eines Peaks der erfassten IR-Strahlung zu einem entsprechenden Peak einer vorgegebenen Referenzkurve ermitteln oder den Peak der erfassten IR-Strahlung mit einem entsprechenden Peak der vorgegebenen Referenzkurve vergleichen zur Bestimmung der Glucosekonzentration .
Weiterhin kann die Auswertungseinheit die vorstehend beschriebene Mittelung über die einzelnen Pixel oder Zeilen des Sensors durchführen, um die durch Störeffekte beeinflusste Messstellen und Messkurven zu identifizieren.
Ferner kann das von der Anregungsquelle ausgesendete Signal moduliert sein. In diesem Fall ist die Auswertungseinheit eingerichtet, in Anhängigkeit des aufmodulierten Signals einen Dispersionswinkel zu bestimmen. Hierbei stellt das langwelligere Trägersignal, vorzugsweise im Infrarotbereich, sicher, dass die gewünschte Eindringtiefe in die oberen Hautschichten erreicht wird, während das aufmodulierte Signal zusätzlich die Auswertung des Dispersionswinkels ermöglicht.
Die Anregungsquelle kann ein durchstimmbarer Quantenkaskaden- laser sein. Die Wellenlänge der von der Anregungsquelle erzeugten Strahlung liegt vorzugsweise im Bereich von 250 nm bis 30 m. Weiter vorzugsweise kann die erzeugte Strahlung im Bereich von 7 μιη bis 14 μπ\ liegen, in dem sich ein ausgeprägtes Glucoseabsorptionsband von 8,5 μιη bis 10,5 ym befindet, mit einem Peak bei circa 9,6 μπι.
Die durchstimmbare Anregungsquelle wird vorzugsweise in einem vorbestimmten Spektralbereich durchgestimmt, der einen oder mehrere Peaks im D-Glucose-Absorptionsband umfasst, vorzugsweise im IR-Bereich, da in diesem Bereich die Glucoseabsorp- tionsbänder ausreichend stark ausgeprägt sind und die Ein- dringtiefe der eingekoppelten Strahlung ausreichend ist, um die Kapillargefäße in 1.5 μιη - 2 μπ\ Tiefe zu erreichen.
Die Messgenauigkeit lässt sich im Rahmen der Erfindung weiter verbessern, wenn die Sensoreinrichtung neben dem IR-Flächen- sensor eine weitere IR-Photodiode umfasst, die eine Infrarot¬ strahlung, die durch die eingekoppelte Strahlung der Anregungsquelle in der Körperoberfläche angeregt wird, erfasst. Die über die gesamte Fläche der Messstellen erfasste IR- Strahlung wird als Mittelwert von der Photodiode gemessen.
Die IR-Photodiode kann zur Temperaturmessung verwendet werden zur Korrektur einer temperaturbedingten Schwankung des an den Messstellen erfassten IR-Signals oder zur Ausbildung eines Referenzsignals, um eventuell auftretende Streueffekte zu korrigieren .
Weiterhin kann die Auswertungseinheit eingerichtet sein, die aktuelle Leistung der durchstimmbaren Anregungsquelle zu üb- erwachen und beim Durchstimmen der Anregungsquelle derart zu regeln, dass diese konstant bleibt oder einen vorbestimmten Kurvenverlauf aufweist. Da die Leistungsregelung eines Lasers beispielsweise von der Wellenlänge abhängig ist, kann durch diesen zusätzlichen Regelkreis die Messgenauigkeit weiter er- höht werden, da die Intensität der erfassten IR-Strahlung in Abhängigkeit der Laserleistung normiert werden kann.
Vorzugsweise umfasst die Einkopplungseinrichtung einen Messkopf, dessen Form an eine untere oder obere Fingerkuppe, eine Ferse und/oder ein Ohrläppchen des Testobjekts angepasst ist. Hierzu kann der Messkopf eine planare oder gekrümmte Auflagefläche aufweisen oder auch als Clip ausgebildet sein. Um Messfehler auf Grund einer falschen Positionierung auf der Messoberfläche zu vermeiden, kann die Einkopplungseinrichtung weiter eingerichtet sein, vor Ausführung eines Messvorgangs zu ermitteln, ob eine untere oder obere Fingerkuppe, eine Ferse oder ein Ohrläppchen des Testobjekts in einem vorbestimmten Bereich auf dem Messkopf positioniert ist.
Das von der Anregungsquelle ausgesendete Licht kann über ein Lichtfaserbündel oder über eine Optik flächig in die Körperoberfläche eingekoppelt werden. Bei der Ausgestaltungsform ohne Gitter bzw. Spektrometer kann die erfasste IR-Strahlung ebenfalls über ein Lichtfaserbündel direkt auf die entsprechenden Bereiche des IR-Flächensensors abgebildet werden. Bei der Ausgestaltungsform mit einem Spektrometer bzw. mit einem optischen Gitter oder Prisma ist dagegen eine zusätzliche Optik vorgesehen, um den optischen Intensitätsmittelwert der Messstellen einer Messzeile zu bilden, der dann durch das optische Gitter spektral zerlegt auf eine Zeile des Flächensensors abgebildet wird.
Die Erfindung betrifft weiterhin ein Verfahren zum Messen von Rohdaten zur Bestimmung eines Blutparameters, insbesondere zur nichtinvasiven Bestimmung der D-Glucose-Konzentration, umfassend die Schritte: Erzeugen von elektromagnetischer Strahlung, Einkoppeln der erzeugten Strahlung in eine Körperoberfläche eines Messobjekts und Erfassen einer Infrarot- Strahlung, die durch die eingekoppelte Strahlung in der Körperoberfläche angeregt wird, wobei die erzeugte Strahlung flächig an mehreren Messstellen in der Körperoberfläche eingekoppelt wird. Vorzugsweise wird die eingekoppelte elektromagnetische Strahlung während eines Messvorgangs in einem vorbestimmten Spektralbereich im VIS- und/oder IR-Bereich durchgestimmt . Die zuvor beschriebenen Aspekte der Messvorrichtung können auch als entsprechende Verfahrensschritte ausgebildet werden ohne dass dies explizit aufgeführt ist.
Weitere Einzelheiten und Vorteile der Erfindung werden im Folgenden unter Bezug auf die beigefügten Zeichnungen beschrieben. Es zeigen:
Figur 1 ein schematisches Blockschaltbild einer Messvorrichtung gemäß einem Ausführungsbeispiel;
Figur 2 eine Sensoreinrichtung eines erfindungsgemäßen
Messgeräts gemäß einem weiteren Ausführungsbeispiel ;
Figur 3 die spektrale Zerlegung des erfassten IR-Signals auf dem IR-Flächensensor gemäß einem Ausführungsbeispiel ;
Figur 4 einen Hauptabsorptionspeak von Glucose im IR- Bereich;
Figur 5 die Glucoseabsorptionskurve im Vergleich zu Absorp tionskurven anderer im Blut vorhandener Komponenten; und
Figur 6 ein schematisches Blockschaltbild einer Messvorrichtung gemäß einem weiteren Ausführungsbeispiel.
Figur 1 zeigt ein schematisches Blockschaltbild einer erfindungsgemäßen Messvorrichtung 1 zur nichtinvasiven Bestimmung der D-Glucose-Konzentration. Zur nichtinvasiven Bestimmung der D-Glucose-Konzentration legt die Person, deren Blutzuckerkonzentration gemessen wer¬ den soll, eine untere Fingerkuppe 9 auf der Messoberfläche eines Messkopfs 8 auf. Im vorliegenden Beispiel ist die Mess- Oberfläche als planare Auflagefläche ausgebildet. Die Blutzuckerkonzentration kann aber auch an der oberen Fingerkuppe, einer Ferse oder einem Ohrläppchen vorteilhaft gemessen werden, da dort in geringer Eindringtiefe Kapillargefäße verlau¬ fen. Zur Anbringung an der oberen Fingerkuppe oder der Ferse kann die Messoberfläche auch gekrümmt sein, um die Messfläche an die Oberflächenform der zu messenden Körperstelle anzupassen .
Die Messvorrichtung 1 umfasst einen Quantenkaskadenlaser 2, der in einem vorbestimmten Wellenlängenbereich durchstimmbar ist. Gemäß dem beschriebenen Ausführungsbeispiel ist die Messvorrichtung 1 eingerichtet, den Quantenkaskadenlaser 2 für einen Messvorgang im Bereich von 7 m bis 14 μιτι durchzustimmen. In diesem Bereich liegt ein Hauptabsorptionsband von Glucose, das in Figur 4 dargestellt ist. Das Band erstreckt sich von 8,8 m bis 10,5 m und hat einen Peak bei circa 9,6 μπι. Hierbei kann die Taktung beim Durchfahren der vorbestimmten Frequenzen oder Frequenzintervalle des Frequenzbereichs im Bereich von 0,1 Hz bis 12 kHz liegen.
Das von dem Quantenkaskadenlader 2 ausgesendete Laserlicht wird über eine Lichtfaserleitung 3 und eine geeignete generi- sche Optik 4 zu einer Einkopplungseinrichtung 5 geleitet. Die Einkopplungseinrichtung 5 koppelt die von der Anregungsquelle 2 ausgesendete Strahlung in die untere Fingerkuppe 9 flächig ein .
Im vorliegenden Beispiel besteht die Einkopplungsausrichtung 5 aus einem Mikroscanner 6, einem Lichtfaserbündel 7, wobei jede Lichtfaser in unmittelbarer Nähe eines Messpunkts endet, und dem Messkopf 8.
Die einzelnen Messpunkte sind gitterförmig in Zeilen und Spalten angeordnet (nicht dargestellt) . Der Mikroscanner 6 steuert die gitterförmig angeordneten Punkte nacheinander an, beispielsweise Zeile für Zeile, was auch als Flying-Spot- Verfahren bekannt ist. Das eingestrahlte Laserlicht wird in den oberen Hautschichten der unteren Fingerkuppe 9 absorbiert und als Infrarotstrahlung wieder abgegeben. Die durch die eingekoppelte Laserstrahlung erzeugte Infrarotstrahlung wird über eine geeignete generische Optik 12 auf einen IR- Flächensensor 13 abgebildet, der als IR-CCD-Sensor ausgebildet ist.
Hierbei wird jede der mehreren Messstellen auf einen vorbestimmten Bereich auf dem IR-CCD-Sensor 13 abgebildet, so dass eine 1 : 1-Zuordnung zu den entsprechenden Stellen bzw. Pixeln auf der Sensorfläche erfolgt.
Somit bleibt die Ortsinformation der Messstellen erhalten und ermöglicht eine geometrische Auswertung der einzelnen Messstellen, d. h. eine Auswertung der Messstellen nach Lage auf der Hautoberfläche.
Die mit den Bezugszeichen 4, 10 und 12 bezeichneten Elemente stellen generische Optikelemente wie Strahlteiler, Linsen, Spiegel etc. dar, die an sich aus dem Stand der Technik bekannt und den Strahlengang für die Anregungsstrahlung bzw. den Strahlengang für die erfasste IR-Strahlung ausbilden.
Für jede Frequenz bzw. für jedes Frequenzintervall des durchgefahrenen Frequenzbereichs wird vom Flächensensor 13 ein Messwert aufgenommen, so dass die Messvorrichtung 1 für jeden der mehreren esspunkte eine Messreihe für jedes durchgefahrene Frequenzintervall in Form der Intensität der erfassten IR-Strahlung misst. Zur Auswertung der Messdaten und zur Steuerung des Messvorgangs ist eine zentrale Auswertungs- und Steuerungseinheit 14 vorgesehen, die beispielsweise als ein Field Programmable Gate Array (FPGA) realisiert sein kann. Die Steuerungseinheit 14 steuert und synchronisiert den Laser 2, die Abtasteinheit 6, den Flächensensor 12 und den Messkopf 8 über Signalleitungen 17-21. Die Steuerungseinheit 14 empfängt über eine Signalleitung 17 die vom Flächensensor 13 gemessenen Daten. Über eine weitere Signalleitung 18 ist die Steuerungseinheit 14 mit dem Messkopf 8 verbunden, über die der Messkopf 8 der Steuerungseinheit 14 signalisiert, ob eine Fingerkuppe 9 auf dem Messkopf 8 positioniert wurde und ob diese korrekt, d. h. in einem vorbestimmten Bereich der Auflagefläche positioniert wurde. Ist dies der Fall ist, führt die Steuerungseinheit 14 den Messvorgang aus, ansonsten wird ein Warnsignal ausgegeben.
Die Signalleitungen 20 und 21 sind Teil eines Regelkreises zur Steuerung des Lasers 2 durch die Auswertungseinheit 14. Durch die Kontrollleitung 21 kann die Auswertungseinheit 14 einerseits den durchstimmbaren Kaskadenlaser 2 so steuern, dass dieser bei Durchführung eines Messvorgangs einen vorbestimmten Frequenzbereich in einer bestimmten Taktung durchfährt. Ferner kann die Leistung des Lasers 2 geregelt werden. Da die Leistung des Lasers 2 mit der Wellenlänge variiert, wird über eine Auskopplung die Leistung des Lasers 2 über die Signalleitung 20 an die Steuerungseinheit 14 übermittelt und von dieser überwacht. Dadurch kann eine Intensitätsschwankung der Laserquelle 2 vermieden werden, um zu verhindern, dass eine Veränderung in der gemessenen Intensität der IR- Strahlung auch von der Schwankung der Laserintensität beein- flusst wird. Alternativ kann das erfasste IR-Signal in Abhängigkeit von der gemessenen Laserintensität normiert werden.
Über eine weitere Signalleitung 19 steuert die Auswertungseinheit 14 den Mikroscanner 6 bei Durchführung eines Messvorgangs. Des Weiteren können die von der Messvorrichtung 1 ermittelten Messdaten auf einem Display 16 angezeigt werden. Vorab ermittelte Referenzspektren sind in einer Speichereinheit 15 gespeichert.
Für jedes durchgefahrene Frequenzintervall der Anregungsquelle liest die Auswertungseinheit 14 die vom Infrarotflächen- sensor 13 erfassten Intensitäten der angeregten IR-Strahlung aus, so dass für jeden der mehreren Messpunkte ein Intensitätsverlauf über die angeregte Wellenlänge gemessen wird. Hieraus kann die Auswertungseinheit 14 für jeden Messpunkt die Peaks der erfassten IR-Strahlung und die Intensität des jeweiligen Peaks ermitteln. Der Begriff Peak im Sinne dieser Erfindung umfasst auch einen Absorptionspeak, bei dem die gemessene Intensität der erfassten IR-Strahlung zurückgeht.
Auf diese Weise kann die Auswertungseinheit 14 beispielsweise die Lage und Höhe des Hauptabsorptionspeaks bei 9,6 pm, wie in Figur 4 dargestellt, ermitteln.
Durch Vergleich des gemessenen Werts mit in der Speichereinheit 15 hinterlegten Referenzkurven kann dann die Glucose- Konzentration bestimmt werden.
Zur Verbesserung der Messgenauigkeit vergleicht die Auswertungseinheit 14 die einzelnen Messreihen aller Messpunkte. Hierzu können beispielsweise die Schwankungen der gemessenen Intensitätswerte der IR-Strahlung für jeden durchgefahrenen Wellenbereich über die einzelnen Messstellen hinweg verglichen werden. Dies kann beispielsweise durch Mittelwertbildung über alle Messstellen und nachfolgende Bestimmung der Abwei- chung jeder Messstelle von dem Mittelwert erfolgen. Hierdurch können Ortsfehler und spektrale Fehler identifiziert und herausgerechnet werden. Weicht die gemessene Intensität der IR- Strahlung an einer Messstelle oder an mehreren Messstellen im Vergleich zur Mehrzahl der Messstellen stark ab, werden die entsprechenden Messwerte bei der Bestimmung der D-Glucose- konzentration nicht berücksichtigt.
Figur 2 zeigt ein weiteres Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung. Hierbei ist nur die Sensoreinrichtung der Messvorrichtung 1 vergrößert dargestellt, da die anderen Komponenten denen aus Figur 1 entsprechen.
Im Unterschied zu der Messvorrichtung aus Figur 1 umfasst die Sensorvorrichtung aus Figur 2 ein zusätzliches optisches Git- ter 22, das eingerichtet ist, verschiedene Wellenlängenbereiche der in der Körperoberfläche erzeugten IR-Strahlung auf verschiedene Spalten des IR-Flächensensors 13 abzubilden. Es erfolgt somit eine spektrale Zerlegung des erfassten IR- Spektrums derart, dass die Zeilen des IR-Flächensensor 13 je- weils unterschiedlichen Messstellen auf der Körperoberfläche zugeordnet sind, während die verschiedenen Wellenlängenbereiche auf verschiedene Spalten des Flächensensors 13 abgebildet werden . Dies ist in den Figuren 2 und 3 beispielhaft für die ersten drei Zeilen 23, 24 und 25 des Flächensensors 13 dargestellt.
Alle Messwerte einer bestimmten Spalte entsprechen einer Intensität des IR-Signals, das bei einer Wellenlänge bzw. einem Wellenlängenbereich gemessen wurde. Alle Pixel der ersten Spalte entsprechende jeweils einem erfassten IR- Intensitätswert bei der Wellenlänge λΐ, die der zweiten Spal¬ te bei der Wellenlänge λ2, die der dritten Spalte bei der Wellenlänge A3, usw.
Durch die zusätzliche spektrale Aufteilung mit dem optischen Gitter 22 können die Messstellen nicht mehr, wie bei dem Ausführungsbeispiel der Figur 1, zweidimensional auf dem Flä- chensensor 13 ortaufgelöst werden. Daher werden die gemesse¬ nen Intensitätswerte der einzelnen Messstellen einer Zeile des Messfläche optisch gemittelt, bevor diese auf das Gitter 22 treffen und von diesem spektral zerlegt auf eine entsprechende Zeile des Flächensensors 13 abgebildet werden (nicht dargestellt) .
Die Kurve I_23 in Figur 3 entspricht einem gemessenen IR- Spektrum der erste Zeile 23 des Flächensensors 13 und zeigt einen Haupt-Peak Pl_23, der dem Absorptions-Peak bei 9,6 m entspricht, und einen zweiten Peak P2_23 bei circa 5 μπι, was einem Fluoreszenz-Peak entspricht.
In der vereinfachten Darstellung in Figur 3 ist auch der Absorptions-Peak Pl_23 erhöht dargestellt, obwohl dieser einem Rückgang der erfassten Intensität entspricht.
Die erfassten Intensitätsspektren I_24 und I_25 der Zeilen 24 und 25 zeigen einen ähnlichen, aber nicht genau identischen Verlauf zu dem Spektrum der ersten Zeile 23.
Die Auswertungseinheit 14 kann nun die einzelnen Peaks des erfassten Absorptionsspektrums analysieren. Hierbei werden Zeilen mit zu starken Abweichungen vom Mittelwert über alle Zeilen als Fehlmessungen aussortiert, um die Genauigkeit der Bestimmung der Glucose-Konzentration zu erhöhen. Ferner können Zeilen, die eine gemessenen Peakstruktur, beispielsweise Anzahl und Höhenverhältnisse der Peaks) aufweisen, die stark von der Peakstruktur einer Referenzkurve abweicht, als lokale Fehlmessungen identifiziert werden. Die Peakstrukturen können mittels einer Korrelationsanalyse verglichen werden.
Wenn beispielsweise eine Zeile einen Fluoreszenzpeak bei einer Wellenlänge von 8 μιη anstatt der erwarteten 5 μπι enthält, kann die Auswertungseinheit die entsprechende Messreihe als Messfehler klassifizieren und die Daten bei der Bestimmung der Glucose-Konzentration unberücksichtigt lassen.
Die Sensorvorrichtung gemäß dem Ausführungsbeispiel in Figur 2 umfasst eine weitere IR-Photodiode 26, die die Infrarotstrahlung über die gesamte Fläche der Messstellen als Mittelwert misst. Hierzu wird die von den Messstellen gemessene IR- Strahlung über einen Strahlteiler 27 an die Photodiode 26 geleitet. Die IR-Photodiode 26 wird zur Temperaturmessung verwendet zur Korrektur einer temperaturbedingten Schwankung des an den Messstellen erfassten IR-Signals.
Figur 6 zeigt ein schematisches Blockschaltbild einer Messvorrichtung gemäß einem weiteren Ausführungsbeispiel. Gemäß diesem Ausführungsbeispiel ist das von der Anregungsquelle 2 ausgesendete Signal moduliert. Hierbei stellt das langwelligere Trägersignal, vorzugsweise im Infrarotbereich, sicher, dass die gewünschte Eindringtiefe in die oberen Hautschichten erreicht wird, während das aufmodulierte Signal zusätzlich die Auswertung des Dispersionswinkels ermöglicht.
Im Unterschied zu dem Ausführungsbeispiel aus Figur 1 umfasst die Messvorrichtung einen weiteren Spiegel 29, um eine inter- ferometrische Messung durchführen zu können: Hierbei wird ein Teil des von der Laserquelle 2 kommenden Laserlichts durch den semitransparenten Spiegel 10 auf den Spiegel 29 geleitet, dort reflektiert und dann senkrecht auf den Flächensensor 13 abgebildet. Ein Teil des von der Laserquelle 2 kommenden Laserlichts wird dagegen in die Fingerkuppe 9 eingekoppelt. Die in der Fingerkuppe 9 angeregte Strahlung wird zurück zum Spiegel 10 geleitet und von diesem ebenfalls auf den Flächensensor 13 abgebildet. Diese beiden auf den Flächensensor 13 abgebildeten Lichtstrahlen interferieren auf dem Flächensensor 13 zur Ausbildung eines Interferenzdiagramms (nicht dargestellt) . Aus dem Interferenzdiagramm kann ein Brechungsindex berechnet werden, der einen für Glucose charakteristischen Wert aufweist. Mit dieser zusätzlichen Messvariante kann die Messgenauigkeit weiter erhöht werden.
Die in der vorstehenden Beschreibung und den Zeichnungen und den Ansprüchen offenbarten Merkmale der Erfindung können sowohl einzeln als auch in Kombination für die Verwirklichung der Erfindung in ihren verschiedenen Ausgestaltungen von Bedeutung sein.

Claims

ANSPRÜCHE
1. Messvorrichtung (1) zum Messen von Rohdaten zur
Bestimmung eines Blutparameters, insbesondere zur
nichtinvasiven Bestimmung der D-Glucose-Konzentration, mit a) mindestens einer Anregungsquelle (2) zur Erzeugung
elektromagnetischer Strahlung,
b) einer Einkopplungseinrichtung (5-8), die eingerichtet ist, die von der Anregungsquelle (2) ausgesendete
Strahlung in eine Körperoberfläche eines Messobjekts einzukoppeln, und
c) einer Sensoreinrichtung (13), die eingerichtet ist,
eine Infrarot (IR) -Strahlung, die durch die
eingekoppelte Strahlung der Anregungsquelle (2) in der Körperoberfläche angeregt wird, zu erfassen,
dadurch gekennzeichnet,
d) dass die Einkopplungseinrichtung (5-8) eingerichtet
ist, die von der Anregungsquelle (2) ausgesendete Strahlung flächig an mehreren Messstellen in die
Körperoberfläche einzukoppeln, und
e) dass die Sensoreinrichtung (13) eingerichtet ist, die in der Körperoberfläche erzeugte IR-Strahlung an mehreren Messstellen zu erfassen.
2. Messvorrichtung nach Anspruch 1,
dadurch gekennzeichnet, dass die Anregungsquelle (2) eine durchstimmbare Anregungsquelle zur Erzeugung
elektromagnetischer Strahlung im VIS- und/oder IR-Bereich ist und die Messvorrichtung (1) eingerichtet ist, die
Anregungsquelle (2) während eines Messvorgangs in einem vorbestimmten Spektralbereich durchzustimmen.
3. Messvorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch
gekennzeichnet, dass die Einkopplungseinrichtung (5-8) eine Abtasteinheit (6) umfasst, die eingerichtet ist, die mehreren Messstellen einer Einkopplungsflache zeitsequenziell zu bestrahlen.
4. Messvorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche 2 oder 3, dadurch gekennzeichnet,
a) dass die Sensoreinrichtung (13) einen IR-Flächensensor umfasst, vorzugsweise einen IR-CCD-Sensor, zur
Erfassung der an den Messstellen emittierten IR- Strahlung, und/oder
b) dass die an unterschiedlichen Messstellen erzeugte IR- Strahlung jeweils auf einen unterschiedlichen Bereich des IR-Flächensensors abgebildet wird.
5. Messvorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, gekennzeichnet durch eine Auswertungseinheit (14) zur
Bestimmung eines Blutparameterwertes, vorzugsweise einer D-Glucose-Konzentration, in Abhängigkeit von der erfassten IR-Strahlung und von gespeicherten Referenzspektren.
6. Messvorrichtung nach Anspruch 5, dadurch
gekennzeichnet ,
a) dass bei Durchstimmung der Anregungsquelle in dem
vorbestimmten Spektralbereich die erfasste IR-Strahlung für jede der Messstellen jeweils auf einen
unterschiedlichen Bereich des IR-Flächensensors (13) abgebildet werden zur Messung eines Intensitätsverlaufs in dem durchgestimmten Spektralverlauf, und/oder b) dass die Auswertungseinheit eingerichtet ist, durch
Vergleich mit Referenzspektren und/oder durch
Mittelwertbildung diejenigen Messstellen zu
identifizieren, die für die Bestimmung der D-Glucose- Konzentration geeignet sind.
7. Messvorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet,
a) dass die Sensoreinrichtung (13) ein Spektrometer
aufweist, und/oder
b) dass die Sensoreinrichtung ein optisches Gitter (22) umfasst, das eingerichtet ist, verschiedene
Wellenlängenbereiche der in der Körperoberfläche erzeugten IR-Strahlung auf verschiedene Spalten des
IR-Flächensensors (13) abzubilden, wobei die Zeilen (23, 24, 25) des IR-Flächensensors jeweils
unterschiedlichen Messstellen auf der Körperoberfläche zugeordnet sind, und/oder
c) dass die Auswertungseinheit (14) eingerichtet ist,
durch Vergleich mit Referenzspektren und/oder durch Mittelwertbildung diejenigen Zeilen zu identifizieren, deren erfasste IR-Intensitätswerte für die Bestimmung der D-Glucose-Konzentration geeignet sind.
8. Messvorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche Anspruch 5 - 7, dadurch gekennzeichnet,
a) dass die Auswertungseinheit (14) bei den Peaks der
erfassten IR-Strahlung die Wellenlänge des jeweiligen Peaks und/oder die Intensität des jeweiligen Peaks ermittelt, und/oder
b) dass die Auswertungseinheit (14) das
Intensitätsverhältnis eines Peaks der erfassten IR- Strahlung zu einem entsprechenden Peak einer
vorgegebenen Referenzkurve ermittelt, und/oder
c) dass die Auswertungseinheit (14) eine
Wellenlängenübereinstimung ermittelt zwischen den Wellenlängen der Peaks der IR-Strahlung und den vorgegebenen charakteristischen Wellenlängen der Peaks der Referenzkurve andererseits, und/oder
d) dass die charakteristischen Wellenlängen die Wellenlängen den Wellenlängen von D-Glucose-Absorptionspeaks entsprechen .
9. Messvorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet,
a) dass das von der Anregungsquelle (2) ausgesendete Signal moduliert ist und
b) dass die Auswertungseinheit (14) eingerichtet ist, in Abhängigkeit des aufmodulierten Signals einen
Dispersionswinkel zu bestimmen.
10. Messvorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, die Sensoreinrichtung eine IR-
Photodiode (26) umfasst, die eine IR-Strahlung, die durch die eingekoppelte Strahlung der Anregungsquelle (2) in der
Körperoberfläche angeregt wird, erfasst, zur Ausbildung eines Referenzsignals, um eine temperaturbedingte Schwankung des an den Messstellen erfassten IR-Signals zu korrigieren.
11. Messvorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet,
a) dass die Einkopplungseinrichtung (5-8) einen Messkopf
(8) umfasst, dessen Form an eine untere (9) oder obere
Fingerkuppe, einer Ferse und/oder einem Ohrläppchen des Testobjekts angepasst ist, und/oder
b) dass die Einkopplungseinrichtung (5-8) eingerichtet ist, vor Ausführung eines Messvorgangs zu ermitteln, ob eine untere (9) oder oberen Fingerkuppe, eine Ferse oder ein Ohrläppchen des Testobjekts in einem
vorbestimmten Bereich auf dem Messkopf (8)
positioniert ist, und/oder
c) dass die Einkopplungseinrichtung (5-8) eingerichtet ist, die von der Anregungsquelle (2) ausgesendete Strahlung über ein Lichtfaserbündel (7) oder über eine Optik flächig in die Körperoberfläche einzukoppeln.
12. Messvorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet,
a) dass die von der Anregungsquelle (2) erzeugte
elektromagnetische Strahlung im Bereich von 250nm bis 30000nm liegt, und/oder
b) dass die durchstimmbare Anregungsquelle (2) durch einen vorbestimmten Spektralbereich durchgestimmt werden kann, der einen oder mehrere Peaks im D-Glucose- absorptionsband umfasst, vorzugsweise im IR-Bereich, und/oder
c) dass die Anregungsquelle (2) ein durchstimmbarer
Quantenkaskadenlaser ist, wobei die erzeugte Strahlung im Bereich von Ιμπι - 30um, vorzugsweise im Bereich von 7um - 14um liegt.
13. Verwendung der Messvorrichtung (1) nach einem der vorhergehenden Ansprüche zum nichtinvasiven Messen der D- Glucose-Konzentration .
14. Verfahren zum Messen von Rohdaten zur Bestimmung eines Blutparameters, insbesondere zur nichtinvasiven Bestimmung der D-Glucose-Konzentration, umfassend die Schritte:
a) Erzeugung von elektromagnetischer Strahlung,
b) Einkoppeln der erzeugten Strahlung in eine
Körperoberfläche eines Messobjekts, und
c) Erfassen einer IR-Strahlung, die durch die eingekoppelte Strahlung in der Körperoberfläche angeregt wird,
dadurch gekennzeichnet,
dass die erzeugte Strahlung flächig an mehreren Messstellen in die Körperoberfläche eingekoppelt wird.
15. Messverfahren nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, dass die eingekoppelte elektromagnetische Strahlung während eines Messvorgangs in einem vorbestimmten Spektralbereich im VIS- und/oder IR-Bereich durchgestimmt wird.
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