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.