MESSUNG DER GLUKOSEKONZENTRATION IN PULSIERENDEM BLUT

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur kontaktlosen Blutzuckermessung mittels NIR („near infrared") Spektrometrie in fließendem, pulsierendem Blut, welches insbesondere einem lebenden Organismus zunächst entnommen und nach einer Behand- lung, z.B. Dialyse, wieder zugeführt wird. Die Erfindung betrifft auch eine Vorrichtung, die als zusätzlicher oder integraler Bestandteil eines Dialyse-Gerätes zum Monitoring des Blutzuckergehalts geeignet ist. Die Erfindung ist überdies anwendbar in der nicht-invasiven in vivo Blutzuckerspiegel-überwachung.

Die Bestimmung des Blutzuckerspiegels ohne direkte Kontaktierung des Blutes, insbesondere ohne eine für diesen Zweck gesonderte Blutentnahme, ist seit mehr als zwei Jahrzehnten Gegenstand intensiver medizinischer Forschung und Entwicklung. Hauptzielsetzung ist dabei das Bereitstellen eines kompakten, portablen Messgerätes für Diabetiker, dass idealerweise maximal durch Hautkontakt und ohne Verletzung der Haut schnell verlässliche Zuckerwerte liefern kann. Trotz erheblicher Anstrengungen zahlreicher Forscher, aus denen eine Vielzahl interessanter Lösungsansätze hervorging, hat bis heute kein zufrieden stellendes Messgerät dieser Art die Marktreife erreicht.

Der Stand der Technik, der an dieser Stelle nur auszugsweise gewürdigt werden kann, befasst sich sowohl mit der in vivo als auch der in vitro Messung, wobei sehr oft aus experimentellen in vitro Ergebnissen unmittelbar auf den in vivo Fall übertragen wird. Eine solche übertragung ist allerdings prinzipiell nicht haltbar, da sie die erheblichen Komplikationen der Wechselwirkungen aller Blutbestandteile und des festen Gewebes mit Licht nicht oder nur unvollständig in Betracht zieht.

So ist beispielsweise der gelegentlich gemachte Vorschlag der Analyse des vom lebenden Körper zurück gestreuten NIR-Lichts in Wahrheit schon für sich genommen eine eigene Problemklasse, bei der die Aussagekraft des gestreuten Lichts zunächst in Frage steht. Da gestreute Photonen einen nicht-linearen, durch Vielfachstreuung beeinflussten Weg zurück an die Körperoberfläche nehmen, gilt es am Detektor zu entscheiden, welcher Lichtanteil überhaupt ein Blutgefäß durchlaufen hat und somit eine Information über den Blutzuckerspiegel tragen kann. Allein eine solche Quellenlokalisierung ist technisch aufwendig und z.B. in der DE 103 11 408 B3 beschrieben.

Manche Quellen widmen sich deshalb in erster Linie der Frage nach der physikalischen Messgröße, die zur Glukosemessung herangezogen werden soll. Die messtechnischen Feinheiten, die eine in vivo Messung tatsächlich erfordern würde, werden demgegenüber schlicht als fachmännisch lösbar angenommen.

So schlägt beispielsweise die US 5,009,230 vor, die änderung der Polarisation von linear polarisiertem IR-Licht beim Durchleuchten von durchblutetem Gewebe zu messen, konkret die Drehung der Polarisationsebene durch Glukose-Moleküle. Die messbare Lichtintensität hinter einem Polarisationsfilter wird zur Konzentrationsbe- Stimmung herangezogen. Dabei wird für die Sensitivität als wichtig erachtet, periodisch zwischen zueinander senkrechten Polarisationsrichtungen zu wechseln.

Aus der US 5,222,496 ist bekannt, dass die Intensität transmittierten oder reflektierten NIR-Lichts für mehrere Wellenlängen zueinander ins Verhältnis zu setzen ist, um die Glukosekonzentration zu messen. Insbesondere wird Licht um 1600 nm Wellenlänge benutzt, das infolge von Molekülschwingungen besonders gut von Glukose absorbiert wird. Wasser weist für diesen Wellenlängenbereich hingegen ein lokales Absorptionsminimum auf. Um die Signale anderer Blutbestandteile, aber auch den Ein- fluss des umliegenden Gewebes oder etwa der Hautpigmentierung bei der in vivo Messung zu kompensieren, schlägt die US 5 222 496 die zusätzliche Verwendung wenigstens einer weiteren Wellenlänge in der Nähe der ersten vor, die wiederum nicht von Glukose absorbiert werden soll. Es wird besonderer Wert auf den geringen Unterschied der Wellenlängen - weniger als 300 nm, vorzugsweise 60 nm - gelegt, um gleichartiges Streuverhalten sicherzustellen.

Beide Quellen kümmern sich indes überhaupt nicht um etwa die Bewegung des Blutes im lebenden Organismus. Auch die zweifellos zur spektrometrischen Analyse erforderliche Kenntnis der Temperatur des Blutes wird von der US 5,009,230 nur kurz angedeutet, aber in keiner Weise behandelt.

Es ist vermutlich der offensichtlich immensen Komplexität der Messaufgabe geschuldet, dass auch immer wieder indirekte Methoden zur Bestimmung von Blutzuk- ker vorgeschlagen werden. Exemplarisch sei hier auf die photoakustische Messung verwiesen, bei der lebendiges Gewebe mit verschiedenen Wellenlängen bestrahlt wird, um die Wärmeexpansion während der Absorption der Strahlung in Form von detektierbaren Ultraschallwellen an der Hautoberfläche zu erfassen, siehe z.B. US 6,484,044 Bl. Auch hierbei werden die Wellenlängen nach den bekannten Absorpti- onsmaxima von Glukose ausgewählt, und es finden ebenfalls differentielle Messungen zum Zwecke der Signalisolation statt.

Das prinzipielle Problem der Komplexität ist damit jedoch keinesfalls umgangen, geschweige denn gelöst. Wie schon bei der Rückstreuung von Photonen ist auch hier der Informationsgehalt der Schallsignale ungewiss, ihre genaue Quellenlokalisierung unklar und ihr Zustandekommen sicherlich von zahlreichen höchst individuellen und womöglich sogar veränderlichen Gewebeparametern beeinflusst. Bei der photoakustischen Methode handelt es sich letzten Endes um ein in höchstem Maße empirisches Verfahren, das sich offenbar mit dem Auffinden einer Standard-Kalibrierung für die breite Anwendbarkeit sehr schwer tut.

Abschließend sei als Stand der Technik noch das Verfahren der GlucoWatch® genannt, welches als bislang einziges mit einer Zulassung der FDA am Markt präsent ist. Die GlucoWatch® benötigt in der Tat keine Blutprobe zur Analyse, wird aber auf der Haut des Tragenden so befestigt, dass sie Fluid durch die Haut aufnehmen kann. Es wird des öfteren von Hautirritationen bei Anwendern berichtet, und überdies wird vom Hersteller selbst abgeraten, die GlucoWatch® als einziges Mittel zur Beurteilung der richtigen Insulin-Dosierung zu verwenden.

Nach Ansicht der Anmelderin wird ein Verfahren zur nicht-invasiven Blutglukosemessung generell nicht auf empirische Dateninterpretation verzichten können. Doch sollte diese im Sinne der möglichst universellen Einsatzfähigkeit eines solchen Systems auf gut kontrollierbare Teilbereiche des Verfahrens beschränkt bleiben.

Zur Schaffung eines nicht-invasiven Systems sind folgende Aufgaben zu lösen:

1 . Blutzuckermessung in fließendem, pulsierendem Blut (in vitro) unter Aufnahme empirischer, weitgehend universeller Kalibrierkurven,

2 . übertragung des Verfahrens vom in vitro Aufbau auf vorzugsweise große Blutgefäße (z.B. Aorta) durch

a) Quellenlokalisierung, Elimination von Signalen ohne Information, b) Kompensation von Gewebe- und Hauteinflüssen auf das verbleibende Signal, c) In situ Temperaturbestimmung in Blutgefäß und Zwischengewebe zur Anwendung der Kalibrierkurven.

Zu den Punkten 2 a) und b) wurden bereits wesentliche Vorarbeiten von der Anmelderin in der DE 103 11 408 B3 publiziert. Die Aufgabe 2 c) ist Gegenstand zukünftiger Arbeit und wird zu gegebener Zeit in einer eigenen Anmeldung dargelegt werden. Die vorliegende Anmeldung befasst sich allein mit der Aufgabe 1. Die US 5,222,496 wird hier als nächstkommender Stand der Technik aufgefasst.

Die in vitro Bestimmung der Blutglukosekonzentration ist für sich genommen von Interesse zur Integration in Dialyse-Geräte. Untersuchungen in den USA zeigen die Wichtigkeit der kontinuierlichen überwachung vor allem bei Dialyse-Patienten mit Diabetes. In Ermangelung geeigneter Vorrichtungen sind bereits Todesfälle zu be- klagen gewesen.

Die Aufgabe der Erfindung besteht also darin, ein Verfahren und eine Vorrichtung zur kontaktlosen Messung der Blutglukosekonzentration in fließendem, pulsierendem Blut bereitzustellen.

Die Aufgabe wird gelöst durch das Verfahren mit den Merkmalen des Hauptanspruchs. Die Unteransprüche geben vorteilhafte Ausgestaltungen sowie eine Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens an.

Der nachfolgend geschilderten Erfindung liegt die Erkenntnis zugrunde, dass das

Streuverhalten des fließenden, pulsierenden Blutes für NIR-Licht (Messlicht) einen

dominanten Einfluss auf transmittierte und/oder gestreute Messlichtintensitäten besitzt.

Bereits die Lichtstreuung in einer ruhenden Blutprobe ist stark von den darin vor- handenen Blutsubstanzen (etwa Lipid, Alkohol etc.), aber auch von Anzahl und

Form der im Blutplasma vorhandenen Streuteilchen - insbesondere rote und weiße Blutkörperchen, die nicht sphärische Form besitzen - geprägt. Selbst in ruhendem Blut bewegen sich diese Teilchen gegeneinander, verdrehen ihre relative Lage und bewirken eine fortwährende änderung des richtungsabhängigen Streuvermögens. Die Eigenbewegung der Streupartikel hängt mit der Temperatur der Blutprobe zusammen. überdies ist auch noch das NIR-Absorptionsvermögen von Wasser von der Temperatur abhängig.

Es ist daher ein erstes Merkmal der Erfindung, die Bluttemperatur durch eine separa- te Messung zu bestimmen, wobei wenigstens eine Genauigkeit von 0,5 ⁰ C, vorzugsweise sogar 0,1 °C oder besser erreicht werden muss.

Um die Intensität des transmittierten oder rückgestreuten Messlichtes gegenüber der partikelbedingten Streuung unempfindlich zu machen, wurde gefunden, dass eine statistische Mittelung der Messwerte über eine Mehrzahl aufeinander folgender Zeitfenster erfolgen muss. Dabei sollten die Zeitfenster vorzugsweise jeweils wenige Millisekunden, maximal aber 100 ms, lang sein und in ihrer Gesamtheit (umfassend eine Sequenz nicht überlappender Zeitfenster, i. F. als Messzyklus bezeichnet) eine Zeitspanne von wenigstens einer Sekunde, vorzugsweise 2-3 Sekunden, überdecken. Damit stehen für die Auswertung wenigstens 10, vorzugsweise aber 200 oder mehr, diskrete Zeitfenster zur Verfügung.

Innerhalb eines jeden Zeitfensters sind überdies jeweils wenigstens 10.000 diskrete Messwerte zu erfassen, vorzugsweise sogar eher 30.000. Die Messwerte innerhalb der Zeitfenster erfassen also Intensitätsschwankungen auf der Mikrosekunden-Skala.

Diese Skala ist für die Bluteigenbewegung nicht relevant, d.h. das Blut ist quasistatisch. Sie wird vielmehr zur Separation der Lichtsignale verwendet (s. u.).

Erfindungsgemäß werden die pro Zeitfenster aufgezeichneten, wenigstens 10.000 Mess werte von einem Prozessrechner (z.B. PC mit Datenerfassungskarte) aufgezeichnet und in einem Array abgelegt. Die Messwerte des nachfolgenden Zeitfensters

werden in gleicher Anzahl erfasst und demselben Array hinzuaddiert. Die gespeicherten Mess werte wachsen somit kumulativ mit jedem weiteren Zeitfenster bis der Messzyklus endet (wenigstens 10 Zeitfenster, Mindestmessdauer 1 Sekunde). Abschließend kann das kumulierte Messwert-Array durch die Zahl der beitragenden Zeitfenster dividiert werden zur Normierung. Eine Normierung ist jedoch nicht zwingend erforderlich, da im Weiteren mit Messverhältnissen gearbeitet wird.

Für eine ruhende Blutprobe reicht dieses Vorgehen aus, die Einflüsse der Eigenbewegung von Streupartikeln im Blut durch Mittelung zu eliminieren. Für die in einem einzelnen Zeitfenster erfassten Messwerte wird so eine Ensemblemittelung über alle

Bewegungszustan.de des Blutes vorgenommen. Gleichwohl ist das Ausmaß der Partikelbewegung im Blutplasma bestimmend für die effektive mittlere Streustärke der Probe. Die Streustärkenvariabilität wird durch die Ensemblemittelung nivelliert, aber nicht absolut erfasst. Schon deshalb ist zusätzlich die Temperaturmessung erforder- lieh.

Wenn das Blut nun während der Messung pulsierend fließt, treten weitere Bewe- gungszustände des Blutes auf, die sich im Wesentlichen periodisch mit der Pulsfrequenz wiederholen. Das Blut ist insbesondere Druckschwankungen ausgesetzt und wird zusätzliche Verwirbelungen und Dichteunterschiede aufweisen. Es ist daher er- fmdungsgemäß vorgesehen, die Ensemblemittelung - und damit die Länge des Messzyklus - über wenigstens einen vollständigen Pulsverlauf auszudehnen. Die Pulsfrequenz beträgt bei einem gesunden Erwachsenen im Wachzustand ungefähr 1 Hz, so dass dies innerhalb der oben genannten Spezifikation des Messzyklus von 2 bis 3 Sekunden problemlos möglich ist. Es ist erfindungsgemäß vorgesehen, den

Messzyklus möglichst genau auf ein ganzzahliges Vielfaches der Pulsdauer einzurichten, um jeden wiederkehrenden Bewegungszustand des Blutes mit gleichem Gewicht in der Ensemblemittelung zu berücksichtigen.

Dabei kann die Pulsfrequenz einerseits separat durch Sensoren erfasst und dem Prozessrechner mitgeteilt werden, so dass dieser Zahl und Länge der einzelnen Zeitfenster fortlaufend neu berechnet und die Datenerfassungseinheit entsprechend ansteuert. Es ist aber generell sogar möglich, aus den aufgezeichneten Messwerten direkt auf die Pulsfrequenz zu schließen. Hierfür wird die oben skizzierte Ensemblemitte- lung zunächst unter Vorgabe einer hypothetischen Pulsfrequenz vorgenommen und dann unter Variation der Pulsfrequenz als Fitparameter optimiert.

AIs Kenngröße für die Optimierung kann beispielsweise das integrierte Messsignal über das einzelne Zeitfenster nach Ensemblemittelung (die wenigstens 10.000 kumulierten Messwerte) dienen, welches ein Maß für die Gesamtstreustärke des Blutes ist. Letztere ist zwar temperaturabhängig, doch über den kurzen Zeitraum einiger aufeinander folgender Messzyklen (einige Male 2-3 Sekunden) kann die Temperatur als praktisch konstant vorausgesetzt werden. Ist das Ensemble von Blutbewegungszu- ständen im Hinblick auf die Pulsdauer ungünstig gewählt, wird die Kenngröße zwischen aufeinander folgenden Messungen deutliche Variationen zeigen. Das Optimali- tätskriterium ist hier die Minimierung dieser Variationen.

Es lassen sich gewiss andere Mess- und/oder Berechnungsverfahren für die Pulsdauer finden und einsetzen. Erfindungsgemäß ist hier wichtig, die Pulsdauer bei der Festlegung der Zeitfenster und des Messzyklus für die statistische Auswertung zu be- rücksichtigen. Es kann im übrigen vorteilhaft sein, mit fest gewählten Zeitfenstern von maximal 100 ms zu arbeiten, so dass es nicht möglich ist, den gesamten Puls exakt mit einer ganzen Anzahl von Zeitfenstern abzutasten. In diesem Fall empfiehlt sich die Einführung einer Messtotzeit, i. a. kleiner als das feste Zeitfenster, um die gewünschte Synchronität mit dem Puls herzustellen. Mit Messtotzeit ist gemeint, dass Messwerte der Lichtdetektoren während dieser Zeit nicht beachtet oder gar nicht erzeugt werden. Die Messtotzeit kann wie oben beschrieben auch dynamisch optimiert werden.

Vorzugsweise wird man den Messzyklus über eine Mehrzahl von Pulsschlägen aus- dehnen. Diese Mehrzahl wird jedoch typisch eine kleine Zahl sein (< 10), da ein

Messwert binnen weniger Sekunden vorliegen muss. Dies ist besonders wichtig für ein in vivo System, bei dem der Nutzer selbst die Messung vornehmen soll. Längere Messdauern gäben Anlass zu Bewegungsartefakten.

Zur spektrometrischen Bestimmung der Blutglukosekonzentration wird nun teilweise der US 5 222 496 gefolgt, indem eine NTR- Wellenlänge aus dem Bereich 1560-1630 nm, vorzugsweise 1600 nm in das Blut eingestrahlt wird. Grundsätzlich können Transmission- und/oder Streuvermögen des Blutes für die gewählten Wellenlängen gemessen und als Indikator für die Blutglukosekonzentration herangezogen werden.

Bei der in vitro Messung wird bevorzugt die Transmission des eingestrahlten Lichts aufgezeichnet, um den Extinktionskoeffizienten (auch: optische Dichte) zu messen. Dieser ist definiert als negativer dekadischer Logarithmus des Verhältnisses der transmittierten zur eingestrahlten Lichtintensität. Er wird aus den wenigstens 10.000 Messwerten des ermittelten Zeitfensters nach der Ensemblemittelung berechnet.

Bei der Bestimmung des Extinktionskoeffizienten ist zu beachten, dass der IR- Lichtdetektor auch ungewollte Lichtanteile erfassen kann, die die Daten verfälschen. Zwar ist es möglich, verschiedene Detektoren mit unterschiedlicher chromatischer Sensitivität zu verwenden, doch auch diese registrieren Fremdlicht in ihrem jeweiligen sensitiven Wellenlängenbereich. Deshalb wird das eingestrahlte Licht vorzugsweise amplitudenmoduliert mit einer Modulationsfrequenz von wenigstens 1 MHz, besonders bevorzugt 3-4 MHz. Diese Amplitudenmodulation ist in den wenigstens 10.000 Messwerten innerhalb des maximal 100 ms andauernden Zeitfensters prinzi- piell auflösbar und erlaubt die Spektralanalyse der Daten im Zeitfenster. Vorzugsweise mittels Fast Fourier-Transformation wird eine Spektraldarstellung der Messwerte des Zeitfensters nach der Ensemblemittelung berechnet. In die weitere Auswertung gehen dann nur noch Fourierkomponenten aus dem Bereich der Modulationsfrequenz ein. Dabei kann im einfachsten Fall die Fourierkomponente zur Modula- tionsfrequenz allein ggf. durch Interpolation bestimmt und als Maß für die transmit- tierte Intensität angenommen werden. Es hat sich jedoch als vorteilhaft erwiesen, eher ein numerisches Integral über das Fourierspektrum im Frequenzraum zu verwenden, wobei Werte in einem Fenster der Breite 2 δf aufsummiert werden. Dabei liegt die Modulationsfrequenz mittig im Integrationsfenster. δf sollte möglichst klein gewählt werden, aber ausreichend groß, um Fluktuationen zwischen aufeinander folgenden Messungen (im Abstand einiger Sekunden), zwischen denen sich die zu messende physikalische Größe nicht wesentlich geändert haben kann, zu kompensieren. Es handelt sich also um einen Fitparameter, der automatisch während der Messung variiert und angepasst werden kann. Vorzugsweise wird er irgendwann in der Aus- Werteeinheit als Konstante gespeichert und für spätere Messungen wieder verwendet.

Er kann natürlich gelegentlich überprüft und neu eingerichtet werden.

Unmodulierte Fremdlichtanteile sind nach dem zuvor Gesagten praktisch eliminiert. Die eingestrahlte Intensität wiederum skaliert mit der Laserleistung und ist bekannt. Damit kann der Extinktionskoeffizient wie oben definiert angegeben werden.

Der Extinktionskoeffizient E hängt wie oben beschrieben von den Bewegungszu- ständen des Blutes ab, aber eben auch von der schieren Zusammensetzung der Blutpartikel insbesondere hinsichtlich Art und Anzahl, kurz von den Hämatokritwerten, die sich zwischen verschiedenen Personen wesentlich unterscheiden können. über- dies spielt der Fettpegel im Blut eine Rolle, der sogar stundenweise in derselben Person variieren kann.

Zur Kompensation wird deshalb zeitgleich eine zweite NIR- Wellenlänge eingestrahlt, deren Transmission nur von Hämatokritwerten und Fettgehalt, nicht aber von anderen Faktoren wie Blutzucker oder z.B. der Sauerstoffsättigung des Blutes abhängt. Hierfür bietet sich die „isobestische" Wellenlänge bei etwa 808 nm besonders an, für die die Absorptionsvermögen von Oxy- und Deoxyhämoglobin als identisch bekannt ist. Sie liegt zugleich im ausgedehnten Absoφtionsminimum von Wasser. Hierin unterscheidet sich die erfindungsgemäße Vorgehensweise bereits signifikant von der Lehre der US 5,222,496.

Es sind grundsätzlich Variationen der genannten Wellenlängen möglich, d.h. auch Werte in der Umgebung von 808 nm (voraussichtlich im Bereich 790-815 nm) können in Betracht gezogen werden. Da das Licht vorzugsweise aus Laserdioden einge- strahlt wird, kann es hier als technisch sehr vorteilhafte Ausgestaltung in Betracht kommen, anstelle zweier Laser nur einen einzigen mit einem frequenzverdoppelnden Medium und Strahlteiler zu verwenden. Dies kann dazu dienen, die eingestrahlten Intensitäten der unterschiedlichen Wellenlängen in ein festes, von Pumpleistung und Laseransteuerung prinzipiell unabhängiges Verhältnis zueinander zu setzen.

Für die isobestische Wellenlänge wird der Extinktionskoeffizient EISO gemessen. Das Verhältnis R=E / EISO wird im Prozessrechner bestimmt und der Blutzuckerwert kann anhand der im Rechner als Tabelle vorhandenen Kalibrierfunktion K (R, T) abgelesen werden. Dabei ist T die zugleich zu messende Bluttemperatur, die im einfachsten Fall bei der in vitro Messung mittels eines Temperaturfühlers zu erfassen ist. Es ist dabei nicht notwendig, den Fühler mit dem Blut in direkten Kontakt zu bringen, sondern er kann außen an einer Messküvette installiert sein. überdies besteht auch die Möglichkeit, die Temperatur über die vom Blut emittierte Infrarotstrahlung zu detektieren, wenn die NIR-Laserquellen zeitweise abgeschaltet werden (z.B. während der oben erwähnten Messtotzeit, wenigstens ein IR-Detektor ist ja ohnehin vorhanden.

Die Kalibriertabelle K (R, T) ist einmal zu bestimmen, indem NIR-Messwerte mit Blutglukosedaten aus anderen Messverfahren, etwa mittels Messstreifen, bestimmt werden.

Abschließend soll ein konkretes Ausführungsbeispiel für ein System zur in vitro Blutzuckermessung angegeben sowie die Ergebnisse einiger Beispielmessungen vorgestellt werden. Dazu dienen die folgenden Figuren:

Fig. 1 zeigt eine Aufbauskizze der Vorrichtung zur Durchführung des hier beschriebenen Verfahrens;

Fig. 2 stellt die spektrometrisch gemessenen Blutzuckerwerte denen einer gleichzeitigen Messung mittel Blutzuckerteststreifen nach dem Stand der Technik gegenüber.

In Fig. 1 ist im oberen Bildbereich die Seitenansicht einer Messküvette dargestellt, wobei an einer Seite (hier dem Betrachter zugewandt) zwei Laserlichtquellen 10 und 14 sowie ein Temperaturfühler 12 angeordnet sind. Die Laserlichtquellen 10 und 14 sind vorzugsweise die Austrittsenden von Lichtleiterfasern, könnten aber auch Laserdioden sein, die vor Ort elektrisch versorgt werden. Im unten gezeigten Laborexperiment wurden durchstimmbare Laserquellen des Typs High Performance Tunable Laser TSL-510 SANTEC benutzt, was aber schon aus Kostengründen keine bevorzugte Ausgestaltung der Erfindung sein soll. Die Einstrahlleistung sollte in der hier beschriebenen Vorrichtung vorzugsweise bei 10 mW liegen.

Der Temperaturfühler 12 misst die Außentemperatur der Küvette. Diese kann ohne weiteres durch einmalige Kalibrierung zum Rückschluss auf die Bluttemperatur dienen. Jedoch ist darauf zu achten, dass die Messküvette mit Temperaturfühler 12 ge- gen Temperaturschwankungen sehr gut abgeschirmt ist. Bereits das öffnen eines

Fensters könnte sonst zu Fehlmessungen führen.

Eine Messküvette, die beispielsweise in die Zuleitungen eines Dialyse-Gerätes integriert wird, sollte aus einem für NIR-Licht durchlässigen Material (z.B. Quartzglas, Chalkogenid Infrarot (CIR) Glas) bestehen und wird typisch im Bereich der Verbindungen zu den Zuleitungen einen kreisförmigen Querschnitt von D = 4,2 -4,5 mm

Durchmesser aufweisen (vgl. Fig. 1). Im dazwischen befindlichen Durchleuchtungsbereich muss der Durchmesser in Durchstrahlrichtung auf etwa d= 2 mm verringert werden. Fig. 1 unten zeigt eine Querschnittsdarstellung, wobei eine Klemmspange 20 dazu verwendet wird, die abgeflachte Messküvette zu halten. Ebenfalls dargestellt sind die Laserquellen 10 und 14 sowie der Temperaturfühler 12 auf der einen Seite der Messküvette. Auf der gegenüber liegenden Seite der Messküvette ist wenigstens ein NIR-Detektor 16 angeordnet, der die transmittierte Strahlung misst. Es wurde konkret ein NFI-2053-FC-M 10 MHz InGaAs-Photoreceiver eingesetzt. Bevorzugt wird ein NIR-Laser mit Strahlteiler und frequenzverdoppelndem Medium, der gleichzeitig NIR-Licht mit 1560-1630 nm Wellenlänge sowie NIR-Licht mit der halben Wellenlänge emittiert zur Darstellung der wenigstens zwei NIR-Lichtquellen.

Fig. 1 stellt schließlich noch die rechnergestützte Datenerfassungs- und Auswerteeinheit 18 dar sowie eine Anzeige der ermittelten Werte für die Blutglukosekonzen- tration. Hierbei eignen sich beispielsweise die Highspeed Datenerfassungskarte

WAl-100-110 von Acquitec mit Abtastrate 20 MHz und Auflösung 12 Bit sowie die AcquiFlex Oszilloskop-, Waveform-Editor- und Logik-Analysator-Software. Die Vorrichtung verfährt wie zuvor beschrieben und erlaubt nun die kontinuierliche überwachung des Blutes.

Fig. 2 belegt anhand einiger Beispielmessungen an Menschenblut, dass die zur Nutzung der erfindungsgemäßen Vorrichtung und des Verfahrens erforderliche Kalibrierung ermittelt werden kann. Dafür werden zunächst Referenzwerte (z.B. mit dem kommerziellen Accu-Chek ® Blutzucker-Messgerät, besser aber mit sehr viel ge- naueren Analyse-Verfahren) an Probanden bestimmt. Auf der Abszisse sind die

„wahren" Blutzuckerwerte in Einheiten mg/dl aufgetragen, und die Ordinate zeigt den Logarithmus des Intensitätsverhältnisses R, wie es mit dem oben beschriebenen Verfahren an vom Arzt entnommenen Blutproben desselben Probanden bestimmt wird. Offenbar ordnen sich die „wahren" Werte - die allerdings selbst noch fehlerbe- haftet sein können - etwa entlang einer Trendgerade an. Diese Trendgerade kann - bei bekannter Bluttemperatur - als Kalibrierkurve zur übersetzung der spektrometri- schen Werte benutzt werden.

In Fig. 2 sind nur vorläufige erste Ergebnisse zu sehen. Die Kalibrierkurven sind für eine Vielzahl von Bluttemperaturen und selbstverständlich mit einer sehr viel größeren Zahl von Blutproben zu ermitteln.