DE4439900A1

DE4439900A1 - Measurement of glucose concn. in a biological sample

Info

Publication number: DE4439900A1
Application number: DE19944439900
Authority: DE
Inventors: Matthias Dipl Phys Essenpreis; Dirk Dr Dr Boecker; Alexander Dipl Phys D Knuettel
Original assignee: Boehringer Mannheim GmbH
Current assignee: Roche Diagnostics GmbH
Priority date: 1994-11-08
Filing date: 1994-11-08
Publication date: 1996-05-09

Abstract

For the analysis of the glucose concentration in a biological sample, part of the light from the light transmitter is passed through a reference path with a defined optical path length to the light receiver. The primary side measurement light path, the sample light path and the secondary measurement light path together give a defined optical path length. The secondary side measurement light path and the reference light path are brought together in front of the light receiver so that they interfere together, for the light receiver to measure an interference signal, which is evaluated to determine the glucose concentration.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Analyse von Glu cose in einer biologischen Probe sowie ein entsprechendes Glucosemeßgerät.The invention relates to a method for analyzing Glu cose in a biological sample as well as a corresponding Glucose meter.

Der Begriff "biologische Probe" bezeichnet eine Körper flüssigkeit oder ein Gewebe eines lebenden Organismus. Biologische Proben sind meist optisch heterogen, d. h. sie enthalten eine Vielzahl von Streuzentren, an denen einge strahltes Licht gestreut wird. Im Falle von biologischem Gewebe, insbesondere Hautgewebe, werden die Streuzentren von den Zellwänden und anderen in dem Gewebe enthaltenen Bestandteilen gebildet.The term "biological sample" refers to a body liquid or tissue of a living organism. Biological samples are mostly optically heterogeneous, i.e. H. she contain a variety of scattering centers, at which turned radiated light is scattered. In the case of organic Tissues, especially skin tissues, become the scattering centers from the cell walls and others contained in the tissue Ingredients formed.

Körperflüssigkeiten, insbesondere Blut, sind ebenfalls optisch heterogene biologische Proben, weil sie Partikel enthalten, an denen die Primärstrahlung gestreut wird. Auch Milch und andere in der Lebensmittelchemie zu unter suchende Flüssigkeiten enthalten vielfach eine hohe Kon zentration von Streuzentren, beispielsweise in Form von emulgierten Fetttröpfchen.Body fluids, especially blood, are also optically heterogeneous biological samples because they are particles included, on which the primary radiation is scattered. Milk and others in food chemistry too Liquids searching often contain a high con center of scattering centers, for example in the form of emulsified fat droplets.

Die Erfindung ist zur Analyse verhältnismäßig stark streuender, d. h. optischer heterogener biologischer Pro ben geeignet. Dies schließt jedoch nicht aus, daß mit ge eigneten Ausführungsformen der Erfindung auch optisch ho mogene (d. h. wenig oder praktisch gar nicht streuende) Proben analysiert werden können.The invention is relatively strong for analysis scattering, d. H. optical heterogeneous biological pro ben suitable. However, this does not exclude that with ge suitable embodiments of the invention also optically ho mogene (i.e. little or practically non-scattering) Samples can be analyzed.

Zur qualitativen und quantitativen analytischen Bestim mung von Komponenten solcher biologischen Proben werden im allgemeinen Reagenzien bzw. Reagenziensysteme einge setzt, die mit der jeweiligen Komponente chemisch reagie ren. Die Reaktion führt zu einer physikalisch nachweisba ren Änderung der Reaktionslösung, beispielsweise einer Änderung ihrer Farbe, die als Meßgröße gemessen werden kann. Durch Kalibration mit Standardproben bekannter Kon zentration wird eine Korrelation zwischen den bei unter schiedlichen Konzentrationen gemessenen Werten der Meß größe und der jeweiligen Konzentration bestimmt. Diese Verfahren ermöglichen Analysen mit hoher Genauigkeit und Empfindlichkeit, machen es jedoch erforderlich, eine flüssige Probe, insbesondere eine Blutprobe, zur Analyse dem Körper zu entnehmen ("Invasive Analyse"). Diese Pro benentnahme ist unangenehm und schmerzhaft und führt zu einem gewissen Infektionsrisiko.For qualitative and quantitative analytical determinations components of such biological samples generally reagents or reagent systems sets that chemically react with the respective component ren. The reaction leads to a physically verifiable ren change of the reaction solution, for example one Change in their color, which is measured as a measurand can. By calibration with standard samples of known con concentration becomes a correlation between those at under different concentrations measured values of the meas size and the respective concentration determined. These Procedures enable analyzes with high accuracy and Sensitivity, however, make it necessary liquid sample, especially a blood sample, for analysis from the body ("Invasive Analysis"). This pro Withdrawal is uncomfortable and painful and leads to a certain risk of infection.

Dies gilt vor allem, wenn eine Krankheit sehr häufige Analysen erforderlich macht. Das wichtigste Beispiel ist der Diabetes mellitus. Um schwere Folgeerkrankungen und kritische Zustände des Patienten zu vermeiden, ist es bei dieser Krankheit erforderlich, den Glucosegehalt des Blu tes sehr häufig oder sogar kontinuierlich zu bestimmen. This is especially true if an illness is very common Requires analysis. The main example is diabetes mellitus. To serious complications and to avoid critical conditions of the patient, it is with this disease, the glucose content of the Blu tes very often or even continuously.

Es sind deshalb bereits eine Vielzahl von Verfahren und Vorrichtungen vorgeschlagen worden, um Glucose in Blut, Gewebe oder anderen biologischen Proben in vivo und nicht-invasiv zu bestimmen.There are therefore a large number of processes and Devices have been proposed to reduce glucose in blood, Tissues or other biological samples in vivo and to be determined non-invasively.

Ein Überblick über physikochemische (reagenzienfreie) Be stimmungen von Glucose in vivo wird gegeben in:
J.D. Kruse-Jarres "Physicochemical Determinations of Glu cose in vivo", J. Clin. Chem. Clin. Biochem. 26 (1988), 201-208. Als nicht-invasive Verfahren werden dabei unter anderem die Kernspinresonanz (NMR, nuclear magnetic reso nance), Elektronenspinresonanz (ESR, electron spin reso nance) sowie die Infrarotspektroskopie genannt. Keines dieser Verfahren hat jedoch bis jetzt praktische Be deutung erlangen können. Teilweise sind extrem große und aufwendige Apparaturen erforderlich, die für die Routine analytik oder gar die Selbstkontrolle des Patienten (home monitoring) völlig ungeeignet sind.An overview of physicochemical (reagent-free) determinations of glucose in vivo is given in:
JD Kruse-Jarres "Physicochemical Determinations of Glucose in Vivo", J. Clin. Chem. Clin. Biochem. 26: 201-208 (1988). Nuclear magnetic resonance (NMR, nuclear magnetic resonance), electron spin resonance (ESR, electron spin resonance) and infrared spectroscopy are mentioned as non-invasive methods. However, none of these methods has so far been of practical importance. In some cases, extremely large and complex devices are required, which are completely unsuitable for routine analytics or even self-monitoring by the patient (home monitoring).

Die Erfindung bezieht sich auf eine Teilgruppe solcher Verfahren, bei denen Meßlicht von einem Lichtsender durch eine die Probe begrenzende Grenzfläche als Primärlicht in diese eingestrahlt und aus der biologischen Probe durch eine diese begrenzende Grenzfläche austretendes Licht von einem Lichtempfänger detektiert wird, um eine durch die Wechselwirkung mit der biologischen Probe (ohne Verwen dung von Reagenzien) veränderliche physikalische Eigen schaft des Lichts zu bestimmen, die mit der Konzentration von Glucose in der biologischen Probe korreliert. Ein solcher Verfahrenschritt wird nachfolgend als "Detektionsschritt" bezeichnet.The invention relates to a subset of such Procedures in which measuring light is emitted by a light transmitter an interface delimiting the sample as primary light in these are irradiated and taken from the biological sample a light emerging from this boundary a light receiver is detected by one by the Interaction with the biological sample (without use of reagents) changing physical properties shaft of light to determine that with concentration correlated by glucose in the biological sample. On such a step is subsequently called "Detection step" called.

Die in einem Detektionsschritt bestimmte (detektierte) mit der Glucosekonzentration korrelierende physikalische Eigenschaft des Lichtes, die man auch als "quantifizier barer Parameter" (englisch: quantifiable parameter) be zeichnen kann, wird nachfolgend einfachheitshalber als "Meßgröße" bezeichnet. Dieser Begriff darf aber nicht da hingehend verstanden werden, daß ein bestimmter Betrag der Meßgröße in einer entsprechenden Maßeinheit gemessen werden muß.The determined (detected) in a detection step physical correlating with the glucose concentration Property of light, which can also be quantified barer parameter "(English: quantifiable parameter) be can draw, is for simplicity's sake as "Measured variable" referred to. However, this term is not allowed be understood that a certain amount the measured variable in a corresponding unit of measurement must become.

Da die hier diskutierten Verfahren in der Regel keine Ab solutmessung der Glucosekonzentration ermöglichen, ist (ebenso wie bei den gebräuchlichen, auf chemischen Reak tionen basierenden Analyseverfahren) eine Kalibration er forderlich. Üblicherweise wird in mindestens einem Kali brationsschritt, der meßtechnisch in gleicher Weise wie der Detektionsschritt ausgeführt wird, die Meßgröße an einer biologischen Probe mit bekannter Glucosekonzentra tion bestimmt. Dabei kann die jeweilige Glucosekonzentra tion in der Probe mit irgendeinem vorbekannten Verfahren zur Bestimmung der absoluten Konzentration der Glucose ermittelt werden.Since the procedures discussed here are usually no Ab enable the solute measurement of the glucose concentration (just like the common chemical reac tion-based analysis methods) a calibration conducive. Usually in at least one potash metrological step in the same way as the detection step is carried out, the measured variable a biological sample with a known glucose concentration tion determined. The respective glucose concentration tion in the sample by any known method to determine the absolute concentration of glucose be determined.

In einem Auswerteschritt des Analyseverfahrens wird die Glucosekonzentration aus der Änderung der Meßgröße bei mindestens einem Detektionsschritt im Vergleich zu minde stens einem Kalibrationsschritt ermittelt. Der Auswerte schritt umfaßt einen Auswertealgorithmus, in dem die Glu cosekonzentration in vorbestimmter Weise aus den Ergeb nissen von mindestens einem Detektionsschritt ermittelt wird.In an evaluation step of the analysis process, the Glucose concentration from the change in the measured variable at least one detection step compared to minde determined at least one calibration step. The evaluation step includes an evaluation algorithm in which the Glu cos concentration in a predetermined manner from the results determined from at least one detection step becomes.

Die Wellenlängen des Lichts, die für solche Verfahren diskutiert werden, liegen allgemein zwischen etwa 300 nm und mehreren tausend nm, also im Spektralbereich zwischen dem nahen UV- und infrarotem Licht. Der Begriff "Licht" darf nicht als Einschränkung auf den sichtbaren Spektral bereich des Lichtes verstanden werden.The wavelengths of light required for such procedures are generally between about 300 nm and several thousand nm, i.e. in the spectral range between the near UV and infrared light. The term "light" must not be restricted to the visible spectrum area of light can be understood.

Nahezu alle bekannten Verfahren dieser Art basieren auf den Prinzipien der Spektroskopie. Grundlage ist dabei die Wechselwirkung des eingestrahlten Primärlichtes mit Vi brations- und Rotationszuständen der zu analysierenden Moleküle. Die Meßgröße ist dabei die Lichtintensität I, deren Abnahme durch Absorption in der biologischen Probe in Abhängigkeit von der Wellenlänge L bestimmt wird. Üb licherweise wird die Schwächung des Lichts als Absorption E(L) = lg [I(L)/I₀(L)) ausgedrückt, wobei I die Intensi tät des Sekundärlichtes und I₀ die Intensität des Primär lichtes bezeichnen.Almost all known methods of this type are based on the principles of spectroscopy. The basis is the Interaction of the incident primary light with Vi states of rotation and rotation of the analyzed Molecules. The measurand is the light intensity I, their decrease by absorption in the biological sample depending on the wavelength L is determined. Practice The weakening of light is called absorption E (L) = lg [I (L) / I₀ (L)), where I is the intensi act of the secondary light and I₀ the intensity of the primary denote light.

Die Vibrations- und Rotations-Grundzustände der Glucose befinden sich im IR-Bereich bei Wellenlängen von mehr als 2500 nm. Sie können wegen der starken Absorption des in biologischen Proben stets in hoher Konzentration gegen wärtigen Wassers nicht für die nicht-invasive Analyse von Glucose verwendet werden. Im Bereich des nahen Infrarot (NIR) ist die Absorption des Wassers geringer (sogenann tes "Wasser-Transmissionsfenster"). Die spektrale Analyse von Glucose in diesem Bereich basiert auf der Absorption durch Obertöne (overtones) und Kombinationsschwingungen der Vibrations- und Rotationsgrundzustände des Glucose moleküls (vgl. vorstehend zitierter Artikel von Kruse-Jarres und EP-A-0 426 358).The vibration and rotation ground states of glucose are in the IR range at wavelengths greater than 2500 nm. Because of the strong absorption of the in biological samples always in high concentration against not use water for the non-invasive analysis of Glucose can be used. In the near infrared range (NIR) the absorption of water is lower (so-called tes "water transmission window"). The spectral analysis of glucose in this area is based on absorption through overtones and combination vibrations the vibration and rotation ground states of glucose moleküls (cf. article by Kruse-Jarres and EP-A-0 426 358).

Die praktische Realisierung eines nicht-invasiven Glucose-Sensors auf Basis dieser Prinzipien verursacht außerordentlich große Schwierigkeiten. Das Nutzsignal (die Änderung des Absorptionsspektrums in Abhängigkeit von einer Änderung der Glucosekonzentration) ist sehr ge ring im Vergleich zu Störsignalen, die insbesondere von der spektralen Absorption von Wasser und anderen stark absorbierenden Komponenten resultieren. Außerdem bildet die starke Streuung im Gewebe oder Blut einen großen Störfaktor.The practical implementation of a non-invasive Glucose sensor caused based on these principles extraordinarily great difficulties. The useful signal (the change in the absorption spectrum depending of a change in the glucose concentration) is very ge ring compared to interference signals, in particular from the spectral absorption of water and others strong absorbent components result. Also forms the strong scatter in tissue or blood a large Disruptive factor.

Zur Lösung dieses Problems wurden zahlreiche unterschied liche Versuche unternommen. Vielfach sollen dabei die Störeinflüsse durch eine geeignete Wahl der Meßwellen länge in Verbindung mit einer Differenzmessung eliminiert werden. Weit verbreitet ist vor allem die "Zwei-Wellen längen-Spektroskopie", bei der eine erste Meßwellenlänge so gewählt ist, daß die Glucose möglichst stark ab sorbiert, während eine zweite Wellenlänge als Referenz wellenlänge so gewählt ist, daß die Lichtabsorption mög lichst wenig von der Glucosekonzentration abhängt. Solche oder ähnliche Verfahren sind beispielsweise Gegenstand der EP-A-0 160 768, der WO 93/00856 und des US-Patentes 5,028,787.Numerous distinctions have been made to solve this problem attempts made. In many cases, the Interference due to a suitable choice of measuring waves length in connection with a differential measurement eliminated will. The "two waves" is particularly widespread length spectroscopy ", in which a first measuring wavelength is chosen so that the glucose decreases as much as possible sorbed while a second wavelength for reference wavelength is chosen so that light absorption is possible as little as possible depends on the glucose concentration. Such or similar processes, for example, are the subject EP-A-0 160 768, WO 93/00856 and the US patent 5,028,787.

In der europäischen Patentschrift 0 074 428 ist ein Ver fahren und eine Vorrichtung zur quantitativen Bestimmung von Glucose durch Laser-Lichtstreuung beschrieben. Dabei wird davon ausgegangen, daß die Glucosemoleküle einen durch die Lösung transmittierten Lichtstrahl streuen und daß sich daraus die Glucosekonzentration ableiten läßt. Entsprechend dieser Theorie wird die Raumwinkelverteilung der aus einer Untersuchungsküvette oder einem untersuch ten Körperteil austretenden transmittierten Lichtintensi tät als mit der Glucosekonzentration korrelierende Meß größe verwendet. Insbesondere wird die Intensität des transmittierten Lichtes in einem Winkelbereich, in dem die Änderung in Abhängigkeit von der Glucosekonzentration möglichst groß ist, gemessen und in Beziehung zu der an dem Zentralstrahl, welcher die Probe in gerader Richtung durchdringt, gemessenen Intensität gesetzt. In European patent specification 0 074 428 a Ver drive and a device for quantitative determination of glucose described by laser light scattering. Here it is assumed that the glucose molecules have a scatter light beam transmitted through the solution and that the glucose concentration can be derived from this. According to this theory, the solid angle distribution that from an examination cell or an examination transmitted light intensity emerging from the body part act as a correlation with the glucose concentration size used. In particular, the intensity of the transmitted light in an angular range in which the change depending on the glucose concentration is as large as possible, measured and in relation to that the central beam, which is the sample in a straight direction penetrates, measured intensity set.

Trotz dieser Bemühungen ist es bisher nicht gelungen, einen praktisch funktionsfähigen nicht-invasiven Glucose sensor zur Verfügung zu stellen.Despite these efforts, it has so far not been possible a practically functional non-invasive glucose to provide sensor.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren für die analytische Bestimmung von Glucose in einer bio logischen Probe zur Verfügung zu stellen, welches reagen zienfrei und nicht-invasiv arbeitet und eine gute Analy segenauigkeit, zum Beispiel für die Beobachtung der Ände rung der Analytkonzentration (Verlaufskontrolle) über einen ausreichenden Zeitraum, ermöglicht.The invention has for its object a method for the analytical determination of glucose in a bio logical sample to provide which reagent Ace-free and non-invasive works and a good analy blessing, for example for observing the changes tion of the analyte concentration (monitoring) a sufficient period of time.

Die Aufgabe wird bei einem Verfahren, welches mindestens einen Detektionsschritt und einen Auswerteschritt im Sinne der vorstehenden Erläuterungen umfaßt, dadurch ge löst, daß ein Teil des von dem Lichtsender abgestrahlten Lichts auf einem Referenzlichtweg mit einer definierten optischen Lichtweglänge dem Lichtempfänger zugeführt wird, der aus dem primärseitigen Meßlichtweg, dem Proben lichtweg und dem sekundärseitigen Meßlichtweg bestehende Gesamtmeßlichtweg eine definierte optische Lichtweglänge hat, der sekundärseitige Probenlichtweg und der Referenz lichtweg vor dem Lichtempfänger derartig zusammengeführt werden, daß das Sekundärlicht und das Referenzlicht mit einander interferieren, wobei der Lichtempfänger ein In terferenzsignal mißt und das Interferenzsignal in dem Auswerteschritt zur Ermittlung der Glucosekonzentration verwendet wird.The task is carried out in a process which at least a detection step and an evaluation step in The meaning of the above explanations includes, thereby ge triggers that part of that emitted by the light transmitter Light on a reference light path with a defined one optical light path length supplied to the light receiver is that from the primary-side measuring light path, the sample existing light path and the secondary measurement light path Total measuring light path a defined optical light path length the secondary-side sample light path and the reference Lichtweg merged in front of the light receiver be that the secondary light and the reference light with interfere with each other, with the light receiver an In interference signal measures and the interference signal in the Evaluation step to determine the glucose concentration is used.

Gegenstand der Erfindung ist darüber hinaus ein Glucose meßgerät zur analytischen Bestimmung der Konzentration von Glucose in einer biologischen Probe, umfassend einen Lichtsender zur Erzeugung von Meßlicht, in einer defi nierten Position bezüglich der biologischen Probe posi tionierte Lichteinstrahlungsmittel, mit einer Lichtöff nung, durch die das Meßlicht durch eine Grenzfläche der Probe in die biologische Probe eingestrahlt wird, einen primärseitigen Meßlichtweg, der den Lichtsender und die Grenzfläche verbindet, in einer definierten Position be züglich der biologischen Probe positionierbare Lichtauf nahmemittel für nach Wechselwirkung mit der Probe an ei ner Grenzfläche aus dieser austretendes Meßlicht und einen sekundärseitigen Probenlichtweg, der die Grenzflä che, an der das Meßlicht aus der Probe austritt, mit ei nem Lichtempfänger verbindet, welches dadurch gekenn zeichnet ist, daß der Lichtsender und der Lichtempfänger über einen Referenzlichtweg, der eine definierte optische Weglänge hat, miteinander verbunden sind, und in dem se kundärseitigen Probenlichtweg ein optischer Koppler ange ordnet ist, durch den der sekundärseitige Meßlichtweg und der Referenzlichtweg so zusammengeführt werden, daß sie an der gleichen Stelle auf den Lichtempfänger auftreffen und ein Interferenzsignal erzeugen.The invention also relates to a glucose measuring device for analytical determination of concentration of glucose in a biological sample comprising one Light transmitter for generating measuring light, in a defi position regarding the biological sample posi tioned light irradiation means, with a light opening through which the measuring light through an interface of the A sample is irradiated into the biological sample primary-side measuring light path, the light transmitter and the Interface connects, in a defined position light that can be positioned in relation to the biological sample means for egg after interaction with the sample ner interface emerging from this measuring light and a secondary-side sample light path that defines the interface che at which the measuring light emerges from the sample with ei connects a light receiver, which is known is that the light transmitter and the light receiver via a reference light path that has a defined optical Path length, are interconnected, and in which se An optical coupler is attached to the sample light path on the secondary side is arranged through which the secondary measuring light path and the reference light path are merged so that they hit the light receiver in the same place and generate an interference signal.

Ein wesentliches Element der Erfindung ist die Erkennt nis, daß für die Analyse von Glucose wesentliche Informa tionen aus der Interferenz des Meßlichtes mit einem auf einem definierten Lichtweg, der nicht durch die Probe führt, verlaufenden Referenzlichtstrahl gewonnen werden können. Um ein Interferenzsignal im Sinne der Erfindung zu erzeugen, sind folgende grundlegenden meßtechnischen Voraussetzungen zu beachten.Detection is an essential element of the invention nis that essential information for the analysis of glucose tion from the interference of the measuring light with one a defined light path that does not pass through the sample leads, running reference light beam can be obtained can. An interference signal in the sense of the invention The following basic measurement technology are to be generated Requirements to be observed.

Interferenz setzt voraus, daß die interferierenden Teil strahlen kohärent sind. Für besonders wichtige Ausfüh rungsformen der Erfindung ist Licht mit kurzer Kohärenz länge besonders bevorzugt, wobei insbesondere eine Leuchtdiode oder eine Superlumineszenzdiode als Lichtsen der verwendet wird. Interference presupposes that the interfering part rays are coherent. For particularly important designs Forms of the invention is light with short coherence length particularly preferred, in particular one Light-emitting diode or a superluminescent diode as a light sensor that is used.

Das Meßlicht und das Referenzlicht werden von dem glei chen Lichtsender abgestrahlt und von dem gleichen Licht empfänger (Detektor) detektiert. Üblicherweise werden bei Interferenzanordnungen optische Koppler verwendet, um das von einem Lichtsender ausgehende Licht in einen Referenz lichtstrahl und in einen Meßlichtstrahl zu teilen und vor dem Lichtempfänger wieder zusammenzuführen.The measuring light and the reference light are from the same Chen light transmitter emitted and from the same light receiver (detector) detected. Usually at Interference arrangements used optical couplers to the light emitted by a light transmitter into a reference beam of light and to divide into a measuring beam and before to bring the light receiver back together.

Der Gesamtmeßlichtweg (bestehend aus dem primärseitigen Meßlichtweg von dem Lichtsender zu der Proben-Grenzflä che, dem von dem Meßlicht in der Probe zurückgelegten Probenlichtweg und dem sekundärseitigen Meßlichtweg von der Probengrenzfläche, an der das Meßlicht aus der Probe austritt, bis zu dem Lichtempfänger) und der Referenz lichtweg müssen jeweils eine definierte optische Licht weglänge haben. Eine "definierte Lichtweglänge" in diesem Sinne ist Voraussetzung dafür, daß die meßtechnische Er fassung und Auswertung von Interferenzerscheinungen mög lich ist. Die Lichtwege sollen während der Messung entwe der konstant sein oder sich nur in kontrollierter Weise ändern.The total measuring light path (consisting of the primary side Measuring light path from the light transmitter to the sample interface che, the distance covered by the measuring light in the sample Sample light path and the secondary measurement light path from the sample interface at which the measuring light from the sample emerges up to the light receiver) and the reference light path must each have a defined optical light have path length. A "defined light path length" in this Senses is a prerequisite for the metrological Er detection and evaluation of interference phenomena possible is. The light paths should escape during the measurement which can be constant or just in a controlled manner to change.

Die optische Lichtweglänge ist der Weg der Photonen unter Berücksichtigung der Gruppengeschwindigkeit im Medium. In einem homogenen Medium entspricht die optische Licht weglänge l_o dem Produkt aus dem Brechungsindex n und der geometrischen Lichtweglänge l_g (l_o = n · l_g).The optical light path length is the path of the photons taking into account the group speed in the medium. In a homogeneous medium, the optical light path length l _o corresponds to the product of the refractive index n and the geometric light path length l _g (l _o = n · l _g ).

Als Interferenzsignal im Sinne der Erfindung ist ein von dem Lichtempfänger erzeugtes elektrisches Signal bzw. ein Signalanteil anzusehen, das bzw. der davon abhängig ist, daß das Meßlicht und das Referenzlicht interferieren. Ein Interferenzsignal wird also nur gemessen, wenn an dem Meßort (der lichtempfindlichen Fläche des Lichtempfän gers) Interferenz der beiden Lichtanteile auftritt.As an interference signal in the sense of the invention is one of an electrical signal generated by the light receiver or View signal portion that is dependent on that the measuring light and the reference light interfere. On Interference signal is therefore only measured if on the Measurement site (the light-sensitive area of the light receiver gers) interference of the two light components occurs.

Um in interferometrischen Meßverfahren den auf Interfe renz zurückzuführenden Anteil des Detektorsignals mög lichst isoliert zu erfassen, ist es üblich, mit einer Mo dulation zu arbeiten, durch die die optische Lichtweg länge in mindestens einem der Lichtwege (Referenzlichtweg oder Meßlichtweg) moduliert wird. Gebräuchlich ist bei spielsweise die Modulation mit Hilfe eines piezoelek trischen Übertragers (piezoelectric transducer, PZT). Die Modulation führt zu einer oszillierenden geringfügigen Veränderung der Lichtweglänge (mit einer Längenänderung, die in der Regel kleiner als die Wellenlänge des Lichtes ist und einer Frequenz, die üblicherweise bei einigen zig Kilohertz liegt). Diese Lichtweglängen-Modulation in Ver bindung mit der Interferenz führt zu einer AC-Komponente mit der Modulationsfrequenz im Signal des Lichtempfän gers, das mit üblichen frequenzselektiven Meßverfahren (beispielsweise mit dem Lock-In-Prinzip) selektiv ver stärkt und gemessen werden kann. "Messen" bedeutet in diesem Zusammenhang die reproduzierbare meßtechnische Be stimmung einer dem Interferenzsignal entsprechenden elek trischen Größe. Eine Absolutmessung im Sinne einer Zuord nung zu einer Maßeinheit ist in der Regel nicht notwen dig.In order to use the Interfe limit portion of the detector signal to be returned To capture as isolated as possible, it is common to use a Mo dulation to work through the optical light path length in at least one of the light paths (reference light path or measuring light path) is modulated. Is used for for example the modulation with the aid of a piezoelectric trical transformer (piezoelectric transducer, PZT). The Modulation leads to an oscillating slight Change in light path length (with a change in length, which are usually smaller than the wavelength of light is and a frequency that is usually at a few tens Kilohertz lies). This light path length modulation in Ver binding with the interference leads to an AC component with the modulation frequency in the signal of the light receiver gers, the usual frequency-selective measurement method (for example with the lock-in principle) selectively ver strengthens and can be measured. "Measure" means in this context, the reproducible metrological loading tuning an elec. corresponding to the interference signal size. An absolute measurement in the sense of an assignment There is usually no need for a unit of measurement dig.

Interferometrische Meßverfahren sind für andere Anwen dungszwecke bekannt und vielfach verwendet worden. Dies gilt insbesondere auch für die Interferometrie unter Ver wendung von Lichtsendern mit kurzer Kohärenzlänge, die auch als Niederkohärenz-Interferometrie (Low Coherence Interferometry, LCI) bezeichnet wird. Verwiesen sei bei spielsweise auf folgende Publikationen:Interferometric measurement methods are for other uses purposes and have been widely used. This also applies in particular to interferometry under Ver use of light transmitters with a short coherence length, the also as low coherence interferometry (Low Coherence Interferometry, LCI) is called. Please refer to for example on the following publications:

Danielson et al: "Guided-wave reflectometry with micrometer resolution", Applied Optics, 26 (1987), 2836-2842
Takada et al: "New measurement system for fault loca tion in optical waveguide devices based on an inter ferometric technique", Applied Optics, 26 (1987), 1603-1606
Schmitt et al: "Measurement of Optical Properties of Biological Tissues by Low-Coherence Reflectometry", Applied Optics, 32 (1993), 6032-6042
WO 92/19930.Danielson et al: "Guided-wave reflectometry with micrometer resolution", Applied Optics, 26 (1987), 2836-2842
Takada et al: "New measurement system for fault location in optical waveguide devices based on an inter ferometric technique", Applied Optics, 26 (1987), 1603-1606
Schmitt et al: "Measurement of Optical Properties of Biological Tissues by Low-Coherence Reflectometry", Applied Optics, 32 (1993), 6032-6042
WO 92/19930.

In diesen Publikationen werden sowohl technische Objekte (Lichtleitfasern für Informationsübertragungssysteme) als auch biologische Gewebe auf ihre optischen Eigenschaften untersucht bzw. in dem letztgenannten Fall in Form eines dreidimensionalen Bildgebungsverfahrens dargestellt. Die Publikationen (vor allem die WO 92/19930) enthalten eine Vielzahl von meßtechnischen Einzelheiten, die auch bei der vorliegenden Erfindung vorteilhaft verwendet werden können und auf die hier vollinhaltlich Bezug genommen wird. Ein Hinweis auf die Möglichkeit der Analyse der Konzentration von Komponenten biologischer Proben, insbe sondere der Glucosekonzentration, ist den Publikationen nicht zu entnehmen.In these publications both technical objects (Optical fibers for information transmission systems) as also biological tissues on their optical properties examined or in the latter case in the form of a three-dimensional imaging method. The Publications (especially WO 92/19930) contain one Variety of metrological details, also at of the present invention can be used advantageously can and to which reference is made here in full becomes. A reference to the possibility of analyzing the Concentration of components of biological samples, esp the publications, in particular the concentration of glucose not to be removed.

Das Interferenzsignal kann in dem Auswerteschritt auf un terschiedliche Weise zur Ermittlung der Glucosekonzentra tion verwendet werden. Insbesondere sind die nachfolgend erläuterten drei Verfahrensweisen bevorzugt, wobei nähere Erklärungen anhand bevorzugter Ausführungsformen im Zu sammenhang mit der Beschreibung der Figuren gegeben wer den.The interference signal can be set to un in the evaluation step Different ways of determining the glucose concentration tion can be used. In particular, the following are explained three procedures preferred, being closer Explanations based on preferred embodiments in Zu given in connection with the description of the figures the.

Das erste und nach derzeitigem Kenntnisstand der Erfinder aussichtsreichste dieser Verfahren geht von der Erkennt nis aus, daß der optische Weg von Photonen innerhalb ei ner biologischen Probe (die man auch als Matrix bezeich nen kann) in einem analytisch nutzbaren Ausmaß von der Glucosekonzentration abhängt. Mit Hilfe des interferome trischen Verfahrens läßt sich mit hoher Genauigkeit eine Meßgröße bestimmen, die der Gruppengeschwindigkeit des Lichts in der Probe oder mit anderen Worten dem Bre chungsindex der Probe entspricht. Wie dies geschehen kann, wird anhand der Figuren weiter unten erläutert.The first and according to the current state of knowledge of the inventors The most promising of these methods is based on the recognizes nis that the optical path of photons within ei a biological sample (also called a matrix can) to an analytically usable extent from the Depends on glucose concentration. With the help of the interferome trical method can be with high accuracy Determine measurand that the group speed of the Light in the sample or in other words the bre index of the sample. How to do this can be explained with reference to the figures below.

Bei einer zweiten Verfahrensweise wird eine Meßgröße er faßt, die einer Änderung des Streuquerschnittes streuen der Teilchen in der biologischen Probe entspricht. Zu diesem Zweck wird eine Reflexionsanordnung verwendet, bei der aus der Probe reflektiertes Licht in den sekundärsei tigen Meßlichtweg eintritt. Geometrisch ausgedrückt be findet sich der primärseitige Meßlichtweg und der sekun därseitige Meßlichtweg in dem gleichen von einer Grenz fläche der Probe definierten Halbraum, wobei in der Re flexions-Interferometrie üblicherweise die gleichen opti schen Elemente den primärseitigen und den sekundärseiti gen Meßlichtweg bilden, d. h. aus der Probe in den glei chen Meßlichtweg zurückreflektiertes Licht erfaßt wird. Außerdem ist es bei diesem Verfahren erforderlich, einen Lichtsender mit kurzer Kohärenzlänge zu verwenden. Um eine dem Streuquerschnitt entsprechende, für die Glucose konzentration charakteristische Meßgröße zu bestimmen, wird die Relation der Lichtweglänge des Probenlichtweges im Verhältnis zu der Lichtweglänge des Referenzlichtweges auf unterschiedliche Werte eingestellt. Dies kann durch Veränderung der Länge des Probenlichtweges und/oder des Referenzlichtweges geschehen, wobei die Änderung des Re ferenzlichtweges konstruktiv einfacher und deswegen be vorzugt ist. Die Relation der optischen Weglängen wird dabei so eingestellt, daß das Interferenzsignal Reflexio nen in unterschiedlichen Tiefen der Probe entspricht, wo bei die Konzentration der Glucose aus der Abhängigkeit des Interferenzsignals von der Relation der optischen Weglängen (d. h. von der Tiefe der Probe, aus der das Meß licht reflektiert wurde) ermittelt wird.In a second procedure, it becomes a measured variable that spread a change in the scattering cross-section of the particles in the biological sample. To a reflection arrangement is used for this purpose the light reflected from the sample into the secondary egg measurement light path occurs. Expressed geometrically there is the primary-side measuring light path and the sekun Därseiten measuring light path in the same from a limit area of the sample defined half space, where in the Re flexion interferometry usually the same opti elements on the primary side and the secondary side form towards measuring light path, d. H. from the sample to the same Chen measuring light path is reflected back light. In addition, this method requires one Use light transmitter with short coherence length. Around one corresponding to the cross-section for the glucose to determine the characteristic characteristic quantity, becomes the relation of the light path length of the sample light path in relation to the light path length of the reference light path set to different values. This can be done by Change the length of the sample light path and / or the Reference light path happen, the change of Re ferenzlichtweses constructively easier and therefore be is preferred. The relation of the optical path lengths is adjusted so that the interference signal Reflexio at different depths of the sample corresponds to where at the concentration of glucose from the dependency of the interference signal from the relation of the optical Path lengths (i.e. from the depth of the sample from which the measurement light was reflected) is determined.

Bei einer dritten Verfahrensweise wird ähnlich wie bei den weiter oben erläuterten spektroskopischen Verfahren die Wellenlängenabhängigkeit der optischen Absorption als Meßgröße bestimmt. Im Rahmen der Erfindung wird der In formationsgehalt des Referenzsignals genutzt, um die op tische Weglänge des Lichts in der Probe zu bestimmen. Da durch werden Meßfehler vermieden, die bei den bisherigen Verfahren vor allem auf Unsicherheiten hinsichtlich der Länge des Lichtweges in der Probe zurückzuführen waren.A third procedure is similar to the spectroscopic method explained above the wavelength dependence of the optical absorption as Measured variable determined. In the context of the invention, the In formation content of the reference signal used to the op to determine the path length of the light in the sample. There by measuring errors are avoided, which in the previous Procedures mainly based on uncertainties regarding the Length of the light path in the sample.

Die Erfindung wird im folgenden anhand von in den Figuren dargestellten Ausführungsbeispielen näher erläutert, es zeigen:The invention is described below with reference to the figures illustrated embodiments explained, it demonstrate:

Fig. 1 ein schematisches Blockdiagramm eines für die Erfindung verwendbaren Reflexions-Interferome ters, Fig. 1 is a schematic block diagram of a usable for the invention reflection Interferome ters,

Fig. 2 ein schematisches Blockdiagramm eines für die Erfindung verwendbaren Transmissions-Interfero meters, Fig. 2 is a schematic block diagram of a usable for the invention, transmission interferometry meters,

Fig. 3 eine stark schematisierte Querschnittsdarstel lung des Auges zur Erläuterung einer Ausfüh rungsform der Erfindung, Fig. 3 is a highly schematic Querschnittsdarstel development of the eye for explanation of one embodiment of the invention,

Fig. 4 eine zu Fig. 4 analoge Darstellung von einem experimentellen Modell der Vorderkammer des Au ges, Fig. 4 is a view analogous to Fig. 4 Preparation of an experimental model of anterior chamber of the Au ges,

Fig. 5a und 5b zwei Interferogramme eines mit dem Experimentalmodell gemäß Fig. 4 durchgeführten Experimentes, FIGS. 5a and 5b two interferograms of a process performed using the experimental model of FIG. 4 experiment

Fig. 6a und 6b durch Fouriertransformation erzeugte Phase-Frequenz-Diagramme zu den Meßergebnissen gemäß Fig. 5a und 5b, Figs. 6a and 6b generated by Fourier transformation phase-frequency diagrams to the measurement results shown in Fig. 5a and 5b,

Fig. 7 eine graphische Darstellung der Korrelation der experimentell bestimmten Meßgröße (Phase-Slope- Difference) mit der Glucosekonzentration. Fig. 7 is a graphical representation of the correlation of the experimentally determined variable (Phase Slope- Difference) with the glucose concentration.

Fig. 1 zeigt den prinzipiellen Aufbau eines erfindungsge mäßen Kurzkohärenz-Reflexions-Interferometers 1 (short coherence reflection interferometer, nachfolgend auch als SCRI bezeichnet). Es hat einen Lichtsenderarm 3, einen Probenarm 4, einen Referenzarm 5 und einen Detektorarm 6, die durch einen Lichtkoppler 7 miteinander verbunden sind. Fig. 1 shows the basic structure of a short coherence reflection interferometer 1 according to the invention (short coherence reflection interferometer, hereinafter also referred to as SCRI). It has a light transmitter arm 3 , a sample arm 4 , a reference arm 5 and a detector arm 6 , which are connected to one another by a light coupler 7 .

In der dargestellten bevorzugten Ausführungsform ist das Interferometer 1 faseroptisch aufgebaut, d. h. die Licht wege des Interferometers werden durch Monomode-Lichtleit fasern (single mode optical fibers) gebildet und der Lichtkoppler ist ein faseroptischer Koppler.In the preferred embodiment shown, the interferometer 1 is constructed fiber optically, ie the light paths of the interferometer are formed by single-mode optical fibers (single mode optical fibers) and the light coupler is a fiber optic coupler.

Das von einem Halbleiter-Lichtsender 10, vorzugsweise ei ner Superlumineszenzdiode, abgestrahlte Meßlicht, welches eine kurze Kohärenzlänge (und zugleich entsprechend große spektrale Bandbreite) hat, wird in einen Eingang des op tischen Kopplers 7 eingekoppelt. Über den Probenarm 4 wird das Meßlicht zu insgesamt mit 11 bezeichneten Ein strahlungsmitteln geleitet. Die Einstrahlungsmittel 11 umfassen einen Meßkopf 13 und eine Lichtöffnung 12, durch die das Meßlicht in die Probe 14 eingestrahlt wird. Die Grenzfläche, durch die das Licht in die Probe eindringt, ist mit 15 bezeichnet.The measuring light emitted by a semiconductor light transmitter 10 , preferably egg ner superluminescent diode, which has a short coherence length (and at the same time a correspondingly large spectral bandwidth) is coupled into an input of the optical coupler 7 . Via the sample arm 4 , the measuring light is guided to a total of 11 radiation means. The irradiation means 11 comprise a measuring head 13 and a light opening 12 through which the measuring light is irradiated into the sample 14 . The interface through which the light penetrates the sample is denoted by 15.

In einem besonders wichtigen Anwendungsfall ist die Probe menschliches Hautgewebe, insbesondere an der Fingerbeere, der Oberbauchdecke, der Lippe, der Zunge, dem inneren Oberarm oder es ist das Gewebe der Skleren, wobei die Gewebeoberfläche die Grenzfläche 15 bildet. Soweit die biologische Probe eine Flüssigkeit (insbesondere Blut) ist, die sich in einem optisch transparenten Gefäß (Küvette) befindet, ist als Grenzfläche der biologischen Probe die Grenzfläche zwischen der Flüssigkeit und der inneren von der Flüssigkeit benetzten Gefäßwand anzuse hen. Nachfolgend wird ohne Beschränkung der Allgemeinheit auf Hautgewebe als Probe Bezug genommen.In a particularly important application, the sample is human skin tissue, in particular on the fingertip, the upper abdominal wall, the lip, the tongue, the inner upper arm or it is the tissue of the sclera, the tissue surface forming the interface 15 . Insofar as the biological sample is a liquid (in particular blood), which is located in an optically transparent vessel (cuvette), the interface between the liquid and the inner wall of the vessel wetted by the liquid can be seen as the interface of the biological sample. In the following, reference is made to skin tissue as a sample without restriction of generality.

Das in die Probe auf einem Probenlichtweg 16 eindringende Meßlicht wird von einem symbolisch dargestellten Streu zentrum 17 in Richtung auf den Meßkopf 13 reflektiert. Das dabei in die Lichtöffnung 12 des Meßkopfes 13 ein fallende Licht gelangt über den Probenarm 4 zurück zu dem Lichtkoppler 7.The measuring light penetrating into the sample on a sample light path 16 is reflected by a symbolically represented scattering center 17 in the direction of the measuring head 13 . The light falling into the light opening 12 of the measuring head 13 passes back via the sample arm 4 to the light coupler 7 .

Auf der Ausgangsseite des Lichtkopplers 7 ist auch der Referenzarm 5 angeschlossen, durch den ein Anteil der von der Lichtquelle 10 in den Lichtkoppler 7 eingestrahlten Lichtenergie einer insgesamt mit 19 bezeichneten Reflek toranordnung zugeführt wird. Sie enthält einen in der op tischen Achse beweglichen Reflektor 20 (Spiegel), der das auftreffende Licht in die entgegengesetzte Raumrichtung zurückreflektiert. Der Reflektor 20 ist in Richtung der optischen Achse beweglich, wobei im dargestellten Bei spielsfall als Bewegungseinrichtung 21 ein Linearantrieb dient. On the output side of the light coupler 7 , the reference arm 5 is also connected, through which a portion of the light energy radiated from the light source 10 into the light coupler 7 is supplied to a reflector assembly, generally designated 19 . It contains a reflector 20 (mirror) movable in the optical axis, which reflects the incident light back in the opposite spatial direction. The reflector 20 is movable in the direction of the optical axis, a linear drive serving as the movement device 21 in the example shown.

Das von der Probe 14 und dem Reflektor 20 reflektierte Licht wird in dem Lichtkoppler 7 zusammengeführt und ge langt über den Detektorarm 6 zu einem Lichtempfänger 23. Durch die gleichzeitige Anwesenheit des Meßlichtes und des Referenzlichtes im gleichen Raumelement ist (z. B. an der Detektoroberfläche) die räumliche Kohärenzbedingung erfüllt. Interferenz tritt ein, wenn die beiden in dem Detektorarm 7 transportierten Lichtanteile auch zeitlich kohärent sind.The light reflected by the sample 14 and the reflector 20 is brought together in the light coupler 7 and reaches over the detector arm 6 to a light receiver 23 . Due to the simultaneous presence of the measuring light and the reference light in the same spatial element (e.g. on the detector surface), the spatial coherence condition is fulfilled. Interference occurs when the two light components transported in the detector arm 7 are also coherent in time.

Der primärseitige Meßlichtweg 22, auf dem das Meßlicht in die Probe 14 eingestrahlt wird, besteht bei der Ausfüh rungsform gemäß Fig. 1 also aus dem Lichtsenderarm 3 und dem Probenarm 4, während der sekundärseitige Meßlichtweg aus dem Probenarm 4 und dem Detektorarm 6 besteht. Der insgesamt mit 26 bezeichnete Referenzlichtweg wird von dem Lichtsenderarm 3, dem Referenzarm 5 und dem Detek torarm 6 gebildet. Bei der dargestellten Ausführungsform stimmt also der primärseitige Meßlichtweg 22 und der se kundärseitige Meßlichtweg 24 teilweise (nämlich zwischen dem optischen Koppler 7 und der Grenzfläche 15) überein, so daß beide Lichtwege durch die gleichen optischen Bau elemente verlaufen.The primary-side measuring light path 22 , on which the measuring light is irradiated into the sample 14 , in the embodiment shown in FIG. 1 thus consists of the light transmitter arm 3 and the sample arm 4 , while the secondary-side measuring light path consists of the sample arm 4 and the detector arm 6 . The reference light path designated overall by 26 is formed by the light transmitter arm 3 , the reference arm 5 and the detector arm 6 . In the illustrated embodiment, therefore, the primary-side measuring light path 22 and the secondary-side measuring light path 24 partially match (namely between the optical coupler 7 and the interface 15 ), so that both light paths run through the same optical construction elements.

Voraussetzung für eine meßtechnische Nutzung der Interfe renz im Sinne der vorliegenden Erfindung ist, daß der von dem primärseitigen Meßlichtweg 22, dem Probenlichtweg 16 und dem sekundärseitigen Meßlichtweg 24 gebildete Gesamt meßlichtweg und der Referenzlichtweg 26 jeweils eine de finierte Länge haben. Für den bevorzugten Fall, daß der Lichtsender 10 eine kurze Kohärenzlänge (von vorzugsweise weniger als 50 µm, besonders bevorzugt weniger als 10 µm) hat, ist darüberhinaus Voraussetzung für Interferenz, daß die optischen Lichtweglängen des Gesamtmeßlichtweges und des Referenzlichtweges gleich groß sind. Andernfalls ist die erforderliche zeitliche Kohärenz der Lichtanteile nicht gegeben. In der dargestellten Ausführungsform be deutet dies, daß der optische Lichtweg von dem optischen Koppler 7 durch den Probenarm 4 bis zu dem reflektieren den Streuzentrum 17 einerseits und von dem optischen Koppler 7 durch den Referenzarm 5 bis zu dem Reflektor 20 andererseits gleich groß sein müssen. Nur wenn diese Be dingung innerhalb von durch die Kohärenzlänge des Licht senders 10 definierten Grenzen gegeben ist, kann der Lichtsender 23 ein Interferenzsignal messen.A prerequisite for metrological use of the interference in the sense of the present invention is that the total measuring path and the reference path 26 formed by the primary-side measuring light path 22 , the sample light path 16 and the secondary-side measuring light path 24 each have a defined length. For the preferred case that the light transmitter 10 has a short coherence length (preferably less than 50 µm, particularly preferably less than 10 µm), it is also a prerequisite for interference that the optical light path lengths of the total measurement light path and the reference light path are of the same size. Otherwise the required temporal coherence of the light components is not given. In the illustrated embodiment, this means that the optical light path from the optical coupler 7 through the sample arm 4 to reflect the scattering center 17 on the one hand and from the optical coupler 7 through the reference arm 5 to the reflector 20 on the other hand must be the same size. Only if this condition is within limits defined by the coherence length of the light transmitter 10 , the light transmitter 23 can measure an interference signal.

Zur selektiven Erfassung des Interferenzsignals ist im dargestellten Beispiel ein PZT 27 vorgesehen, durch den einer der nur von dem Meßlicht oder nur von dem Referenz licht durchlaufenen Teil-Lichtwege, im dargestellten Fall der Probenarm 4, in seiner optischen Lichtweglänge mo duliert wird. Der PZT 27, der Lichtsender 10 und der Be wegungsantrieb 21 des Reflektors 20 werden von einer Steuer- und Meßelektronik 29 angesteuert, an der auch das Ausgangssignal des Lichtempfängers 23 anliegt. Durch die Meßschaltung der Steuer- und Meßelektronik 29 wird schmalbandig selektiv nur derjenige Anteil des elektri schen Ausgangssignals des Lichtempfängers 23 erfaßt, der der Modulationsfrequenz des PZT entspricht. Elektronische Meßverfahren, die dies ermöglichen, wie beispielsweise das Lock-in-Verfahren, sind bekannt und müssen hier nicht näher erläutert werden.For the selective detection of the interference signal, a PZT 27 is provided in the example shown, through which one of the partial light paths which are only traversed by the measuring light or only by the reference light, in the illustrated case the sample arm 4 , is modulated in its optical light path length. The PZT 27 , the light transmitter 10 and the loading drive 21 of the reflector 20 are controlled by control and measuring electronics 29 , to which the output signal of the light receiver 23 is also present. Through the measuring circuit of the control and measuring electronics 29 narrowband selectively only that portion of the electrical output signal of the light receiver 23 is detected which corresponds to the modulation frequency of the PZT. Electronic measuring methods that make this possible, such as the lock-in method, are known and need not be explained in more detail here.

Wie erwähnt, sind interferometrische Meßverfahren und insbesondere das Verfahren der Kurzkohärenz-Reflexions- Interferometrie (SCRI) für andere Anwendungszwecke be kannt. Dabei werden zahlreiche Variationen und besondere meßtechnische Maßnahmen verwendet, wie sie beispielsweise in den oben erwähnten Literaturstellen beschrieben wer den. Diese können auf Basis der hier gegebenen Informa tionen auch im Rahmen der vorliegenden Erfindung Verwen dung finden. Nachfolgend werden lediglich beispielhaft einige Möglichkeiten von auf die Erfindung abgestimmten besonderen Maßnahmen und Alternativen zu dem, was bisher beschrieben wurde, erörtert.As mentioned, interferometric measuring methods and in particular the method of short coherence reflection Interferometry (SCRI) for other purposes knows. There are numerous variations and special metrological measures used, such as in the references mentioned above who the. These can be based on the information given here tion also in the context of the present invention find. The following are merely examples some possibilities of matched to the invention special measures and alternatives to what so far has been described.

Der geometrische Querschnitt der Monomode-Lichtleitfasern ist so klein, daß sie Lichtwege mit definierter Licht weglänge bilden, d. h. unterschiedliche Lichtwege durch unterschiedliche Reflexionen an den Faserwänden vermieden werden. Es ist gebräuchlich und auch im Rahmen der Erfin dung vorteilhaft, den dünnen Lichtstrahl vor dem Auftref fen auf die Probe 14 bzw. den Reflexionsspiegel 20 aufzu weiten. Bei der in Fig. 1 dargestellten Ausführungsform sind hierfür lediglich symbolisch angedeutete optische Elemente 13a, 19a in dem Meßkopf 13 bzw. der Reflektoran ordnung 19 vorgesehen. Der aufgeweitete Lichtstrahl, der einen Teil des Probenarms 4 bzw. des Referenzarms 5 bil det, ist mit 4a bzw. 5a bezeichnet. Die Einstrahlung und die Detektion an der Grenzfläche 15 der Probe 14 erfolgt jeweils in einem definierten Flächenbereich. Dessen Größe muß unter Berücksichtigung der Signalintensität und der Schärfe der Tiefeninformation optimiert werden. Die Si gnalintensität spricht eher für einen größeren Durch trittsbereich des Lichts, während die Effizienz der Kohä renz mit zunehmender Größe des beobachteten Bereiches ab nimmt. Vorzugsweise liegt der Durchmesser des Flächen punktes, durch den das Meßlicht in die Probe 14 eintritt und innerhalb dessen aus der Probe austretendes Licht von der Meßanordnung erfaßt wird, zwischen etwa 0,1 mm und 1 mm.The geometric cross section of the single-mode optical fibers is so small that they form light paths with a defined light path length, ie different light paths are avoided by different reflections on the fiber walls. It is common and also advantageous within the scope of the inven tion to expand the thin light beam before striking the sample 14 or the reflection mirror 20 . In the embodiment shown in FIG. 1, only symbolically indicated optical elements 13 a, 19 a are provided in the measuring head 13 or the reflector arrangement 19 for this purpose. The expanded light beam, which forms part of the sample arm 4 or the reference arm 5 , is designated 4 a or 5 a. Irradiation and detection at the interface 15 of the sample 14 are each carried out in a defined area. Its size must be optimized taking into account the signal intensity and the sharpness of the depth information. The signal intensity rather speaks for a larger passage area of the light, while the efficiency of the coherence decreases with increasing size of the observed area. Preferably, the diameter of the surface point through which the measuring light enters the sample 14 and within which light emerging from the sample is detected by the measuring arrangement is between approximately 0.1 mm and 1 mm.

Statt der dargestellten faseroptischen Anordnung kann grundsätzlich auch eine Freistrahloptik verwendet werden, wobei der optische Koppler als Strahlteiler realisiert ist. Die Faseroptik ermöglicht jedoch eine besonders kom pakte und kostengünstige Konstruktion.Instead of the fiber optic arrangement shown can free-jet optics are always used, the optical coupler being implemented as a beam splitter is. However, the fiber optic enables a particularly com compact and inexpensive construction.

Die Modulationstechnik kann in mehrerlei Weise variiert werden. Insbesondere kann der Reflektor 20 selbst zur Mo dulation verwendet werden, wenn er in oszillierende Schwingungen entsprechend der Modulationsfrequenz ver setzt wird. Dies erfordert jedoch eine verhältnismäßig schnelle mechanische Bewegung.The modulation technique can be varied in several ways. In particular, the reflector 20 itself can be used for modulation if it is set into oscillating oscillations corresponding to the modulation frequency. However, this requires a relatively fast mechanical movement.

Es besteht auch die Möglichkeit, mit mehreren unter schiedlichen Lichtsendern zu arbeiten, die unterschiedli che Wellenlängen oder Wellenlängenbereiche haben. Das Licht unterschiedlicher Lichtquellen kann durch zusätzli che Lichtkoppler in den Meßlichtweg eingekoppelt werden.There is also the option of having several below to work different light transmitters that differ che wavelengths or wavelength ranges. The Light from different light sources can be che light coupler can be coupled into the measuring light path.

Bei der dargestellten Ausführungsform wird die Relation der Lichtweglänge des Gesamt-Meßlichtweges einerseits und des Referenzlichtweges andererseits durch die axiale Ver schiebung des Reflektors 20 in der optischen Achse des Referenzlichtstrahls realisiert, während sich die Probe 14 in einer definierten und konstanten Position relativ zu der Austrittsöffnung 12 des Meßkopfes 13 befindet. Es ist grundsätzlich auch möglich, wenn auch konstruktiv aufwendiger, statt der Länge des Referenzlichtweges 26 die Länge der Meßlichtwege 22, 24 zu variieren, wobei bei spielsweise der Meßkopf 13 relativ zu einer in einer de finierten Position befindlichen Probe 14 verschoben wer den kann.In the illustrated embodiment, the relation of the light path length of the total measuring light path on the one hand and the reference light path on the other hand is realized by the axial displacement of the reflector 20 in the optical axis of the reference light beam while the sample 14 is in a defined and constant position relative to the exit opening 12 of the measuring head 13 is located. It is in principle also possible, albeit structurally complex, to vary the length of the measuring light paths 22 , 24 instead of the length of the reference light path 26 , with the measuring head 13 , for example, being moved relative to a sample 14 located in a defined position, who can.

Fig. 1 zeigt den prinzipiellen Aufbau einer für die Er findung geeigneten Meßapparatur. In einer praktischen Re alisierung werden sämtliche dargestellten Bauelemente mit Ausnahme der Steuer- und Meßelektronik 29 in einem einzi gen kompakten Meßmodul integriert, der an einer definier ten Stelle mit gleichmäßigem Druck an die Hautoberfläche angedrückt werden kann. Dabei kann es vorteilhaft sein, die Temperatur an der jeweiligen Meßstelle konstant zu halten oder sie zu messen und bei der Ermittlung der Glu cosekonzentration zu berücksichtigen. Fig. 1 shows the basic structure of a measuring apparatus suitable for the invention. In a practical implementation, all of the components shown, with the exception of the control and measuring electronics 29, are integrated in a single compact measuring module which can be pressed onto the skin surface at a defined position with uniform pressure. It may be advantageous to keep the temperature constant at the respective measuring point or to measure it and to take it into account when determining the glucose concentration.

Mit dem dargestellten Kurzkohärenz-Reflexionsinterferome ter ist es möglich, gezielt Interferenzsignale zu messen, die aus einer definierten Tiefe der Probe 14 reflektiert werden. Dadurch kann die Messung auch auf ein verhältnis mäßig tief im Körper liegendes Gewebe, wie beispielsweise die Retina (Augennetzhaut) ausgerichtet werden. Wie er wähnt, ist Voraussetzung für das Auftreten eines Inter ferenzsignals am Empfänger 23, daß der Lichtweg in dem Probenarm 5 und der Lichtweg in dem Referenzarm 4 ein schließlich des Probenlichtwegs 16 übereinstimmen (maximal um den Betrag der Kohärenzlänge voneinander ab weichen). Um eine Tiefenabtastung (depth scan) zu ermög lichen, wird das Interferometer so aufgebaut, daß die kürzeste im Betrieb eingestellte optische Weglänge des Referenzarmes 5 etwas kürzer als die optische Weglänge des Probenarms 4 (von dem Lichtkoppler 7 bis zu der Grenzfläche 15) ist. Wird ausgehend von dieser Position der Referenzarm durch Bewegung des Reflektors 20 (in Fig. 1 von links nach rechts) verlängert, so tritt durch die an der Grenzfläche 15 stattfindende Fresnel-Reflexion ein starker Signalpeak auf, wenn die genannten optischen Weglängen übereinstimmen. Bei weiterer Verlängerung des Referenzarmes 5 verschiebt sich der Reflexionspunkt 17 in der Probe 14 in Richtung auf größere Tiefen, d. h. der Probenweg 16 nimmt zu, wobei die optische Weglänge des Probenweges 16 der Differenz zwischen den optischen Weglängen des Referenzarms 5 und des Probenarms 4 ent spricht. With the short coherence reflection interferometer shown, it is possible to specifically measure interference signals which are reflected from a defined depth of the sample 14 . As a result, the measurement can also be aimed at tissue that is relatively deep in the body, such as the retina (retina of the eye). As he imagines that is a prerequisite for the occurrence of an inter ference signal at the receiver 23 that the light path in the sample arm 5 and the optical path in the reference arm 4, a finally the sample light path 16 coincide (at most by the amount of the coherence length from each other soft). In order to enable a depth scan, the interferometer is constructed so that the shortest optical path length of the reference arm 5 set in operation is somewhat shorter than the optical path length of the sample arm 4 (from the light coupler 7 to the interface 15 ). If, starting from this position, the reference arm is extended by moving the reflector 20 (from left to right in FIG. 1), a strong signal peak occurs due to the Fresnel reflection taking place at the interface 15 if the optical path lengths mentioned match. With further extension of the reference arm 5 , the reflection point 17 in the sample 14 shifts towards greater depths, ie the sample path 16 increases, the optical path length of the sample path 16 corresponding to the difference between the optical path lengths of the reference arm 5 and the sample arm 4 .

Ein Interferenzsignal tritt an dem Empfänger 23 dabei nur auf, wenn sich in der entsprechenden Tiefe der Probe 14 ein reflektierendes Streuzentrum 17 befindet. In biologi schen Proben ist die Dichte von streuenden Strukturen so hoch, daß für nahezu jede Einstellung der Tiefenabtastung Licht reflektiert wird. Selbstverständlich führt die hohe Dichte der Streuzentren und die Gegenwart absorbierender Substanzen in der biologischen Probe 14 dazu, daß der bei weitem größte Anteil des eingestrahlten Lichtes absor biert wird oder durch Streuung an irgendwelchen auf dem Lichtweg liegenden Streuzentren bzw. durch Mehrfachstreu ung verlorengeht. Die Kurzkohärenz-Reflexionsinterferome trie erlaubt es jedoch, selektiv nur solche Photonen zu erfassen, die ungestreut zu dem reflektierenden Streuzen trum 17 und von diesem zurück an die Grenzfläche 15 ge langen. Alle anderen Lichtanteile erfüllen nicht die Ko härenzbedingung und werden deswegen nicht als Interfe renzsignal detektiert.An interference signal only occurs at the receiver 23 if there is a reflecting scattering center 17 in the corresponding depth of the sample 14 . In biological samples, the density of scattering structures is so high that light is reflected for almost every setting of the depth sensing. Of course, the high density of the scattering centers and the presence of absorbing substances in the biological sample 14 mean that by far the largest part of the incident light is absorbed or lost by scattering at any scattering centers lying on the light path or by multiple scattering. The short-coherence reflection interferome allows, however, to selectively detect only those photons which are unscattered to the reflecting scattering strum 17 and from it back to the interface 15 . All other light components do not meet the coherence condition and are therefore not detected as an interference signal.

Die analytische Konzentration von Glucose in der Probe läßt sich mit der in Fig. 1 dargestellten Meßapparatur mit den drei bereits grundsätzlich erläuterten Verfahren wie folgt bestimmen.The analytical concentration of glucose in the sample can be determined as follows using the measuring apparatus shown in FIG. 1 using the three methods already explained in principle.

Zur Bestimmung einer dem Brechungsindex entsprechenden Meßgröße mit einer Reflexionsanordnung gemäß Fig. 1 wird vorteilhaft die variable Tiefenabtastung verwendet. Der Betrag der Variation der optischen Weglänge des Referenz lichtweges in Relation zu der optischen Weglänge des Meß lichtweges sollte dabei größer sein als die mittlere freie Weglänge des Lichtes in der Probe. Vorzugsweise be trägt er ein Vielfaches dieser Weglänge (beispielsweise ein oder zwei Millimeter), so daß sich der Reflexions punkt während der Tiefenabtastung über eine Vielzahl von Streuzentren verschiebt. Das dabei gemessene Interferenz signal zeigt eine charakteristische Struktur in Abhängig keit von der Abtasttiefe. Diese Struktur des Interferenz signals dokumentiert die optische Weglänge zwischen den die Struktur erzeugenden Streuzentren. Demzufolge wird der Abstand zwischen Strukturmerkmalen (beispielsweise Peaks) des Interferenzsignals von einer Änderung des Bre chungsindex infolge der Änderung der Glucosekonzentration beeinflußt. Beispielsweise ist also der Abstand zwischen zwei bestimmten Peaks in der erwähnten Interferenzsignal- Struktur (Abhängigkeit der Intensität von der Abtast tiefe) ein Maß für die Glucosekonzentration. Dieser Ab stand läßt sich aus der Interferenzsignal-Struktur be stimmen, wobei in der Praxis vorzugsweise nicht ein be stimmter Abstand zwischen zwei bestimmten Peaks verwendet wird, sondern die gesamte Strukturinformation mit Bild analyseverfahren analysiert und mit geeigneten numeri schen Verfahren ausgewertet wird.Variable depth scanning is advantageously used to determine a measurement variable corresponding to the refractive index with a reflection arrangement according to FIG. 1. The amount of variation in the optical path length of the reference light path in relation to the optical path length of the measuring light path should be greater than the mean free path length of the light in the sample. Preferably, he carries a multiple of this path length (for example, one or two millimeters), so that the reflection point shifts during the depth scanning over a variety of scattering centers. The interference signal measured thereby shows a characteristic structure depending on the scanning depth. This structure of the interference signal documents the optical path length between the scattering centers generating the structure. As a result, the distance between structural features (for example peaks) of the interference signal is influenced by a change in the refractive index due to the change in the glucose concentration. For example, the distance between two specific peaks in the interference signal structure mentioned (dependence of the intensity on the scanning depth) is a measure of the glucose concentration. This distance can be determined from the interference signal structure, whereby in practice it is preferred not to use a certain distance between two specific peaks, but rather to analyze the entire structure information using image analysis methods and evaluate them using suitable numerical methods.

Die Tiefenabtastung erfolgt vorzugsweise oszillierend, wobei die Verstellkurve des Reflektors beispielsweise dreiecksförmig, sägezahnförmig oder sinusförmig sein kann. Dabei werden die Daten über eine Vielzahl von Os zillationen gesammelt, um das Signal-/Rauschverhältnis zu verbessern.The depth scan is preferably oscillating, the adjustment curve of the reflector for example triangular, sawtooth or sinusoidal can. The data on a variety of Os Zillationen collected to the signal / noise ratio improve.

Bevorzugt werden dabei Messungen mit mehreren verschie denen Wellenlängen des Meßlichts verwendet. Da der Bre chungsindex von der Wellenlänge abhängt, können durch die Messung bei mehreren Wellenlängen zusätzliche Informatio nen gewonnen werden. In einem einfachen Beispiel können zur Erhöhung der Meßgenauigkeit zwei Wellenlängen verwen det werden, von denen eine eine starke Abhängigkeit des Brechungsindex von der Glucosekonzentration und die an dere eine möglichst geringe Abhängigkeit des Brechungsin dex von der Glucosekonzentration hat. Measurements with several different are preferred which wavelengths of the measuring light are used. Because the bre index depends on the wavelength, can by the Measurement at multiple wavelengths additional information be won. In a simple example you can Use two wavelengths to increase the measuring accuracy of which a strong dependence of the Refractive index from the glucose concentration and the the lowest possible dependence of the refractive index dex from the glucose concentration.

Die Größe der Änderung des optischen Weges, die durch die Änderung der Glucosekonzentration im physiologischen Be reich verursacht wird, läßt sich wie folgt abschätzen. Eine Änderung der Glucosekonzentration um 1 mM entspricht einer Brechungsindexänderung von etwa 0,002%. Bei einer Gesamtlänge des Probenlichtweges 16 von etwa 2 mm (Eindringtiefe in die Probe 1 mm) wird der optische Weg um ca. 40 nm verschoben. Bei einer Wellenlänge des Meß lichts von 800 nm entspricht dies einer Phasenverschie bung um ca. 18°. Diese Änderung läßt sich meßtechnisch so gut bestimmen, daß eine für die Zwecke der Überwachung des Glucosespiegels von Diabetikern ausreichende Meß genauigkeit erzielt wird.The magnitude of the change in the optical path, which is caused by the change in the glucose concentration in the physiological range, can be estimated as follows. A 1 mM change in glucose concentration corresponds to a change in refractive index of approximately 0.002%. With a total length of the sample light path 16 of approximately 2 mm (penetration depth into the sample 1 mm), the optical path is shifted by approximately 40 nm. At a wavelength of 800 nm, this corresponds to a phase shift of approx. 18 °. This change can be determined by measurement technology so well that sufficient measurement accuracy is achieved for the purposes of monitoring the glucose level of diabetics.

Um bei dem zweiten Verfahren zu Ermittlung der Glucose konzentration aus dem Interferenzsignal eine Meßgröße zu gewinnen, die dem Streuquerschnitt streuender Teilchen in der biologischen Probe entspricht, wird die Intensität des Interferenzsignals I für unterschiedliche Längen des Probenlichtweges 16, also für unterschiedliche Eindring tiefen x bestimmt. Zu diesem Zweck wird die Länge des Re ferenzlichtweges 26 durch axiale Verschiebung des Reflek tors 20 auf unterschiedliche Werte eingestellt. In der Praxis geschieht dies zweckmäßigerweise auch in diesem Falle oszillierend. Bei unterschiedlichen Einstellungen des Reflektors 20 werden automatisch Meßvorgänge ausge löst, um die Abhängigkeit I(x) der Intensität I von der Eindringtiefe x in einem gewünschten Eindringtiefen-Be reich zu bestimmen. Im Hinblick auf die Meßgenauigkeit soll die Funktion I(x) über einen möglichst großen Be reich der Eindringtiefe x gemessen werden. Praktisch sind mit vertretbaren Intensitäten nach dem gegenwärtigen Stand der experimentellen Erprobung Eindringtiefen von etwa 2 mm möglich. Je größer der abgetastete Eindringtie fenbereich ist, desto größer wird die abgetastete geome trische Länge und damit die Genauigkeit der Messung. In manchen Anwendungsfällen kann es jedoch auch wünschens wert sein, nur einen kleinen Tiefenbereich zu erfassen, um in einer bestimmten Tiefe unter der Hautoberfläche die Glucosekonzentration bestimmen zu können.In order to obtain a measured variable from the interference signal in the second method for determining the glucose concentration, which corresponds to the scattering cross section of scattering particles in the biological sample, the intensity of the interference signal I is determined for different lengths of the sample light path 16 , that is to say for different penetration depths x. For this purpose, the length of the reference light path 26 is set to different values by axial displacement of the reflector 20 . In practice, this also expediently takes place in an oscillating manner. With different settings of the reflector 20 , measurement processes are automatically triggered to determine the dependence I (x) of the intensity I on the penetration depth x in a desired penetration depth range. With regard to the measuring accuracy, the function I (x) should be measured over the largest possible area of the penetration depth x. According to the current state of experimental testing, penetration depths of around 2 mm are practically possible with reasonable intensities. The larger the scanned penetration depth range, the greater the scanned geometric length and thus the accuracy of the measurement. In some applications, however, it may also be desirable to measure only a small depth range in order to be able to determine the glucose concentration at a certain depth below the skin surface.

Die Korrelation des Streuquerschnitts mit der Glucosekon zentration kann dadurch erklärt werden, daß der Streu querschnitt in dem heterogenen System des Gewebes von der Relation der Brechungsindices der Streuzentren zu dem Brechungsindex der Gewebsflüssigkeit abhängig ist. Wenn sich der letztgenannte Brechungsindex infolge einer Ände rung der Glucosekonzentration ändert, so ändert sich auch der Streuquerschnitt.The correlation of the cross section with the glucose concentration concentration can be explained by the fact that the litter cross section in the heterogeneous system of the tissue of the Relation of the refractive indices of the scattering centers to that Refractive index of the tissue fluid is dependent. If the latter refractive index due to a change When the glucose concentration changes, so does the change the scattering cross section.

Bei dem vorstehend beschriebenen Meßverfahren kann die Berechnung der Glucosekonzentration aus der gemessenen Meßgröße I(x) über die explizite Berechnung des Streu querschnittes erfolgen, wie dies in der oben zitierten Publikation von Schmitt et al. beschrieben ist. Für die Praxis ist es jedoch vorzuziehen, ein numerisches Korre lationsverfahren anzuwenden, bei dem die Gesamtheit der gewonnenen Meßdaten durch Kalibration mit den (aus kon ventionellen Messungen bekannten) Glucosekonzentrationen korreliert wird. Gebräuchlich ist zu diesem Zweck bei spielsweise das partial least square (PLS) Verfahren.In the measurement method described above, the Calculation of the glucose concentration from the measured Measured variable I (x) via the explicit calculation of the scatter cross-section take place, as this in the above Publication by Schmitt et al. is described. For the In practice, however, it is preferable to use a numerical correction lation procedure in which the entirety of the Measured data obtained by calibration with the (from con conventional measurements known) glucose concentrations is correlated. Is common for this purpose for example the partial least square (PLS) process.

Um bei der dritten Verfahrensweise zur Ermittlung der Glucosekonzentration die spektrale Abhängigkeit des In terferenzsignals zu ermitteln, ist eine Information über die Abhängigkeit des Interferenzsignals I von der Ein dringtiefe x nicht unbedingt erforderlich. Mit anderen Worten kann (ebenso wie bei der Glucosebestimmung über den Brechungsindex) mit einer konstanten Einstellung der Lichtweglänge des Referenzlichtweges 26 gearbeitet wer den. Es kann jedoch auch hier vorteilhaft sein, zusätzli che Informationen durch die Wiederholung der Messung mit unterschiedlichen Lichtweglängen des Referenzlichtweges und demzufolge unterschiedlichen Längen des Probenlicht weges 16 zu gewinnen.In order to determine the spectral dependence of the interference signal in the third procedure for determining the glucose concentration, information about the dependence of the interference signal I on the penetration depth x is not absolutely necessary. In other words (as in the case of glucose determination via the refractive index), a constant setting of the light path length of the reference light path 26 can be used . However, it can also be advantageous here to obtain additional information by repeating the measurement with different light path lengths of the reference light path and consequently different lengths of the sample light path 16 .

Bei dieser Verfahrensweise basiert, wie bereits erläu tert, die eigentliche Analyse auf den bekannten spektro skopischen Prinzipien. So kann beispielsweise, wie bei der Zwei-Wellenlängen-Spektroskopie, mit zwei unter schiedlichen Wellenlängen des Meßlichts gearbeitet wer den, wobei eine Meßwellenlänge L₁ in einem Wellenlängen bereich gewählt ist, in dem eine starke Abhängigkeit der Absorption von der Glucosekonzentration besteht, während bei einer zweiten Wellenlänge L₂, die als Referenzwellen länge bezeichnet wird, eine möglichst geringe Abhängig keit der Absorption von der Glucosekonzentration besteht.This procedure is based, as already explained tert, the actual analysis on the well-known spectro scopic principles. For example, as with of two-wavelength spectroscopy, with two under different wavelengths of the measuring light who worked the, wherein a measuring wavelength L₁ in one wavelength area is selected in which there is a strong dependency of the Absorption of the glucose concentration exists while at a second wavelength L₂, which are used as reference waves length is referred to as little as possible absorption of the glucose concentration.

Dadurch, daß das Interferenzsignal eines SCRI-Verfahrens zur Grundlage der spektralanalytischen Untersuchung ge macht wird, wird eine wichtige Fehlerquelle der bisheri gen Verfahren vermieden, nämlich die Unsicherheit hin sichtlich des Lichtweges bzw. die Tatsache, daß bei un terschiedlichen Wellenlängen unterschiedliche Lichtwege in der Probe berücksichtigt werden müssen. Bei der Spek troskopie soll die optische Weglänge, die das detektierte Licht in der Probe zurückgelegt hat, konstant oder zumin dest reproduzierbar sein. Dies wird bei dem erfin dungsgemäßen Verfahren gewährleistet, weil die jeweilige "Küvettenlänge", also der Probenlichtweg, den das Licht in der Probe zurücklegt, durch die Einstellung der Licht weglänge des Referenzlichtweges definiert ist. The fact that the interference signal of a SCRI method to the basis of the spectral analysis ge is an important source of error for the previous avoided procedures, namely the uncertainty visibly the light path or the fact that at un different wavelengths different light paths must be taken into account in the sample. With the spec Troscopy is intended to be the optical path length that the detected Light in the sample has traveled, constant or at least least reproducible. This is invented guaranteed method because the respective "Cuvette length", ie the sample light path that the light covered in the sample by setting the light path length of the reference light path is defined.

Fig. 2 zeigt ein Transmissions-Interferometer, bei dem das Licht nicht von der Probe 14 reflektiert wird, son dern diese durchdringt. Eine solche Anordnung ist zur Un tersuchung dünner Schichten biologischer Flüssigkeiten oder auch zur in-vivo-Bestimmung der Glucose an entspre chend dünnen Hautfalten (zwischen den Fingern oder am Ohrläppchen) anwendbar. Von einem Lichtsender 10 wird Meßlicht einem ersten Lichtkoppler 32 zugeleitet, der die Lichtenergie in zwei Anteile aufspaltet, von dem ein er ster Anteil der Probe 14 und ein zweiter Anteil einer Re ferenzanordnung 33 mit definierter, vorzugsweise ein stellbarer Lichtweglänge zugeführt wird. Fig. 2 shows a transmission interferometer, in which the light is not reflected by the sample 14 , but penetrates it. Such an arrangement can be used for examining thin layers of biological liquids or for in-vivo determination of glucose on correspondingly thin skin folds (between the fingers or on the earlobe). From a light transmitter 10 , measuring light is fed to a first light coupler 32 , which splits the light energy into two parts, of which a first part of the sample 14 and a second part of a reference arrangement 33 is supplied with a defined, preferably an adjustable light path length.

Das aus der Probe 14 austretende Meßlicht wird über einen zweiten Lichtkoppler 34 einem Detektor 23 zugeführt. An dem Lichtkoppler 34 erfolgt die Zusammenführung des Meß lichtes mit dem von der Referenzanordnung 33 kommenden Referenzlicht.The measuring light emerging from the sample 14 is fed to a detector 23 via a second light coupler 34 . At the light coupler 34 , the measurement light is combined with the reference light 33 coming from the reference arrangement.

Der Weg des Meßlichtes von dem Lichtsender 10 über den ersten Lichtkoppler 32 bis zu der vorderen Grenzfläche 35 der Probe 14, durch die das Meßlicht in diese eindringt, wird als primärseitiger Meßlichtweg 37 bezeichnet. Der Weg des Lichts von der hinteren Grenzfläche 38, durch die das Licht, nachdem es in der Probe 14 den Probenlichtweg 16 zurückgelegt hat, aus der Probe 14 austritt, und dem Lichtempfänger 23 ist der sekundärseitige Meßlichtweg 39. Der Weg des Lichts von dem Lichtsender 10 über den ersten Lichtkoppler 32 und die Referenzanordnung 33 sowie den zweiten Lichtkoppler 34 bis zu dem Lichtempfänger 23 bil det einen Referenzlichtweg 40. Die Länge des Referenz lichtweges 40 ist veränderbar, wobei die Einstellbarkeit beispielsweise, wie in der Figur angedeutet, durch zwei Spiegel 41, 42 und ein in Strahlrichtung 43 verschiebbares Prisma 44 realisiert sein kann. Ebenso wie bei Fig. 1 ist zur Modulation ein PZT 27 in einen der Lichtwege, im dargestellten Fall in dem sekundärseitigen Meßlichtweg 39, vorgesehen. Optische Elemente 46, 47 dienen zur Auf weitung des Strahls vor der Probe 14 und zur Einkopplung des sekundärseitigen Meßlichtes in den Faser-Lichtleiter, der den größten Teil des sekundärseitigen Meßlichtweges 39 bildet.The path of the measuring light from the light transmitter 10 via the first light coupler 32 to the front boundary surface 35 of the sample 14 , through which the measuring light penetrates into it, is referred to as the primary-side measuring light path 37 . The path of the light from the rear interface 38 , through which the light exits the sample 14 after it has traveled the sample light path 16 in the sample 14 , and the light receiver 23 is the secondary-side measurement light path 39 . The path of the light from the light transmitter 10 via the first light coupler 32 and the reference arrangement 33 and the second light coupler 34 to the light receiver 23 forms a reference light path 40 . The length of the reference light path 40 can be changed, the adjustability, for example, as indicated in the figure, can be realized by two mirrors 41 , 42 and a prism 44 which can be displaced in the beam direction 43 . As in FIG. 1, a PZT 27 is provided for modulation in one of the light paths, in the case shown in the secondary measuring light path 39 . Optical elements 46 , 47 are used to expand the beam in front of the sample 14 and to couple the secondary-side measuring light into the fiber light guide, which forms the majority of the secondary-side measuring light path 39 .

Bei einer Transmissionsanordnung gemäß Fig. 2 liegt die geometrische Lichtweglänge des Probenlichtweges 16 in der Probe fest. Eine Veränderung des Brechungsindex in der Probe 14 führt zu einer Änderung der optischen Licht weglänge. Diese läßt sich mit der dargestellten Anordnung unmittelbar messen. Verwendet man eine Lichtquelle 10 mit kurzkohärentem Licht und hat bei einer ersten Glucosekon zentration die Länge des Referenzlichtweges 40 so einge stellt, daß am Detektor 23 ein Interferenzsignal gemessen wird, so hat der Gesamtmeßlichtweg, der aus dem primär seitigen Meßlichtweg 37, dem Probenlichtweg 16 und dem sekundärseitigen Meßlichtweg 39 besteht, die gleiche op tische Lichtweglänge wie der Referenzlichtweg 40. Wenn sich danach die Glucosekonzentration und damit die opti sche Lichtweglänge des Probenlichtweges 16 ändert, ist zur Aufrechterhaltung des Interferenzsignales eine Ände rung der Längeneinstellung des Referenzlichtweges erfor derlich, die ein unmittelbares Maß für die Glucosekonzen tration ist.In a transmission arrangement according to FIG. 2, the geometric light path length of the sample light path 16 is fixed in the sample. A change in the refractive index in the sample 14 leads to a change in the optical light path length. This can be measured directly with the arrangement shown. If one uses a light source 10 with short-coherent light and has the length of the reference light path 40 at a first glucose concentration so that an interference signal is measured at the detector 23 , then the total measuring light path has the primary measuring light path 37 , the sample light path 16 and the secondary-side measurement light path 39 is the same optical light path length as the reference light path 40 . If thereafter the glucose concentration and thus the optical light path length of the sample light path 16 changes, a change in the length setting of the reference light path is necessary to maintain the interference signal, which is a direct measure of the glucose concentration.

Bei Verwendung eines Lichtsenders 10 mit großer Kohärenz länge, wie beispielsweise eines Lasers, ist die Messung der Änderung der optischen Lichtweglänge des Probenlicht weges 16 über eine Messung der Phasenverschiebung zwi schen dem dem PZT 27 zugeführten Modulationssignal und der entsprechenden Modulation des Interferenzsignals ebenfalls möglich. When using a light transmitter 10 with a large coherence length, such as a laser, it is also possible to measure the change in the optical light path length of the sample light path 16 by measuring the phase shift between the modulation signal supplied to the PZT 27 and the corresponding modulation of the interference signal.

Schließlich kann aus dem Interferenzsignal bei einer An ordnung gemäß Fig. 2 wiederum die Glucosekonzentration durch Untersuchung von dessen spektraler Abhängigkeit er mittelt werden. Sowohl bei der Anordnung nach Fig. 1, als auch bei der Anordnung nach Fig. 2 wird dabei vorzugs weise nicht eine spektrale Aufteilung des Primärlichtes, beispielsweise durch Einkopplung des Lichtes mehrerer un terschiedlicher Leuchtdioden bestimmt. Vielmehr wird nur eine Lichtquelle 10 mit einem breitbandigen Spektrum ein gesetzt, deren spektrale Breite den gesamten gewünschten Wellenlängenbereich abdeckt. Die Lichtweglänge des Refe renzlichtweges 26 bzw. 40 wird (durch Bewegung der Ele mente 20 bzw. 43) oszillierend verändert und aus den da bei gemessenen Interferenzmustern wird die spektrale Ab hängigkeit mit dem bekannten Verfahren der Fourier-Trans form-Spektrometrie rechnerisch ermittelt.Finally, from the interference signal with an arrangement according to FIG. 2, the glucose concentration can in turn be determined by examining its spectral dependency. Both in the arrangement according to FIG. 1 and in the arrangement according to FIG. 2, a spectral division of the primary light is preferably not determined, for example by coupling the light of several un different light-emitting diodes. Rather, only one light source 10 with a broadband spectrum is used, the spectral width of which covers the entire desired wavelength range. The light path length of the reference light path 26 or 40 is oscillatingly changed (by movement of the elements 20 or 43 ) and from the interference patterns measured, the spectral dependency is computationally determined using the known method of Fourier transform spectrometry.

Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung, die nachfolgend anhand der Fig. 3 bis 7 näher erläu tert wird, schließt die biologische Probe das Kammerwas ser in der Vorderkammer des Auges ein. Bevorzugt wird die Messung nur auf die Vorderkammer konzentriert, jedoch ist es auch möglich, weitere (tieferliegende) Teile des Auges in die Messung mit einzubeziehen.According to a preferred embodiment of the invention, which is explained in more detail below with reference to FIGS . 3 to 7, the biological sample includes the Kammerwas water in the anterior chamber of the eye. The measurement is preferably concentrated only on the anterior chamber, but it is also possible to include further (deeper) parts of the eye in the measurement.

Die Möglichkeit, die Konzentration von Glucose in der Vorderkammer (anterior chamber) des Auges mit Hilfe einer von der Glucosekonzentration abhängigen optischen Eigen schaft des Kammerwassers (aqueous humour) zu bestimmen, wird bereits seit langem diskutiert. In dem 1976 publi zierten US-Patent 3,958,560 wird beispielsweise die Mög lichkeit beschrieben, einen Lichtstrahl von einer Seite der Vorderkammer unter einem flachen Winkel derartig ein zustrahlen, daß die Vorderkammer auf einer Sekante zu der Hornhautkrümmung geradlinig durchläuft und auf der jen seitigen Seite (wiederum unter einem flachen Winkel) aus tritt ("Vorderkammer-Transmissionsverfahren"). Verfahren, bei denen das Licht von vorne (näherungsweise rechtwink lig zur Hornhautkrümmung) in die Vorderkammer einge strahlt und aus dieser reflektiertes Licht detektiert wird ("Vorderkammer-Reflexionsverfahren") sind beispiels weise aus den europäischen Patentanmeldungen 0 589 191 und 0 603 658 bekannt. Als Meßgrößen werden in diesen Pu blikationen die optische Rotation von polarisiertem Licht und die (spektroskopisch gemessene) optische Absorption diskutiert.The possibility of the concentration of glucose in the Anterior chamber of the eye with the help of a optical property dependent on the glucose concentration to determine the aqueous humor shaft, has been discussed for a long time. In the 1976 publi graced US Patent 3,958,560, for example, the Mög described a light beam from one side the anterior chamber at a flat angle radiate that the anterior chamber on a secant to the Corneal curvature runs straight and on that side (again at a flat angle) occurs ("anterior chamber transmission method"). Method, where the light from the front (approximately right lig to the curvature of the cornea) into the anterior chamber radiates and detects reflected light from it will ("anterior chamber reflection method") are exemplary as from European patent applications 0 589 191 and 0 603 658. In this Pu optical rotation of polarized light and the optical absorption (measured spectroscopically) discussed.

Auch im Rahmen der vorliegenden Erfindung besteht grund sätzlich die Möglichkeit, mit einem Vorderkammer-Trans missionsverfahren zu arbeiten, wobei die Meßtechnik gemäß Fig. 2 verwendet werden kann. Bevorzugt ist jedoch ein Vorderkammer-Reflexionsverfahren mit Hilfe eines Kurzko härenz-Reflexionsinterferometers (SCRI), wie es beispiel haft anhand von Fig. 1 beschrieben wurde. Bevorzugt wird dabei eine Meßgröße des Lichts gemessen, die dem Bre chungsindex des Kammerwassers in der Vorderkammer ent spricht. Dabei ist es vorteilhaft, daß das Kammerwasser in der Vorderkammer weitgehend optisch homogen ist und demzufolge das Licht praktisch nicht gestreut wird.Also within the scope of the present invention, there is basically the possibility of working with a front chamber trans mission method, it being possible to use the measuring technique according to FIG. 2. However, a front chamber reflection method with the aid of a Kurzko coherence reflection interferometer (SCRI) is preferred, as has been described by way of example with reference to FIG. 1. Preferably, a measured quantity of the light is measured which speaks to the refractive index of the aqueous humor in the anterior chamber. It is advantageous that the aqueous humor in the front chamber is largely optically homogeneous and, consequently, the light is practically not scattered.

Das Prinzip der Meßanordnung ist in Fig. 3 dargestellt. Der primärseitige Meßlichtweg 22 ist so gestaltet, daß das Meßlicht von vorne (geometrisch ausgedrückt also un ter einem spitzen Winkel zu einer Flächennormalen der Hornhaut 52) in die Vorderkammer 54 des Auges 56 ein fällt. Das in dem Auge, insbesondere an der Oberfläche 57 der Augenlinse 58, zurückreflektierte Licht durchsetzt die Hornhaut 52 wiederum unter einem nahezu rechten Win kel (präziser ausgedrückt unter einem spitzen Winkel zu einer Flächennormalen der Hornhaut 52) und fällt in den sekundärseitigen Meßlichtweg 24 ein.The principle of the measuring arrangement is shown in Fig. 3. The primary-side measuring light path 22 is designed in such a way that the measuring light falls from the front (expressed geometrically, therefore, under an acute angle to a surface normal of the cornea 52 ) into the anterior chamber 54 of the eye 56 . The light reflected back in the eye, in particular on the surface 57 of the eye lens 58 , passes through the cornea 52 again at an almost right angle (more precisely expressed at an acute angle to a surface normal of the cornea 52 ) and falls into the secondary measurement light path 24 .

Wie erwähnt wird bei dieser Ausführungsform vorzugsweise ein Kurzkohärenz-Reflexionsinterferometer mit den prinzi piellen Merkmalen der Fig. 1 eingesetzt. Wie dort darge stellt ist es insbesondere bevorzugt, daß der primärsei tige Meßlichtweg 22 und der sekundärseitige Meßlichtweg 23 in dem zu der Probe führenden Probenarm 4 zusammenfal len (d. h. der Probenarm 4 für beide Meßlichtwege gemein sam ist). In diesem Fall wird der Lichtwegabschnitt vor dem Auge 56 zweckmäßigerweise von dem aufgeweiteten Lichtstrahl 4a des Probenarmes 4 gebildet. Der Proben lichtweg 16 verläuft bei der Reflexionsmessung am Auge gemäß Fig. 3 durch das in der Vorderkammer 54 enthaltene Kammerwasser 62 von einem Lichteintrittsort 59 zu einem Reflexionsort 60 und dann in entgegengesetzter Richtung zu einem Lichtaustrittsort 61. Die Grenzfläche 15 wird durch die dem Augapfel zugewandte innere Oberfläche 52a der Hornhaut 52 gebildet. Bei der dargestellten Ausfüh rungsform mit einem gemeinsamen Probenarm 4 für den pri märseitigen Meßlichtweg 22 und den sekundärseitigen Meß lichtweg 24 befindet sich der Eintrittsort 59 und der Austrittsort 61 an der gleichen Stelle der Hornhaut 52. Grundsätzlich (wenn auch weniger bevorzugt) ist es jedoch möglich, mit einem Strahlengang zu arbeiten, bei dem der Probenarm 4 des primärseitigen Meßlichtweges 22 und des sekundärseitigen Meßlichtweges 24 nicht gemeinsam ist, so daß der Eintrittsort und der Austrittsort des Meßlichtes an unterschiedlichen Stellen der Hornhaut 52 liegen und sich auch der Probenlichtweg zwischen dem Eintrittsort und dem Reflexionsort nicht mit dem Probenlichtweg zwi schen dem Reflexionsort und dem Austrittsort deckt. Eine derartige Strahlführung ist beispielsweise in der EP 0 603 658 A1 beschrieben. As mentioned in this embodiment, a short-coherence reflection interferometer with the principle features of FIG. 1 is preferably used. As Darge represents it is particularly preferred that the primary-side measuring light path 22 and the secondary-side measuring light path 23 in the sample arm 4 leading to the sample len len (ie, the sample arm 4 is common for both measuring light paths). In this case, the light path section in front of the eye 56 is expediently formed by the expanded light beam 4 a of the sample arm 4 . The sample light path 16 runs in the reflection measurement on the eye according to FIG. 3 through the aqueous humor 62 contained in the front chamber 54 from a light entry point 59 to a reflection point 60 and then in the opposite direction to a light exit point 61 . The interface 15 is formed by the inner surface 52 a of the cornea 52 facing the eyeball. In the embodiment shown with a common sample arm 4 for the primary measurement light path 22 and the secondary measurement light path 24 , the entry point 59 and the exit point 61 are located at the same location on the cornea 52 . Basically (although less preferred) it is possible to work with a beam path in which the sample arm 4 of the primary-side measurement light path 22 and the secondary-side measurement light path 24 is not common, so that the entry and exit points of the measurement light are located at different locations on the cornea 52 and the sample light path between the entry point and the reflection point does not coincide with the sample light path between the reflection point and the exit point. Such a beam guidance is described for example in EP 0 603 658 A1.

Das in Fig. 4 dargestellte Experimentalmodell ist so ge staltet, daß die wesentlichen Randbedingungen einer Mes sung an einem menschlichen Auge entsprechen. Das Meßlicht wird von einem Probenarm 4 eines SCRI kommend mit einem Durchmesser von beispielsweise 50 µm in eine Küvette 64 eingestrahlt, die die Vorderkammer 54 simuliert. Die Ein tritts-Grenzfläche 15 wird dabei von der inneren Oberflä che des vorderen Küvettenglases 65 gebildet, während sich der Reflexionsort 60 an der inneren Oberfläche des hinte ren Küvettenglases 66 befindet. Bei praktischen Versuchen wurde eine Küvettenlänge k von 1 mm gewählt. Hieraus re sultiert eine Gesamtlänge des Probenlichtweges 16 ("Roundtrip-Länge") von 2 mm. Im menschlichen Auge be trägt die Dicke der Vorderkammer etwa 3 mm, woraus eine Gesamtlänge des Probenlichtweges 16 von 6 mm resultiert. Insofern wurden die Experimente mit dem in Fig. 4 darge stellten Experimentalmodell bei erschwerten Bedingungen durchgeführt.The experimental model shown in Fig. 4 is designed such that the essential boundary conditions of a measurement correspond to a human eye. Coming from a sample arm 4 of an SCRI with a diameter of, for example, 50 μm, the measuring light is radiated into a cuvette 64 which simulates the front chamber 54 . An entry interface 15 is formed by the inner surface of the front cell glass 65 , while the reflection location 60 is on the inner surface of the rear cell glass 66 . In practical tests, a cuvette length k of 1 mm was chosen. This results in a total length of the sample light path 16 ("round trip length") of 2 mm. In the human eye, the thickness of the anterior chamber is approximately 3 mm, which results in a total length of the sample light path 16 of 6 mm. In this respect, the experiments were carried out with the experimental model shown in FIG. 4 under difficult conditions.

Die in Fig. 5 dargestellten Interferogramme wurden an einem Experimentalmodell gemäß Fig. 4 mit folgendem Meß bedingungen gemessen.The interferograms shown in FIG. 5 were measured on an experimental model according to FIG. 4 with the following measuring conditions.

Der Meßaufbau des SCRI entsprach im wesentlichen Fig. 1. Als Lichtquelle wurde eine Superlumineszenzdiode mit ei ner Leistung von 0,5 mW und einer Zentral-Wellenlänge von 850 nm verwendet. Die Küvette 64 bestand aus Suprasil quarzglas und wurde mit Glucose/Wasser-Lösungen unter schiedlicher Konzentrationen gefüllt. Dabei wurde jeweils von einer Glucosekonzentration von 100 mM ausgegangen und die Konzentration von Messung zu Messung bis auf 1,56 mM halbiert. Die Temperatur in der Küvette war auf eine Tem peratur von 22°C +/- 1°C thermostatisiert. Als Reflektor wurde ein Würfel-Eck-Reflektor (corner cube reflector) eingesetzt, der mit einer Geschwindigkeit von etwa 7,9 mm/s oszillierend bewegt wurde. Die Möglichkeit, durch Verwendung eines oszillierend bewegten Reflektors 20 zugleich eine Tiefenabtastung (depth scan) und eine Modulation der Lichtweglänge zu realisieren, wurde im Zu sammenhang mit Fig. 1 bereits erläutert. Der dort er wähnte Nachteil einer verhältnismäßig schnellen mechani schen Bewegung des Reflektors 20 wirkt sich bei Messungen am Auge wegen der relativ geringen Gesamt-Abtasttiefe (Dicke der Vorderkammer) relativ wenig aus.The measurement setup of the SCRI essentially corresponded to FIG. 1. A superluminescent diode with a power of 0.5 mW and a central wavelength of 850 nm was used as the light source. The cuvette 64 consisted of Suprasil quartz glass and was filled with glucose / water solutions at different concentrations. A glucose concentration of 100 mM was assumed and the concentration was halved from measurement to measurement to 1.56 mM. The temperature in the cuvette was thermostated to a temperature of 22 ° C +/- 1 ° C. A corner cube reflector was used as the reflector, which was moved oscillating at a speed of about 7.9 mm / s. The possibility of simultaneously realizing a depth scan and a modulation of the light path length by using an oscillating reflector 20 has already been explained in connection with FIG. 1. The disadvantage he mentioned there of a relatively fast mechanical movement of the reflector 20 has relatively little effect on measurements on the eye because of the relatively small total scanning depth (thickness of the front chamber).

Zur Auswertung des Interferogramms wurde ein Meßdatenver arbeitungsprogramm (data acquisition software) einge setzt, das es ermöglichte, innerhalb des gesamten Tiefen- Abtastbereiches zwei Teilbereiche ("Fenster") in der Um gebung der Hauptreflexionen einzustellen, die an der hin teren Fläche des vorderen Küvettenglases 65 und an der vorderen Fläche des hinteren Küvettenglases 66 auftreten. Diese Reflexionspunkte sind in Fig. 4 mit A und B be zeichnet. Sie entsprechen bei dem natürlichen Auge dem Eintrittsort 59 (Grenzfläche zwischen Hornhaut und Kam merwasser) und dem Reflexionsort 60 (Grenzfläche zwischen Kammerwasser und Linse).To evaluate the interferogram, a measurement data processing program (data acquisition software) was used, which made it possible to set two partial areas ("windows") in the surrounding area of the main reflections around the rear surface of the front cell glass within the entire depth scanning range 65 and occur on the front surface of the rear cell glass 66 . These reflection points are marked in Fig. 4 with A and B be. In the natural eye, they correspond to the entry point 59 (interface between cornea and chamber water) and the reflection location 60 (interface between aqueous humor and lens).

Bei dem Experimentalmodell gemäß Fig. 3 beträgt der Ab stand zwischen diesen beiden intensitätsstärksten Refle xionen 1 mm. Entsprechend treten in den beiden in Fig. 5 dargestellten Fenstern der Tiefenabtastung (einer Längen skala mit willkürlichem Nullpunkt) Interferogramme bei etwa 150 µm und etwa 1150 µm, also in einem Abstand von 1000 µm auf.In the experimental model according to FIG. 3, the distance between these two most intense reflections is 1 mm. Correspondingly, in the two windows of the depth scanning (a length scale with an arbitrary zero point) shown in FIG. 5, interferograms occur at approximately 150 μm and approximately 1150 μm, that is to say at a distance of 1000 μm.

Aus den Interferogrammen gemäß Fig. 5 läßt sich eine In formation über die optische Weglänge des Lichtes zwischen den Reflexionspunkten A und B folgendermaßen bestimmen. From the interferograms shown in FIG. 5, information about the optical path length of the light between the reflection points A and B can be determined as follows.

Die Interferogramme gemäß Fig. 5 werden digitalisiert und mit einem DSP (Digital Signal Processing)-Prozessor einer schnellen Fouriertransformation (fast fourier transformation, FFT) unterzogen. Die Moduli der transfor mierten Ergebnisse werden verworfen. Nur die Phasenergeb nisse werden weiter verarbeitet. Gemäß der PublikationThe interferograms shown in Fig. 5 are digitized and a fast Fourier transform (Fast Fourier Transformation, FFT) with a DSP (Digital Signal Processing) processor subjected. The moduli of the transformed results are discarded. Only the phase results are processed further. According to the publication

W.L.Danielson et al.: "Absolute optical ranging using low coherence interferometry", Appl.Opt., 30, 2975 (1991)W.L. Danielson et al .: "Absolute optical ranging using low coherence interferometry ", Appl. Opt., 30, 2975 (1991)

kann man aus dem sogenannten "Phase Slope" (Steigung der funktionalen Abhängigkeit der Phase von der Frequenz ein genaues Maß der optischen Weglänge gewinnen, die wiederum das Produkt des Brechungsindex n und der geometrischen Weglänge ist.can be seen from the so-called "phase slope" (slope of the functional dependence of the phase on the frequency gain exact measure of the optical path length, which in turn the product of the refractive index n and the geometric Path length is.

Fig. 6 zeigt die Abhängigkeit der mittels FFT aus den beiden Interferogrammen der Fig. 5 ermittelten Phase (gemessen in rad) in Abhängigkeit von der auf der Ab szisse aufgetragenen Frequenz (gemessen in kHz). Die Steigung dieser Geraden ist der Phase Slope PS. Gemäß der Publikation von Danielson ergibt sich der Brechungsindex unmittelbar aus der Differenz DPS (Difference of Phase Slopes) der beiden PS-Werte an den Reflexionspunkten A und B gemäß: Fig. 6 shows the dependence of the phase determined by means of FFT from the two interferograms of Fig. 5 (measured in rad) as a function of the frequency plotted on the abscissa (measured in kHz). The slope of this straight line is the phase slope PS. According to Danielson's publication, the refractive index results directly from the difference DPS (Difference of Phase Slopes) of the two PS values at reflection points A and B according to:

n = (v/π · l_g) · DPS (1)n = (v / π · l _g ) · DPS (1)

Darin ist v die Geschwindigkeit der Reflektorbewegung und L die geometrische Gesamtweglänge (doppelte Entfernung zwischen A und B).Where v is the speed of the reflector movement and L the total geometric path length (double distance between A and B).

Auf diese Weise läßt sich der Brechungsindex n in der Probe als Maß für die Glucosekonzentration bestimmen. Die am Licht gemessene Meßgröße (d. h. der mit der Glucosekon zentration korrelierende quantifizierbare Parameter des Lichts) ist der DPS-Wert. Die Korrelation der für unter schiedliche Glucosekonzentrationen gemessenen DPS-Werte mit der Glucosekonzentration ist in Fig. 7 in einem dop pelt logarithmischen Maßstab dargestellt, wobei DPS auf der Ordinate und die Konzentration C auf der Abszisse aufgetragen ist. Die in Fig. 7 eingetragenen Punkte be zeichnen Meßwerte für sieben Glucosekonzentrationen, die jeweils mit 32 Abtastvorgängen (scans) innerhalb von zwanzig Sekunden gemessen wurden. Mit den Kreuzen werden die Fehlergrenzen dieser Messung angegeben. Die durchge zogene Linie ist ein "best linear fit" für alle Meß punkte. Dabei ist der gekrümmte Abschnitt bei niedrigen Werten eine Folge der Tatsache, daß der Fit nicht exakt durch den Nullpunkt geht.In this way, the refractive index n in the sample can be determined as a measure of the glucose concentration. The measured variable measured on the light (ie the quantifiable parameter of the light correlating with the glucose concentration) is the DPS value. The correlation of the DPS values measured for different glucose concentrations with the glucose concentration is shown in FIG. 7 on a double logarithmic scale, DPS being plotted on the ordinate and concentration C on the abscissa. The points entered in FIG. 7 indicate measured values for seven glucose concentrations, each of which was measured with 32 scans within twenty seconds. The error limits of this measurement are indicated with the crosses. The solid line is a "best linear fit" for all measuring points. The curved section at low values is a consequence of the fact that the fit does not go exactly through the zero point.

Der Fit entspricht einer Änderung des DPS-Wertes je Ein heit der Änderung der Glucosekonzentration von 2,055 × 10^-5 rad/Hz pro mM Glucose. Gemäß Gleichung (1) kann daraus eine Änderung des Brechungsindex je Einheit der Konzentration der Glucose von 2,58 × 10^-5 pro mM be rechnet werden. Dies entspricht mit guter Genauigkeit konventionell gemessenen Werten dieser Größe.The fit corresponds to a change in the DPS value per unit of change in the glucose concentration of 2.055 × 10 ^-5 rad / Hz per mM glucose. According to equation (1), a change in the refractive index per unit of the concentration of glucose of 2.58 × 10 ^-5 per mM can be calculated. With good accuracy, this corresponds to conventionally measured values of this size.

Wie weiter oben erläutert wurde, ist es für interferome trische Messungen erforderlich, daß sowohl der Meßlicht weg als auch der Referenzlichtweg in dem Sinn definiert sind, daß die Lichtwege während der Messung entweder kon stant sind oder sich in derartig kontrollierter Weise än dern, daß das Analysegerät stets über Änderungen der op tischen Lichtwege informiert ist.As explained above, it is for interferomes trical measurements required that both the measuring light path as well as the reference light path defined in the sense are that the light paths during the measurement either kon are constant or change in such a controlled manner change that the analyzer always about changes in the op table light paths is informed.

Bei Messungen an der Hautoberfläche läßt sich eine weit gehend konstante (und damit definierte) Länge des primär seitigen und des sekundärseitigen Meßlichtweges dadurch erreichen, daß der Meßkopf 13 (Fig. 1) mit gleichmäßigem Druck gegen die Haut gedrückt wird. Dies wird am Auge als unangenehm empfunden. Deswegen wird hier vorzugsweise kontaktlos gearbeitet, d. h. die Einstrahlungsmittel, mit denen das Meßlicht von dem SCRI in das Auge eingestrahlt wird, sind in einem möglichst konstanten Abstand von dem Auge fixiert, wobei dieser konstante Abstand mit für diese Zwecke in der Augenheilkunde gebräuchlichen Mit teln, beispielsweise einer entsprechenden Gesichtsmaske (vgl. EP-0 603 658 A1) gewährleistet wird. Die dabei un vermeidlichen Schwankungen sind jedoch zu groß, um ohne weitere Maßnahmen für die Glucoseanalyse auswertbare In terferogramme messen zu können.For measurements on the skin surface, a largely constant (and thus defined) length of the primary-side and the secondary-side measuring light path can be achieved by pressing the measuring head 13 ( FIG. 1) against the skin with uniform pressure. This is perceived as uncomfortable on the eye. For this reason, work is preferably carried out here without contact, ie the irradiation means with which the measuring light from the SCRI is irradiated into the eye are fixed at as constant a distance from the eye as possible, this constant distance using means customary for these purposes in ophthalmology, for example, a corresponding face mask (cf. EP-0 603 658 A1) is guaranteed. However, the unavoidable fluctuations are too great to be able to measure interferograms that can be evaluated without further measures for glucose analysis.

Deswegen werden bevorzugt, wie vorstehend beschrieben, Interferogramme von zwei Reflexionen im Auge gemessen, wobei der Reflexionsort der ersten Reflexion vor der Vor derkammer (auf deren vom Augapfel abgewandten Seite) liegt, während sich der zweite Reflexionsort hinter der Vorderkammer (auf deren dem Augapfel zugewandten Seite) befindet. Vorzugsweise liegt dabei der Reflexionsort der ersten Reflexion an der vom Kammerwasser benetzten Grenz fläche 52a der Hornhaut 52, während der Reflexionsort der zweiten Reflexion an der von dem Kammerwasser benetzten Oberfläche der Augenlinse 58 liegt. Alternativ kann der Reflexionsort der ersten Reflexion auch auf der äusseren Oberfläche der Hornhaut liegen, während der Reflexionsort der zweiten Reflexion alternativ an der Oberfläche der Iris oder auch in der Augenlinse liegen kann. Auch ein tiefer im Auge liegender Reflexionsort, insbesondere an der Oberfläche der Retina, ist grundsätzlich möglich.Therefore, as described above, it is preferred to measure interferograms of two reflections in the eye, the reflection location of the first reflection being in front of the anterior chamber (on the side facing away from the eyeball), while the second reflection location is behind the anterior chamber (on the side facing the eyeball) Side). Preferably, the reflection location of the first reflection lies at the boundary surface 52 a of the cornea 52 wetted by the aqueous humor, while the reflection location of the second reflection lies on the surface of the eye lens 58 wetted by the aqueous humor. Alternatively, the reflection location of the first reflection can also be on the outer surface of the cornea, while the reflection location of the second reflection can alternatively be on the surface of the iris or also in the eye lens. A location of reflection deeper in the eye, in particular on the surface of the retina, is also possible in principle.

Die vorstehenden Ergebnisse zeigen, daß der Brechungsin dex und damit die Glucosekonzentration des Kammerwassers der Vorderkammer des Auges mit guter Genauigkeit aus In terferogrammen bestimmt werden kann. Die Nachweisgrenze zu niedrigen Glucosekonzentrationen hängt dabei wesent lich von dem Signal-Rausch-Verhältnis der Messung (SNR) ab. Sie kann durch meßtechnische Optimierung soweit ge senkt werden, daß der gesamte physiologische Konzentrati onsbereich der Glucose analysiert werden kann.The above results show that the refractive index dex and thus the glucose concentration of the aqueous humor the anterior chamber of the eye with good accuracy from In terferograms can be determined. The limit of detection too low glucose concentrations depend significantly of the signal-to-noise ratio of the measurement (SNR) from. You can ge by measuring optimization be reduced that the total physiological concentrate range of glucose can be analyzed.

Bei Messungen am lebenden Auge ist im Gegensatz zu dem Experimentalmodell gemäß Fig. 3 davon auszugehen, daß die geometrische Lichtweglänge l_g nicht langfristig kon stant ist, sondern infolge von kleinen Veränderungen der Vorderkammer 54 variiert. In diesem Fall ist es vorteil haft, wenn der Brechungsindex bzw. die Glucosekonzentra tion unabhängig von den am lebenden menschlichen Auge vorkommenden Schwankungen der Dicke der Vorderkammer und damit des geometrischen Lichtweges in der Probe bestimmt werden kann. Dies ist mit Messungen bei mindestens zwei unterschiedlichen Licht-Wellenlängen auf Basis der nach folgenden Überlegungen möglich.In contrast to the experimental model according to FIG. 3, measurements on the living eye can be assumed that the geometric light path length l _{g is} not constant over the long term, but varies as a result of small changes in the anterior chamber 54 . In this case, it is advantageous if the refractive index or the glucose concentration can be determined independently of the fluctuations in the thickness of the anterior chamber occurring in the living human eye and thus in the geometric light path in the sample. This is possible with measurements at at least two different light wavelengths based on the following considerations.

Für eine Lösung von Glucose in Wasser läßt sich DPS für jede Wellenlänge wie folgt ausdrücken:For a solution of glucose in water, DPS can be used for Express each wavelength as follows:

DPS₁ = (n_w1 + c · dn_gl1) l_g · K
DPS₂ = (n_w2 + c · dn_gl2) l_g · K (2)DPS₁ = (n _w1 + c · dn _gl1 ) l _g · K
DPS₂ = (n + _{w 2} c · dn _gl2) l _g · K (2)

Darin bezeichnen die Indices 1 und 2 die beiden Wellen längen. n_w ist der Brechungsindex des Wassers und dn_gl ist die inkrementale Änderung des Brechungsindex je Ein heit der Glucosekonzentration. Die Glucosekonzentration ist mit c bezeichnet. K ist eine Konstante.Indices 1 and 2 denote the two wavelengths. n _w is the refractive index of the water and dn _gl is the incremental change in the refractive index per unit of the glucose concentration. The glucose concentration is labeled c. K is a constant.

Wenn man DPS für irgendeine beliebige Glucosekonzentra tion (beispielsweise für eine Glucosekonzentration von 5 mM) auf Null normiert, kann man die Formeln (2) für rela tiv (prozentual) kleine Variationen dl_g der geometrischen Weglänge l_g umformen zu:If one normalizes DPS to zero for any glucose concentration (for example for a glucose concentration of 5 mM), one can transform the formulas (2) for relatively (percentage) small variations dl _{g of} the geometric path length l _g to:

DPS₁ = (dl_g · n_w1 + c · l_g · dn_gl1) · K
DPS₂ = (dl_g · n_w2 + c · l_g · dn_gl2) · K (3)DPS₁ = (dl _g · n _w1 + c · l _g · dn _gl1 ) · K
DPS₂ = (dl _g · n _w2 + c · l _g · dn _gl2 ) · K (3)

Diese Gleichungen lassen sich ohne weiteres nach c auflö sen, wobei die unbekannte Änderung dl_g der geometrischen Weglänge l_g herausfällt. Es ergibt sich:These equations can easily be solved for c, whereby the unknown change dl _{g of} the geometric path length l _g falls out. The result is:

Die darin noch enthaltene geometrische Weglänge l_g ist der Mittelwert dieser Größe ohne Berücksichtigung der prozentual kleinen Schwankungen dl_g. Dieser Mittelwert läßt sich mit ausreichender Genauigkeit aus der relativen Position der beiden Interferogramme (unter Berücksichti gung eines mittleren Brechungsindex) bestimmen. Die Ge nauigkeit dieser Bestimmung ist besser als die Genauig keitsanforderungen bei der klinischen Bestimmung der Glu cose-Konzentration. Folglich läßt sich die Glucosekonzen tration mittels einer Einpunktkalibration bestimmen, bei der der Patient in einem einzigen (zweckmäßigerweise von Zeit zu Zeit wiederholten) Kalibrationsschritt mit einem konventionellen Verfahren die Blut-Glucosekonzentration bestimmt. Grundsätzlich bietet das beschriebene Verfahren sogar die Möglichkeit, den Brechungsindex absolut und da mit die Glucosekonzentration ohne Kalibration zu bestim men.The geometric path length l _g still contained therein is the mean value of this variable without taking into account the small percentage fluctuations dl _g . This mean value can be determined with sufficient accuracy from the relative position of the two interferograms (taking into account an average refractive index). The accuracy of this determination is better than the accuracy requirements in the clinical determination of the glucose concentration. Consequently, the glucose concentration can be determined by means of a single-point calibration, in which the patient determines the blood glucose concentration in a single (expediently repeated from time to time) calibration step using a conventional method. In principle, the described method even offers the possibility of determining the refractive index absolutely and therefore the glucose concentration without calibration.

Obwohl das vorstehend erläuterte Meßprinzip (im Gegensatz zur üblichen spektroskopischen Messung) nicht notwendi gerweise die Durchführung von Detektionsschritten bei ei ner Vielzahl von Lichtwellenlängen erfordert, kann es vorteilhaft sein, das Meßlicht mit einer Vielzahl unter schiedlicher Wellenlängen einzustrahlen und das dabei de tektierte Licht jeweils in der vorstehend beschriebenen Art und Weise auszuwerten. Es kann auch zweckmäßig sein, das erläuterte Verfahren mit Messungen der optischen Ab sorption zu kombinieren. Hierdurch kann die Genauigkeit der Messung erhöht werden, wobei insbesondere Störungen und Verfälschungen des Meßergebnisses durch in dem Kam merwasser enthaltene weitere Substanzen wie beispiels weise Ascorbinsäure, Aminosäuren und Milchsäure, die mit der Glucosebestimmung interferieren können, reduziert werden können. Außerdem kann auf diese Weise der mit Tem peraturschwankungen in der Vorderkammer des Auges verbun dene Meßfehler reduziert werden.Although the measuring principle explained above (in contrast for the usual spectroscopic measurement) not necessary the execution of detection steps at egg ner variety of light wavelengths, it can be advantageous to take the measuring light with a variety of different wavelengths and the de detected light in each of those described above Way to evaluate. It can also be useful the method explained with measurements of the optical Ab to combine sorption. This can reduce accuracy the measurement can be increased, in particular disturbances and falsification of the measurement result by in the Kam merwasser contain other substances such as wise ascorbic acid, amino acids and lactic acid with the glucose determination can interfere can be. In addition, the one with Tem temperature fluctuations in the anterior chamber of the eye measuring errors can be reduced.

Claims

1. Method for the analytical determination of the concentration of glucose in a biological sample, in which
in a detection step, measuring light from a light transmitter is irradiated into the sample on a primary-side measuring light path, the measuring light runs on a sample benlichtweg within the sample and light emerging from the sample is guided to a light receiver on a secondary-side measuring light path and is detected by the latter, around a by the interaction with the biological sample to determine variable measurable physical property of the light, which correlates with the concentration of glucose in the biological matrix, and
in an evaluation step the glucose concentration is determined on the basis of the physical property of the light determined in at least one detection step,
characterized in that
part of the light emitted by the light transmitter is fed to the light receiver on a reference light path with a defined optical path length,
the overall measuring light path consisting of the primary-side measuring light path, the sample light path and the secondary-side measuring light path has a defined optical light path length,
the secondary-side sample light path and the reference light path in front of the light receiver are brought together in such a way that the secondary light and the reference light interfere with one another, the light receiver measuring an interference signal and
the interference signal is used in the evaluation step to determine the glucose concentration.

2. The method according to claim 1, characterized in that that the optical light path length in at least one the light paths are modulated with a modulation signal and the interference signal using the mod tion signal is evaluated.

3. The method according to any one of the preceding claims, characterized in that the light on the Refe almost always with a reflective optical ele ment in the opposite direction is inflected.

4. The method according to any one of the preceding claims, characterized in that the optical light change path length of at least one of the light paths Lich and on several different lengths is provided.

5. The method according to claim 4, characterized in that the optical light path length of the reference light path is changeable and in several different ways Lengths is set.

6. The method according to any one of claims 4 or 5, characterized characterized in that the optical light path length oszil is changed.

7. The method according to any one of claims 5 or 6, characterized characterized in that the optical light path length by Movement of a reflective optical element is changed.

8. The method according to any one of the preceding claims, characterized in that the light transmitter with light a short coherence length of at most 50 µm, be preferably produced at most 10 µm.

9. The method according to claim 8, characterized in that the primary-side measuring light path and the secondary side measuring light path in the same from a limit surface of the sample defined half-space, so that light reflected from the sample in the second on the side of the sample light path.

10. The method according to claim 9, characterized in that the primary-side measuring light path and the secondary side measurement light path coincide and an optical Coupler for splitting the primary-side Pro benlichtwes and the reference light path as well as Merging the secondary-side sample light path and the reference light path.

11. The method according to claim 9 or 10, characterized records that to determine a glucose concentration tion several different relations of light path lengths of the total measuring light path in relation to the Reference light path can be set at which the optical path length of the reference light path is greater than the sum of the optical path lengths of the primary side Measurement light path and the secondary measurement light path is, so that the interference signal reflections in un corresponds to different depths of the sample.

12. The method according to claim 11, characterized in that that the concentration of glucose depends on the speed of the interference signal from the set Re tion of the optical light path lengths is determined.

13. The method according to any one of claims 2 to 12, characterized characterized that the optical path length of the samples light path to determine the glucose concentration is used.

14. The method according to any one of claims 2 to 13, characterized characterized in that to determine a glucose conc at least two different measuring light Wavelengths are used and the wavelengths depend dependence of the interference signal to determine the Glucose concentration is used.

15. The method according to claim 14 in connection with a of claims 5 to 7, characterized in that the light transmitter emits a broadband spectrum and the wavelength dependency with the Fourier Transform spectroscopy method is determined.

16. The method according to any one of the preceding claims, characterized in that the temperature of the biolo measured and when determining the Glucose concentration is taken into account.

17. The method according to any one of the preceding claims, characterized in that the biological sample is a biological fluid, especially blood.

18. The method according to any one of the preceding claims, characterized in that the biological sample is biological tissue.

19. The method according to claim 18, characterized in that the biological tissue skin tissue, in particular on the fingertip, the upper abdominal wall, the nail bed, lip, tongue or inner upper arm of man or the tissue of the Skleren or the Retina is.

20. The method according to any one of the preceding claims, since characterized in that the biological sample Aqueous humor in the anterior chamber of the eye closes.

21. The method according to any one of claims 9 and 10, characterized characterized that the measuring light through the eye horn skin irradiated into the anterior chamber of the eye and from the anterior chamber after reflection in the eye through the Leaking eye cornea is detected, so that the sample light path from an entry point at the Cornea within the anterior chamber up to one Place of reflection and from there to an exit point the cornea.

22. The method according to claim 21, characterized in that interferograms of two reflections in the eye will be measured, the reflection location of a first Reflection in front of the anterior chamber of the eye and the place of reflection of the second reflection behind the Anterior chamber of the eye lies and the glucose concen- tration tration determined from the two interferograms becomes.

23. The method according to claim 22, characterized in that that the reflection location of the second reflection at the boundary of the anterior chamber facing the eyeball of the eye.

24. The method according to claim 23, characterized in that the reflection location of the second reflection at the Lens surface of the eye lens lies.

25. The method according to any one of claims 22 to 24, characterized characterized in that the reflection site of the first Re flexion at the boundary wetted by the aqueous humor area of the cornea.

26. Glucose meter for analytical determination of the concentration of glucose in a biological sample ( 14 ) with a method according to any one of the preceding claims, comprising
a light transmitter ( 10 ) for generating measuring light,
Light irradiation means ( 11 ) positioned in a defined position with respect to the biological sample ( 14 ), with a light opening ( 12 ) through which the measuring light passes through an interface ( 15 , 35 ) of the sample ( 14 ) into the biological sample ( 14 ) is irradiated,
a primary-side measuring light path ( 22 , 37 ) connecting the light transmitter ( 10 ) and the interface ( 15 , 35 ),
in a defined position with respect to the biological sample's light receiving means for after interaction with the sample ( 14 ) at an interface ( 15 , 38 ) emerging from this measuring light and
a secondary-side measuring light path ( 24 , 39 ) which connects the interface ( 15 , 38 ) at which the measuring light emerges from the sample ( 14 ) to a light receiver,
characterized in that
the light transmitter ( 10 ) and the light receiver ( 23 ) are connected to one another via a reference light path ( 26 , 40 ) which has a defined optical path length, and
an optical coupler ( 7 ) is arranged in the secondary-side measuring light path, through which the secondary-side measuring light path ( 24 , 39 ) and the reference light path ( 26 , 40 ) are brought together in such a way that they strike the light receiver at the same point and generate an interference signal .

27. Glucose meter according to claim 26, characterized in that the light is guided on at least part of the light paths ( 22 , 24 , 37 , 39 ; 26 , 40 ) in single-mode optical fibers ( 9 ).

28. Glucose meter according to one of claims 26 or 27, characterized in that the light transmitter ( 10 ) is a diode light transmitter, in particular a superluminescent diode.

29. Glucose meter according to one of claims 26 to 28, characterized in that the primary-side measuring light path ( 22 ) and the secondary-side measuring light path ( 24 ) partially match and run through the same optical components.

30. Glucose meter according to one of claims 26 to 29, characterized in that the reference light path ( 26 , 40 ) for adjusting its light path length has a reflective optical element ( 20 , 44 ) displaceable in the optical axis.