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Gebiet der
Erfindung
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Die
Erfindung betrifft nicht-invasive in-vivo-Verfahren und Vorrichtungen
zur Bestimmung der Konzentration einer Substanz in einem Körper und zur
Bestimmung der Konzentration der Substanz als Funktion der Position
im Körper.
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Hintergrund
der Erfindung
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Verfahren
und Vorrichtungen für
in-vivo- und in-vitro-Messungen
des Blutzuckerspiegels sind in der Technik bekannt. Im allgemeinen
sind die Verfahren und Vorrichtungen verhältnismäßig kompliziert, und Messungen
des Blutzuckerspiegels einer Person werden üblicherweise in einer Klinik
oder einem Labor mit der Hilfe eines medizinisch-technischen Assistenten
durchgeführt,
und die Kosten der Messungen sind verhältnismäßig hoch.
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Es
stehen Verfahren und Vorrichtungen zur Bestimmung des Blutzuckerspiegels
zur Verwendung zuhause zur Verfügung,
zum Beispiel durch einen Diabetiker, der seinen Blutzuckerspiegel
häufig überwachen
muß. Diese
Verfahren und die damit verbundenen Vorrichtungen sind im allgemeinen
invasiv und umfassen üblicherweise
die Entnahme von Blutproben durch Stechen in den Finger. Das Stechen
in den Finger wird als lästig
und unangenehm empfunden, und um das Stechen in den Finger zu vermeiden,
neigen Diabetikern dazu, ihren Zuckerspiegel weniger häufig zu überwachen
als ratsam. Überdies benötigen viele
herkömmliche
Blutzuckermeßgeräte den regelmäßigen Kauf
von Probenstäbchen
und Stechnadeln, was lästig
ist und zusätzliche
Kosten für
den Benutzer verursacht. Es gibt einen Bedarf nach Blutzuckermeßgeräten, die
einfach zu verwenden sind und die nicht-invasive in-vivo Prüfungen des Blutzuckers
durchführen.
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Die
PCT-Veröffentlichung
WO 98/38904 beschreibt ein „nicht-invasives in-vivo-Blutzuckermeßgerät", das einen photoakustischen
Effekt verwendet, in dem Lichtenergie in akustische Energie umgewandelt
wird, um den Blutzucker einer Person zu messen. Impulse von Licht
mit einer Wellenlänge,
für die Licht
durch Glukose absorbiert wird, werden durch das Blutzuckermeßgerät gerichtet,
um einen Teil des Körpers
der Person, wie eine Fingerspitze, die weiches Gewebe aufweist,
zu beleuchten. Die Lichtimpulse werden typischerweise auf eine verhältnismäßig kleine
Brennpunktsregion innerhalb des Körperteils fokussiert, und Licht
aus den Lichtimpulsen wird durch Glukose absorbiert und in einer
Geweberegion in der Nachbarschaft der Brennpunktsregion in kinetische
Energie umgewandelt. Die kinetische Energie bewirkt, daß die Temperatur
und der Druck der absorbierenden Geweberegion zunehmen und akustische Wellen
erzeugen, die im folgenden als „photoakustische Wellen" bezeichnet werden,
die von der absorbierenden Geweberegion abgestrahlt werden. Ein akustischer
Sensor, der im Blutzuckermeßgerät enthalten
ist, berührt
das Körperteil
und tastet die photoakustischen Wellen ab. Die Intensität der Wellen
ist eine Funktion der Glukosekonzentration in der absorbierenden
Geweberegion und ihre Intensität,
die durch den Sensor gemessen wird, wird verwendet, um die Glukose
zu prüfen.
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Jedoch
wird das Licht durch das Körpergewebe
gestreut, und obwohl das Licht auf eine kleine Brennpunktsregion
innerhalb des Körpers
fokussiert wird, sind der Ort und die Größe der absorbierenden Geweberegion
nicht genau bekannt. Als Folge sind der erzeugte photoakustische
Effekt und die Messungen des Zuckerspiegels der Person nicht notwendigerweise
das Ergebnis nur der Glukosekonzentration im Blut der Person. Die
Eigenschaften der absorbierenden Geweberegion, wie die Dichte der
Blutgefäße darin,
die die Glukosekonzentration in der absorbierenden Region beeinflussen
können,
sind häufig nicht
genau bekannt. Messungen des Blutzuckerspiegels können daher
durch unbekannte Variablen beeinflußt werden, die die Zuverlässigkeit
der Messungen wesentlich beeinträchtigen.
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Das
US-Patent 5,941,821 und EPO 0919180, das die Priorität aus dem
US-Patent beansprucht, beschreiben ein anderes nicht-invasives in-vivo-Blutzuckermeßgerät, das einen
photoakustischen Effekt verwendet, um Blutzucker zu prüfen. Licht
mit einer Wellenlänge,
bei der Glukose Licht absorbiert, wird mit einer geeigneten Frequenz
moduliert und durch das Blutzuckermeßgerät gerichtet, um eine Region
des Körpers
einer Person zu beleuchten. Glukose im Blut und der interstitiellen
Flüssigkeit
im Gewebe nahe der Oberfläche
der Region absorbiert das Licht und wandelt die absorbierte Energie
in kinetische Energie um, die das Gewebe erwärmt. Die Temperatur des Gewebes
nimmt zyklisch im Rhythmus mit der Modulation des Lichts zu und
ab. Die abwechselnde Erwärmung
und Abkühlung
des Gewebes führt
zu einer periodischen Erwärmung
der Luft, die mit der Oberfläche
der beleuchteten Region in Kontakt steht, die Schallwellen in der
Luft erzeugt. Ein im Blutzuckermeßgerät enthaltenes Mikrophon liefert
Intensitätsmessungen
der Schallwellen, die verwendet werden, um eine Glukosekonzentration
zu bestimmen.
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Zusammenfassung
der Erfindung
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Die
Erfindung ist im Anspruch 1 definiert.
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Ein
Aspekt einiger Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung betrifft die Bereitstellung eines nicht-invasiven
in-vivo-Blutzuckermeßgeräts, das
den Zuckerspiegel einer Person im wesentlichen nur aus der Glukosekonzentration
im Blut der Person bestimmt.
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Ein
Aspekt einiger Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung betrifft die Bereitstellung eines Blutzuckermeßgeräts, das
mindestens ein Blutgefäß im Körper einer
Person unter Verwendung von Ultraschall lokalisiert. Das Blutzuckermeßgerät bestimmt
den Zuckerspiegel der Person durch Prüfen von Glukose, die im wesentlichen
nur im Blut in dem lokalisierten mindestens einen Blutgefäß vorhanden ist.
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In
Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung weist das Blutzuckermeßgerät mindestens einen
Ultraschallwandler, der Ultraschall in den Körper der Person abstrahlt,
und mindestens einen Ultraschallsensor auf, der Energie aus dem
eingestrahlten Ultraschall empfängt,
die durch Merkmale im Körper
reflektiert oder durchgelassen wird. Das Blutzuckermeßgerät lokalisiert
das mindestens eine Blutgefäß aus der
reflektierten/durchgelassen Energie, wobei Verfahren verwendet werden,
die in der Technik bekannt sind. In einigen Ausführungsformen der vorliegenden
Erfindung weist das Blutzuckermeßgerät mindestens eine Lichtquelle
auf, die eine Geweberegion, in der das mindestens eine Blutgefäß lokalisiert
ist, mit mindestens einen Impuls von Licht mit einer Wellenlänge beleuchtet,
für die
das Licht durch Glukose absorbiert wird. Glukose in einem Blutvolumen,
das im folgenden als „Bolus" von Blut bezeichnet
wird, absorbiert in dem mindestens einen Blutgefäß Energie aus dem mindestens
einen Lichtimpuls. Die absorbierte Energie erzeugt Änderungen
im Bolus, die eine Funktion der absorbierten Energiemenge sind,
die unter anderem wiederum eine Funktion der Glukosekonzentration
im Bolus ist.
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Es
wird mindestens eine Änderung
einer akustischen Eigenschaft des Bolus und/oder von akustischen
Erscheinungen, die im Bolus durch die absorbierte Energie erzeugt
werden, durch das Blutzuckermeßgerät gemessen
und verwendet, um die Glukose im Bolus zu prüfen. In einigen Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung wird eine Messung einer Änderung
und/oder Erscheinung während der
Beleuchtung des Bolus mit dem mindestens einen Lichtimpuls durchgeführt. In
einigen Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung wird eine Messung nach der Beleuchtung
des Bolus mit dem mindestens einen Lichtimpuls durchgeführt.
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Gemäß eines
Aspekts einiger Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung wird eine photoakustische Welle verwendet,
die durch die absorbierte Energie erzeugt wird, um die Glukose im
Bolus zu prüfen.
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Wenn
die Geweberegion, in der das mindestens eine Blutgefäß lokalisiert
ist, mit dem mindestens einen Lichtimpuls beleuchtet wird, erzeugen
der Bolus und im allgemeinen das Gewebe, das den Bolus umgibt, als
Reaktion auf Energie, die sie aus dem mindestens einen Lichtimpuls
absorbieren, photoakustische Wellen. Das Blutzuckermeßgerät tastet
die photoakustischen Wellen ab und ermittelt Stellen ihrer Ursprünge unter
Verwendung von Verfahren, die in der Technik bekannt sind. Das Blutzuckermeßgerät vergleicht
die ermittelten Stellen mit der Stelle des Bolus, um zu ermitteln,
welche der photoakustischen Wellen aus dem Bolus herrührt. Die
so ermittelte Amplitude der photoakustischen Welle ist eine Funktion der
Glukosekonzentration im Bolus und wird verwendet, um die Glukose
der Person zu prüfen.
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Gemäß eines
Aspekts einiger Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung reflektiert das Blutzuckermeßgerät Ultraschallwellen
aus dem Bolus zu den Zeiten, während
derer eine photoakustische Welle durch den Bolus erzeugt wird, um
eine Änderung
im Bolus zu messen, um daraus die Glukosekonzentration zu bestimmen.
Während
der Erzeugung der photoakustischen Welle bewegt sich die Oberfläche des
Bolus, und aus dem Bolus reflektierte Ultraschallwellen werden daher
Doppler-verschoben. Im allgemeinen bewegen sich während der
Erzeugung der photoakustischen Welle Oberflächenregionen des Bolus mit
Geschwindigkeiten, die wesentliche Bruchteile der Schallgeschwindigkeit
im beleuchteten Gewebe sind. Als Folge werden Frequenzen von Ultraschallwellen,
die durch den Bolus reflektiert werden, aus Ultraschallwellen, die
auf den Bolus auftreffen, verglichen mit der Frequenz der auftreffenden Ultraschallwellen
wesentlich Doppler-verschoben. Die Intensitäten dieser reflektierten Wellen
und die Größe ihrer
Doppler-Verschiebungen werden abgetastet und verwendet, um die Glukosekonzentration im
Bolus zu bestimmen.
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Das
Blutzuckermeßgerät ist so
beschrieben worden, daß es
den Bolus mit Licht bei einer Wellenlänge beleuchtet, für die Licht
durch Glukose absorbiert wird. Jedoch ist es nicht möglich, eine
Wellenlänge
für das
Licht zu wählen,
für die
andere Bestandteile des Bolus als Glukose das Licht nicht absorbieren.
Als Folge ist ein akustischer Effekt, der durch das Blutzuckermeßgerät gemessen
wird, der von der Absorption von Licht durch den Bolus bei irgendeiner
Wellenlänge
herrührt,
auf die Absorption der Lichts durch andere Substanzen als Glukose
im Bolus, wie Cholesterin, Albumin und verschiedene Lipide, als
auch durch Glukose zurückzuführen. Um
einen Beitrag zum Effekt zu isolieren, der auf Glukose und dadurch
auf die Glukosekonzentration im Bolus zurückzuführen ist, wird der Bolus vorzugsweise
mit Lichtimpulsen mit mehreren unterschiedlichen Wellenlängen beleuchtet
und der Effekt bei den unterschiedlichen Wellenlängen gemessen. Unter Verwendung
bekannter Absorptionsquerschnitte für Licht durch Substanzen im
Blut wird der Beitrag zum Effekt von Glukose und dadurch die Glukosekonzentration
im Bolus bestimmt.
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Es
wird leicht aus den im vorhergehenden Abschnitt gemachten Bemerkungen
gefolgert, daß die
Erfindung nicht auf das Prüfen
von Blutzucker beschränkt
ist. Im Prozeß der
Bestimmung der Glukosekonzentration werden gemäß einer Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung Absorptionskoeffizienten anderer Substanzen
im Blut bestimmt, und die Absorptionskoeffizienten können verwendet
werden, um Konzentrationen dieser Substanzen zu bestimmen. Wenn
zum Beispiel „N" unterschiedliche
Lichtwellenlängen
verwendet werden, um die Glukosekonzentration zu bestimmen, werden
gemäß einer Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung Absorptionskoeffizienten von N unterschiedlichen
Bestandteilen des Blutbolus bestimmt und können verwendet werden, um Konzentrationen
der Bestandteile im Bolus zu bestimmen. Unterschiedliche einzelne Substanzen
im Bolus, deren Konzentrationen abgeschätzt werden sollen, können gemäß einer
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung durch eine geeignete „Abstimmung" der Frequenzen geprüft werden,
die verwendet werden, um den Blutbolus zu beleuchten. Ferner ist
die vorliegende Erfindung nicht auf das Prüfen von Blutbestandteilen beschränkt. Einige
Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung können
verwendet werden, um Bestandteile von anderen Geweben und Merkmalen
des Körpers,
wie zum Beispiel Bestandteile der interstitiellen Flüssigkeit,
Blutgerinnsel oder Plaques in Blutgefäßen zu prüfen, die unter Verwendung von
Ultraschall lokalisiert werden.
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Während nur
beschrieben worden ist, daß Licht
verwendet wird, um einem Blutbolus Energie zuzuführen, können gemäß einer Ausführungsform der
vorliegenden Erfindung andere Formen elekt romagnetischer Strahlung,
wie Mikrowellen oder HF-Strahlung verwendet werden, um Energie an
Bestandteile zu übermitteln,
die in einem Gewebevolumen geprüft
werden. Einige Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung werden verwendet, um eine räumliche
Abbildung der Konzentration einer Substanz in einer Region des Körpers bereitzustellen.
In einigen Ausführungsformen
wird eine Teilregion der Region des Körpers, für die die Konzentration der Substanz
abgebildet werden soll, mit parallel gerichteten Licht beleuchtet,
das durch die Substanz absorbiert wird. Wie oben erwähnt, sind
aufgrund der Streuung von Licht im Körpergewebe die Größe und der
Ort der Teilregion nicht genau bekannt. Jedoch können gemäß Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung Änderungen
der akustischen Eigenschaften des Gewebes in der Teilregion für stark
lokalisierte „Volumenelemente" in der Teilregion
bestimmt werden. Die Änderungen
können,
gemäß Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung, bestimmt werden, indem photoakustische
Wellen, die in den Volumenelementen erzeugt werden, und/oder Eigenschaften
von Ultraschallwellen abgetastet werden, die von den Volumenelementen
reflektiert und/oder durch sie durchgelassen werden. Alle Änderungen der
akustischen Eigenschaften, die durchgelassene, reflektierte oder
erzeugte akustische Wellen beeinflussen, wie die oben erläuterten,
können
auf Volumenelemente in der Teilregion lokalisiert werden, die Abmessungen
in einem Bereich von einigen bis etwa zehn Wellenlängen des
Ultraschalls aufweisen, der verwendet wird, um die Teilregion zu
untersuchen. Da diese Änderungen
eine Funktion der Konzentration der Substanz sind, kann gemäß bevorzugter
Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung die Konzentration der Substanz in unterschiedlichen
Volumenelementen der Teilregion bestimmt werden. Es wird eine Abbildung
der Konzentration der Substanz in der Körperregion erfaßt, indem
die beleuchtete Teilregion zu unterschiedlichen „Abtast"-Positionen
in der Körperregion
bewegt wird.
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Da
sich unterschiedliche Organe und/oder Merkmale in der Körperregion üblicherweise
durch unterschiedliche Konzentrationsspiegel einer Substanz unterscheiden
werden, wird eine Kon zentrationsabbildung der Substanz, die gemäß einer
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung bereitgestellt wird, im allgemeinen die
Organe und/oder Merkmale abbilden. Demzufolge werden einige Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung verwendet, um Organe und oder Merkmale
von Organen in einer Region eines Körpers abzubilden. Zum Beispiel
sind LDL-Cholesterin und oxidiertes LDL-Cholesterin in Plaques stark
konzentriert. Indem die Konzentration von LDL-Cholesterin oder oxidiertem
LDL-Cholesterin
in einer Region des Körpers
einer Person abgebildet werden, können Bilder von Plaqueablagerungen auf
Wänden
von Blutgefäßen in der
Region erfaßt werden.
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Kurze Beschreibung
der Figuren
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Es
werden im folgenden nicht einschränkende Beispiele von Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung unter Bezugnahme auf hierzu beigefügte Figuren
beschrieben. In den Figuren werden identische Strukturen, Elemente
oder Teile, die in mehr als einer Figur erscheinen, im allgemeinen
in allen Figuren, in der sie erscheinen, mit derselben Ziffer bezeichnet.
Abmessungen von Komponenten und Merkmalen, die in den Figuren gezeigt
werden, werden zur Einfachheit und Klarheit der Darstellung gezeigt
und werden nicht notwendigerweise maßstabsgerecht gezeigt. Die
Figuren werden im folgenden aufgelistet.
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1A–1C zeigen
schematisch ein Blutzuckermeßgerät gemäß einer
Ausführungsform der
vorliegenden Erfindung, das den Blutzucker einer Person mißt, indem
es photoakustische Wellen abtastet, die im Blut in einer Region
des Körpers
der Person durch Beleuchtung der Region mit Licht erzeugt werden,
das durch Glukose absorbiert wird;
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2A und 2B zeigen
schematisch ein Blutzuckermeßgerät gemäß einer
Ausführungsform der
vorliegenden Erfindung, das Blutzucker mißt, indem es Änderungen
der Schallgeschwindigkeit in Blut abtastet;
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3A–3B zeigen
schematisch ein Blutzuckermeßgerät gemäß einer
Ausführungsform der
vorliegenden Erfindung, das Cholesterin im Körper einer Person prüft und abbildet.
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Detaillierte
Beschreibung der Ausführungsformen
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Die 1A–1C zeigen
schematisch ein Blutzuckermeßgerät 20 gemäß einer
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung, das den Blutzucker einer Person durch
Abtasten photoakustischer Wellen mißt, die im Blut in einem Teil 24 des
Körpers
der Person erzeugt werden. Das Blutzuckermeßgerät 20 weist mindestens
einen Ultraschallwandler 26, eine Lichtquelle 28,
die Licht mit einer Wellenlänge
liefert, bei der Licht durch Glukose absorbiert wird, und eine Steuereinrichtung 30 auf,
die den mindestens einen Ultraschallwandler und die Lichtquelle
steuert.
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Mindestens
ein Ultraschallwandler 26 ist akustisch mit der Region 24 gekoppelt
und wird verwendet, um die akustische Impedanz und Schallgeschwindigkeit
in der Region 24 im Profil darzustellen und Merkmale in
der Region unter Verwendung von Ultraschallsabbildungstechniken
und Verfahren zu ermitteln und zu lokalisieren, die in der Technik
bekannt sind. Insbesondere wird mindestens ein Ultraschallwandler 24 verwendet,
um mindestens ein Blutgefäß 22 im
Körperteil 24 unter
Verwendung von Verfahren zu ermitteln und zu lokalisieren, die in
der Technik bekannt sind. Zum Beispiel kann die Lokalisierung des
Blutgefäßes 22 durchgeführt werden,
indem eine Doppler-Verschiebung des Ultraschalls detektiert wird,
der vom Blutgefäß reflektiert
wird, die durch die Geschwindigkeit des Blutes im Blutgefäß verursacht
wird, wobei vorausgesetzt wird, daß eine Komponente der Geschwindigkeit
des Blutes parallel zum auf das Blutgefäß auftreffenden Ultraschall
verläuft.
Oder die Lokalisierung eines Blutgefäßes kann durchgeführt werden,
indem Reflektionen des Ultraschalls von Wänden im Blutgefäß abgetastet
werden.
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Es
sind zahlreiche und verschiedenartige Ultraschallwandler, Konfigurationen
von Wandlern und Ultraschallabbildungsverfahren in der Technik bekannt,
die zur Verwendung bei der Ausführung
der vorliegenden Erfindung und bei der Lokalisierung von Blutgefäßen geeignet
sind.
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Mindestens
ein Wandler 26 kann einen einzelnen Wandler oder mehrere
Wandler aufweisen. Mindestens ein Wandler 26 kann einen
verhältnismäßig kleinen
Wandler aufweist, der als eine Punktquelle dient, wenn Ultraschallwellen
erzeugt werden, und als Punktsensor dient, der Ultraschallwellen
in einem verhältnismäßig großen Raumwinkel
abtastet. Mindestens ein Wandler 26 kann einen geformten
Wandler aufweisen, der einen parallel gerichteten Ultraschallstrahl
erzeugt und Ultraschall in einem verhältnismäßig kleinen Raumwinkel abtastet.
Mindestens ein Wandler kann eine phasengesteuerte Anordnung von
Ultraschallwandlern aufweisen, die durch die Steuereinrichtung 30 gesteuert
werden können,
um einen Ultraschallstrahl zu erzeugen und zu leiten.
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Mindestens
ein Wandler 26 kann einen piezoelektrischen Wandler oder
anderen Wandler aufweisen, der in der Technik bekannt ist, wie einen „optischen" Ultraschallwandler,
der Impulse optischer Energie in akustische Energie umwandelt. Optische Ultraschallwandler
werden in einem Artikel mit dem Titel „Theory of Detection of Shear
Stress Pulses with Laser Picosecond Acoustics", von O. Matsuda, 11. ICPPP, Japan 2000
beschrieben. Solche Wandler können
Ultraschallimpulse liefern und detektieren, die Impulslängen im
Subpikosekundenbereich aufweisen.
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In
einigen Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung werden selbige Wandler verwendet, um
sowohl Ultraschallwellen zu erzeugen und als auch abzutasten. In
einigen Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung wird mindestens ein Wandler, der verwendet
wird, um Ultraschall zu senden, nicht dazu verwendet, Ultraschall
abzutasten.
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In
den 1A–1C und
den Figuren, die folgen, wird zur Einfachheit der Darstellung beispielhaft
vorausgesetzt, daß mindestens
ein Ultraschallwandler 26 sowohl Ultraschall sendet als
auch abtastet, und so steuerbar ist, daß er einen parallel gerichteten
und/oder fokussierten Ultraschallimpuls erzeugt. In 1A steuert
die Steuereinrichtung 30 mindestens einen Ultraschallwandler 26 so,
daß er mindestens
einen parallel gerichteten Impuls von Ultraschallwellen in den Körperteil 24 sendet,
wobei der Ultraschallimpuls durch Bogenliniensegmente 32 darge stellt
wird. Etwas der Energie des mindestens einen Ultraschallimpulses 32 wird
von einer lokalisierten Region 36 des mindestens einen
Blutgefäßes 22 reflektiert
und kehrt zu dem mindestens einen Wandler 26 als mindestens
ein reflektierter Ultraschallimpuls 38 zurück.
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Ein
reflektierter Impuls 38 wird durch mindestens einen Ultraschallwandler 26 abgetastet,
der als Reaktion darauf Signale erzeugt, die der Ultraschallwandler
zur Steuereinrichtung 30 überträgt. Die Steuereinrichtung 30 verarbeitet
die empfangenen Signale, wobei Verfahren verwendet werden, die in der
Technik bekannt sind, um mindestens ein Blutgefäß 22 zu ermitteln
und zu lokalisieren. Es werde zum Beispiel vorausgesetzt, daß ein Blutbolus 40,
der sich durch eine Region 36 mindestens eines Blutgefäßes 22 bewegt,
eine Geschwindigkeitskomponente parallel zum Impuls 32 oder
dem reflektierten Impuls 38 aufweist. Es kann dann ermittelt
werden, daß der
reflektierte Impuls 38 seinen Ursprung in mindestens einem
Blutgefäß 22 hat,
indem eine Doppler-Verschiebung des reflektierten Impulses abgetastet
wird, die von dem Impuls herrührt,
die vom Bolus 40 reflektiert wird. Der Ort des Blutgefäßes 22 kann
aus einer Zeitspanne zwischen einer Zeit, zu der die Impulse der
Ultraschallwellen 32 gesendet werden, und einer Zeit bestimmt
werden, zu der der Doppler-verschobene Ultraschallimpuls 38 am
Ultraschallwandler 26 ankommt. Zusätzlich können reflektierte Impulse 38 aus
Reflektionen der Energie aus gesendeten Impulsen 32 durch
Wände mindestens
eines Blutgefäßes 22 als
Ergebnis dessen herrühren,
daß die
Wände eine
akustische Impedanz aufweisen, die sich von der akustischen Impedanz
des Gewebes unterscheidet, das an die Wände angrenzt.
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Es
sollte beachtet werden, daß Energie
aus mindestens einem Ultraschallimpuls 32 nicht nur durch
mindestens ein Blutgefäß 22 und
dessen Merkmale reflektiert wird. Im allgemeinen wird die Energie aus
mindestens einem Ultraschallimpuls 32 durch Gewebegrenzflächen und
Regionen im Körperteil 24 reflektiert,
in denen sich die akustische Impedanz schnell ändert. In einigen Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung wird die Energie der Reflektionen, die
durch mindestens einen Wandler 26 abgetastet wird, dazu
verwendet, akustische Eigenschaften, wie zum Beispiel die akustische
Impedanz und die Schallgeschwindigkeit, von Regionen im Körperteil 24 zu
bestimmen. In einigen Ausführungsformen der
vorliegenden Erfindung werden Reflektionen akustischer Energie verwendet,
um akustische Eigenschaften der Kopplung mindestens eines Wandlers 26 mit
dem Körperteil 24 zu
bestimmen. Messungen der akustischen Eigenschaften des Körperteils 24 und
der Kopplung des mindestens einen Wandlers 26 mit dem Körperteil
werden im folgenden als „akustische
Kalibrierungsmessungen" bezeichnet.
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In
einigen Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung weist Ultraschall, der durch mindestens
einen Wandler 26 erzeugt wird, eine Frequenz von mehr als
5 MHz auf. In einigen Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung ist die Frequenz im wesentlichen gleich
oder größer als
10 MHz. Schall breitet sich im Körpergewebe
mit einer Geschwindigkeit von etwa 1,5 mm pro Mikrosekunde aus und weist
eine nutzbare Eindringtiefe zur Ermittlung von Merkmalen im Gewebe
auf, die durch die Absorption begrenzt ist und abnimmt, wenn die
Frequenz zunimmt. Für
eine Ultraschallfrequenz von etwa 10 MHz beträgt die Wellenlänge des
Ultraschalls, der durch den Wandler erzeugt wird, etwa 0,15 mm,
und er weist eine nutzbare Eindringtiefe von etwa 35 mm auf. Für diese
Frequenz kann das Blutzuckermeßgerät 20 den
Ort mindestens eines Blutgefäßes 22 in eine
Richtung, längs
derer der Wandler Ultraschallimpulse sendet, mit einer Genauigkeit
von etwa 0,15 mm (d.h. etwa einer Wellenlänge) bestimmen. In einigen
Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung werden gesendete Ultraschallimpulse 32 parallel
gerichtet, so daß sie
einen Querschnittsdurchmesser von etwa 1,5 mm aufweisen. Das Blutzuckermeßgerät 20 weist
daher eine räumliche
Auflösung
und Eindringtiefe auf, die ausreicht, um Blutgefäße zu lokalisieren, die Abmessungen
aufweisen, die typisch für
Abmessungen von Blutgefäßen sind,
die sich beispielsweise im Handgelenk, Unterarm oder in der Leiste
einer Person befinden.
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In 1B steuert
die Steuereinrichtung 30, nachdem mindestens ein Blutgefäß 22 lokalisiert worden
ist, die Lichtquelle 28 so, daß sie das Körperteil 24 mit mindestens
einem Impuls 42 von parallel gerichtetem Licht beleuchtet,
das auf die Region 36 des mindestens einen Blutgefäßes 22 „zielt". Wenn der Lichtimpuls 42 in
das Körperteil 24 eintritt,
streut das Gewebe im Körperteil 24 das
Licht, und das parallel gerichtete Licht breitet sich lateral aus.
Wenn daher der Lichtimpuls 42 tiefer in den Körperteil 24 eindringt,
beleuchtet er ein zunehmendes Gewebevolumen im Körperteil. In der Region des
Bolus 40 wird ein Gewebevolumen beleuchtet, das größer als
das Volumen des Bolus 40 ist. Es ist daher zu erkennen, daß aufgrund
der Streuung im allgemeinen kein parallel gerichtetes Licht verwendet
werden kann, um im wesentlichen nur eine verhältnismäßig kleine, genau definierte
Geweberegion im Körperteil 24 zu
beleuchten. Als Folge können
photoakustische Wellen durch den Lichtimpuls 42 an Stellen
im Körperteil 24 erzeugt
werden, die nicht auf den Blutbolus 40 beschränkt sind,
und der Lichtimpuls kann photoakustische Wellen an Stellen erzeugen,
die von der Stelle des Blutbolus wesentlich entfernt sind. In 1B stellen
Linien 44 schematisch eine Einhüllende dar, die das räumliche
Ausmaß des
mindestens einen Lichtimpulses 42 senkrecht zur Bewegungsrichtung des
Lichtimpulses darstellt, und die Streuung der Linien 44 im
Körperteil 24 zeigt
die laterale Streuung des mindestens einen Lichtimpulses 42 an.
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Es
sollte beachtet werden, daß während die Lichtquelle 28 beispielhaft
auf der Seite des Ultraschallwandlers 26 angeordnet gezeigt
wird, andere Positionen der Lichtquelle 28 möglich sind
und vorteilhaft sein können.
In einigen Ausführungsformen der
vorliegenden Erfindung ist zum Beispiel der Ultraschallwandler 26 mit
einem Loch ausgebildet, und die Lichtquelle 28 ist so angeordnet,
daß sie
Lichtimpulse durch das Loch sendet. Die Ausstrahlung von Lichtimpulsen
durch ein Loch im Ultraschallwandler 26 liefert eine verhältnismäßig gleichmäßige und symmetrischere
Beleuchtung eines „Gesichtsfeldes" des Wandlers im
Körperteil 24,
in dem der Wandler Merkmale des Körperteils ermittelt. Während ferner die
Lichtquelle 28 als eine einzelne Lichtquelle gezeigt wird,
kann die Lichtquelle 28 mehrere Lichtquellen aufweisen,
die Licht bei Wellenlängen
liefern, die zur Bestimmung der Glukosekonzentration im Bolus 40 geeignet
sind.
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1C zeigt
schematisch photoakustische Wellen, die durch Sätze konzentrischer Kreise dargestellt
werden, die im Körperteil 24 als
Ergebnis der Beleuchtung mit Licht 42 erzeugt werden. Ein
innerster konzentrischer Kreis in einem Satz konzentrischer Kreise
stellt schematisch eine Stelle eines Ursprungs einer photoakustischen
Welle dar. Sätze
konzentrischer Kreise 48, die mit gestrichelten Linien
gezeichnet sind, stellen schematisch photoakustische Wellen dar,
die durch Absorption von Energie aus dem Lichtimpuls 42 an
Stellen außerhalb
des Blutgefäßes 22 und
des Bolus 40 erzeugt werden. Der Satz 50 konzentrischer
Kreise, der mit durchgezogenen Linien gezeichnet ist, stellt schematisch
eine photoakustische Welle dar, die einen Ursprung im Bolus 40 hat.
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Der
Ultraschallwandler 26 tastet photoakustische Wellen 48 und 50 ab
und überträgt als Reaktion darauf
Signale an die Steuereinrichtung 30. Gemäß einer
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung bestimmt die Steuereinrichtung 30 einen
Ort für
den Ursprung aller photoakustischen Wellen 48 und 50 unter
Verwendung von Resultaten der akustischen Kalibrierungsmessungen,
die vorher durchgeführt wurden
und in der Erläuterung
der 1A erwähnt wurden.
Die Steuereinrichtung 30 vergleicht dann die Orte mit dem
Ort des Bolus 40, der vorher bestimmt wurde, wie in 1A angezeigt.
Verfahren zur Bestimmung der Ursprungsorte von photoakustischen Wellen
werden in der PCT-Veröffentlichung
WO 98/14118 und im US Patent 5,713,356 beschrieben.
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Die
Steuereinrichtung 30 ist daher gemäß einer Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung imstande, zwischen photoakustischen Wellen
zu unterscheiden, die im Bolus 40 erzeugt werden, und photoakustischen
Wellen, die außerhalb
des Bolus 40 erzeugt werden. Die Steuereinrichtung 30 stellt
fest, daß die
photo akustischen Wellen 50 im Bolus 40 lokalisiert
sind, und daß die
photoakustischen Wellen 48 außerhalb des Bolus 40 lokalisiert
sind. Gemäß einer
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung verwendet daher die Steuereinrichtung 30 den
Ort und die Amplituden photoakustischer Wellen 50 und 48 und
die Kalibrierungsmessungen, um eine Glukosekonzentration im Blut
der Person zu bestimmen.
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Die
Druckamplitude aus der photoakustischen Welle 50 und die
Form der photoakustischen Welle 50, die durch den Ultraschallsensor 26 abgetastet
werden, sind eine Funktion einer Energiemenge, die durch den Bolus 40 aus
mindestens einem Lichtimpuls 42 absorbiert wird. Die aus
mindestens einem Lichtimpuls 42 absorbierte Energiemenge
ist natürlich
eine Funktion eines Absorptionskoeffizienten im Blut für Licht
im Lichtimpuls 42. Im allgemeinen ist die absorbierte Energiemenge
verhältnismäßig klein,
weshalb die Energiemenge annähernd
proportional zum Absorptionskoeffizienten des Lichts 42 im
Blut ist. Die Beziehung zwischen der Amplitude einer photoakustischen
Welle und einer Energiemenge, die durch eine Geweberegion absorbiert
wird, die die photoakustische Welle erzeugt, wird im US-Patent 4,385,634
von Bowen und in der oben aufgeführten
PCT-Veröffentlichung
WO 98/14118 beschrieben. Ausdrücke
für die
Amplitude einer photoakustischen Welle werden außerdem in einem Artikel von
Lai, H. M. und Young, K. J. in Acoust. Soc. Am. B. 76, S. 2000 (1982),
in einem Artikel von MacKenzie u.a. „Advances in Photoacoustic
Noninvasive Glucose Testing",
Clin. Chem. B. 45, S. 1587–1595
(1999) und in einem Artikel von C. G. A. Hoelen u.a., „A New Theoretical
Approach To Photoacoustic Signal Generation", Acoust. Soc. Am. 106 2 (1999) angegeben.
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Wenn
P die Amplitude der photoakustischen Welle 50 repräsentiert,
dann ist bei Anwendung des Ausdrucks für die Amplitude, der durch
Hoelen u.a. angegeben wird, P = A(βC2/H)(I0τe–αd)αb,
wobei A eine Proportionalitätskonstante
ist, β der
Wärmeausdehnungskoeffizient
für Blut,
C die Schallgeschwindigkeit und H die spezifische Wärmekapazität von Blut
ist. I0 und τ sind die Intensität bzw. die
Impulslänge
mindes tens eines Lichtimpulses 42. α ist der Absorptionskoeffizient
für Licht
in mindestens einem Lichtimpuls 42 im Gewebe des Körperteils 24 und
d ist eine Weglänge,
die der Lichtimpuls 42 im Körperteil durchläuft, um
den Blutbolus 40 zu erreichen. αb ist
der Absorptionskoeffizient des Blutes im Bolus 40, der
eine Funktion der Glukosekonzentration im Blut ist, für Licht
in mindestens einem Lichtimpuls 42. Der Exponentialfaktor
e–αd ist
ein Dämpfungsfaktor,
durch den die Intensität
mindestens eines Lichtimpulses 42 längs der Weglänge d gedämpft wird.
Der Dämpfungsfaktor
kann aus d, das aus dem Ort des Blutbolus 40 bekannt ist,
und experimentell bekannten Werten für α geschätzt werden. In einigen Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung wird der Absorptionskoeffizient α als eine
Funktion der Distanz längs der
Weglänge
d bestimmt, wobei die Gleichung für P, die oben oder in einem
der anderen aufgeführten
Dokumenten angegeben wird, und eine Finite-Element-Analyse des gemessenen
photoakustischen Signals verwendet wird.
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Die
Lichtwellenlänge
in mindestens einem Lichtimpuls 42 wird so gewählt, daß das Licht
durch Glukose absorbiert wird. Der Absorptionskoeffizient αb ist
daher eine Funktion eines bekannten Absorptionsquerschnitts von
Glukose für
Licht bei der Lichtwellenlänge
in mindestens einem Lichtimpuls 42 und einer unbekannten
Glukosekonzentration im Blut des Bolus 40. Es kann daher
ein Maß der
Amplitude P von photoakustischen Wellen verwendet werden, die im
Blutbolus 40 erzeugt werden, um die Glukosekonzentration
in Blutbolus 40 zu bestimmen. In einigen Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung stellt die Steuereinrichtung 30 die
Amplitude P ein, indem Resultate der akustischen Kalibrierungsmessungen verwendet
werden, um systematische Meßabweichungen
in P zu entfernen, die durch die akustischen Eigenschaften des Gewebes
im Körperteil 24 eingeführt werden,
und mindestens ein Wandler 26 mit der Körperteil gekoppelt wird. Die
Steuereinrichtung 30 verwendet das eingestellte P, um die
Glukosekonzentration zu bestimmen.
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Glukose
weist Absorptionsspitzen an einer Anzahl unterschiedlicher Wellenlängen auf,
die in der Praxis der vorliegenden Erfindung verwendet werden können. Zum
Beispiel weist Glukose Absorptionsspitzen im mittleren Infrarot
(IR) bei 9,7 Mikrometern, im Kombinationsbereich bei 2,10, 2,27
und 2,32 Mikrometern, im ersten Oberschwingungsbereich bei 1,73, 1,69
und 1,61 Mikrometern, und im nahen Infrarot mit einer verhältnismäßig niedrigen
Absorption in Bändern
auf, die an 0,76, 0,92 und 1,00 Mikrometern zentriert sind, die
in der Praxis der vorliegenden Erfindung verwendet werden können. Jedoch
gibt es keine Wellenlänge
für das
Licht, bei der nur Glukose im Blut das Licht absorbiert. Viele unterschiedliche Substanzen
im Blut, wie Cholesterin, Albumin und verschiedene Fette und Proteine
absorbieren Licht bei oder nahe Lichtwellenlängen, bei der Glukose Licht
absorbiert. Als Folge ist der Absorptionskoeffizient αb nicht
nur eine Funktion der Glukosekonzentration in Blutbolus 40,
sondern auch der Konzentrationen (und der Absorptionskoeffizienten)
der anderen absorbierenden Substanzen im Blutbolus. Daher werden
gemäß einer
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung, um den Blutzucker der Person zu prüfen, Absorptionskoeffizienten αb von
Licht durch einen Bolus 40 des Blutes der Person aus gemessenen
Amplituden der photoakustischen Wellen für mehrere unterschiedliche
Lichtwellenlängen
bestimmt. Die Glukosekonzentration im Blut der Person wird dann
aus einer Analyse der bestimmten Absorptionskoeffizienten bestimmt,
wobei Algorithmen verwendet werden, die in der Technik bekannt sind.
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Passende
Kriterien für
die Auswahl unterschiedlicher Lichtwellenlängen, die verwendet werden,
um die Glukosekonzentration zu bestimmen, und die Verfahren und
Techniken zur Analyse des Absorptionskoeffizienten sind wohlbekannt.
Das US-Patent 5,957,841 von Maruo u.a., das US-Patent 5,452,716
von V. Clift, das US-Patent 5,348,002 von Caro und das US-Patent
4,975,581 von Robinson u.a. beschreiben Verfahren zur Bestimmung
der Glukosekonzentration aus Absorptionsmessungen mit mehreren Wellenlängen. Das
US-Patent 5,957,841 beschreibt die Bestimmung der Glukosekonzentration
im Gewebe aus Messungen der Absorption von Licht im Gewebe in drei
Wellenlängenbändern: 1,48 Mikrometer–1,55 Mikrometer,
1,55 Mikrometer–1,65 Mikrometer
und 1,65 Mikrometer–1,88
Mikrometer. Geeignete Lichtquellen, wie Laser, Laserdioden (LDs)
und lichtemittierende Dioden (LEDs) zur Bereitstellung von Licht
bei Wellenlängen,
die verwendet werden, um gemäß Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung Glukose zu prüfen, sind leicht erhältlich.
Für Verfahren
zum Prüfen
von Glukose gemäß Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung, wie einem Verfahren, das im folgenden
unter Bezugnahme auf 4 erläutert wird,
in dem eine kontinuierliche Beleuchtung eines Blutbolus bei erwünschten
Frequenzen erforderlich ist, können
auch gefilterte Lampen zur Bereitstellung von Licht verwendet werden.
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In
einigen Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung werden photoakustische Wellen, die im
Blutbolus 40 durch mindestens einen Lichtimpuls 42 erzeugt
werden, gemäß einer
Ausführungsform der
vorliegenden Erfindung durch Überlagerung
der photoakustischen Wellen mit einer akustischen Referenzwelle
detektiert.
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Um
die Überlagerungsdetektionstechnik
gemäß einer
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung zu erläutern, werde vorausgesetzt,
daß mindestens
ein Lichtimpuls 42 einen Zug von Lichtimpulsen aufweist,
die bei einer ersten Frequenz abgestrahlt werden. Photoakustische
Wellen werden dann durch den Blutbolus 40 im wesentlichen
bei der ersten Frequenz erzeugt. Es werde vorausgesetzt, daß die Referenzquelle
so gesteuert wird, daß sie
akustische „Referenz"-Wellen bei einer
zweiten Frequenz erzeugt, die von der ersten Frequenz versetzt ist,
die auf den Blutbolus 40 fokussiert ist. Es werde ferner vorausgesetzt,
daß die
akustischen Referenzwellen ausreichend stark sind, daß beim Vorhandensein
der akustischen Referenzwellen der Blutbolus eine wesentliche nicht-lineare
Antwort auf die akustischen Anregungen aufweist. Als Folge sind
photoakustische Wellen, die im Blutbolus 40 durch die Lichtimpulse 42 erzeugt
werden, nicht nur eine Funktion der Intensität und Frequenz der Lichtimpulse,
sondern sind auch eine Funktion der Intensität und Frequenz der akustischen
Referenzwellen. Die „akustische Nicht-Linearität" des Blutbolus 40,
der durch die Referenzwellen verursacht wird, koppelt die Referenzwellen
und die photoakustische Antwort des Blutbolus an die Lichtimpulse 42.
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Insbesondere
wenn die Phase der Referenzwellen und die Einhüllende der optischen Energie
der Lichtimpulse 42 im Blutbolus 40 stabil ist,
wird die Kopplung der Referenzwellen und der photoakustischen Antwort
des Blutbolus ein „überlagertes
photo-akustisches
Signal" erzeugen.
Das überlagerte photoakustische
Signal, das eine Frequenz aufweisen wird, die im wesentlichen gleich
der Schwebungsfrequenz der ersten und zweiten Frequenzen ist, wird
vom Blutbolus gesendet. Die Druckamplitude des überlagerten Signals ist proportional
zur Leistung im Referenzstrahl und kann wesentlich größer als
die Druckamplitude der photoakustischen Wellen sein, die durch den
Blutbolus 40 als Reaktion auf die Beleuchtung durch den
Lichtimpuls 42 erzeugt werden. Das überlagerte Signal kann durch
eine geeignete Filterung der Signale detektiert werden, die durch mindestens
einen Wandler 26 unter Verwendung von Techniken erzeugt
werden, die in der Technik wohlbekannt sind.
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Die
Erfinder schätzen,
daß ein
akustischer Referenzstrahl, der etwa 1 mW Leistung in einen Blutbolus
fokussiert, der ein Volumen von etwa 1 mm2 aufweist,
ausreichend Energie in den Blutbolus fokussiert, um die photoakustische
Antwort mit dem akustischen Referenzstrahl zu koppeln. Die Kopplung
von zwei akustischen Signalen im menschlichen Körper, um ein überlagertes
Signal zu erzeugen, wird in einem Buch mit dem Titel „Physical
Ultrasonics" durch
Robert T. Beyer und Stephen V. Letcher, Academic Press 1969 erläutert. Berechnungen
im Buch geben mögliche
Verstärkungsfaktoren
an.
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Es
ist zu beachten, die die Verwendung einer Überlagerungsdetektionstechnik
gemäß einer
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung die gleichzeitige Anregung und anschließende gleichzeitige Detektion
von photoakustischen Wellen ermöglicht, die
im Bolus 40 durch Licht mit mehreren unterschiedlichen
Wellenlängen
erzeugt werden. Es werde zum Beispiel vorausgesetzt, daß der Blutbolus 40 gleichzeitig
mit Licht bei drei unterschiedlichen Wellenlängen beleuchtet wird, um die
Glukosekonzentration im Blutbolus zu bestimmen. Es werde ferner
vorausgesetzt, daß sich
die Impulsrate des Lichts für jede
Wellenlänge
unterscheidet und daß während der
Beleuchtung eine akustische Referenzwelle auf den Bolus fokussiert
wird. Die photoakustische Antwort des Blutbolus wird zur Erzeugung
eines starken photoakustischen Signals bei einer anderen Schwebungsfrequenz
für jede
der drei Wellenlängen
führen. Die
Signale aller Frequenzen können
gleichzeitig detektiert und ermittelt werden, wobei geeignete Filterungs-
und Signalverarbeitungstechniken verwendet werden, die in der Technik
bekannt sind.
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Es
ist ferner zu erkennen, daß gemäß einer Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung eine Überlagerungsdetektionstechnik
verwendet werden kann, um einen Ort der Quelle photoakustischer
Wellen zu bestimmen, die in einem Körper erzeugt werden. Die Energie
in einem akustischen Referenzstrahl kann auf ein verhältnismäßig kleines
Brennpunktsvolumen an einer bekannten Stelle fokussiert werden.
Photoakustische Signale, die im Körper erzeugt werden, die durch
eine Frequenz gekennzeichnet sind, die gleich einer Schwebungsfrequenz
sind, müssen
ihren Ursprung im Brennpunktsvolumen des Referenzstrahls haben.
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In
einigen Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung weist mindestens ein Lichtimpuls 42 einen
Zug von Lichtimpulsen auf, und das Blutzuckermeßgerät 20' mißt eine Änderung des Reflexionsvermögens, das
jedem Lichtimpuls im Zug der Lichtimpulse folgt. Optional sind die
Impulsweite und Impulsfrequenz so gestaltet, daß sich zwischen den Lichtimpulsen
der Bolus 40 auf eine Temperatur abkühlt, die im wesentlichen gleich
der Umgebungstemperatur ist. Optional wird das Energiereflexionsvermögen des
Bolus 40 gemessen, indem ein Ultraschallimpuls 46 vom
Bolus vor und nach jedem Lichtimpuls im Zug der Lichtimpulse reflektiert
wird, um eine Änderung
des Reflexionsvermögens
zu bestimmen, die sich aus der Beleuchtung durch die Lichtimpuls
ergibt. In einigen Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung beträgt
die Impulsweite der Lichtimpulse etwa 10 Nanosekunden, und die Impulsfrequenz
beträgt
10 kHz. In einigen Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung bestehen die Ultraschallimpulse 46 aus
Impulsen von Ultraschallwellen bei einer Frequenz von mindestens
10 MHz.
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In
einigen Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung werden Änderungen der akustischen Impedanz
des Blutbolus 40 gemessen, um während der Bolus 40 durch
mindestens einen Lichtimpuls 42 erwärmt wird, oder kurz danach
den Blutzuckerspiegel zu bestimmen. Um die Messungen durchzuführen, reflektiert
das Blutzuckermeßgerät 20' während der
Bolus durch den Lichtimpuls 42 erwärmt wird, oder kurz danach,
Ultraschall am Bolus 40, während einer Zeitspanne, in
der als Reaktion auf die Beleuchtung durch den Lichtimpuls photoakustische
Wellen im Bolus 40 erzeugt werden.
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Ultraschallwellen,
die vom Bolus 40 reflektiert werden, während er sich anschließend an
die Absorption von Energie aus dem Lichtimpuls 42 ausdehnt,
tragen häufig
eine sehr deutliche und verhältnismäßig leicht
ermittelte Signatur – eine
sehr große Doppler-Verschiebung.
Während
der Expansion expandiert eine Oberfläche eines Blutvolumens im Bolus 40 mit
einer Geschwindigkeit nahe der Schallgeschwindigkeit, während eine
photoakustische Welle im Blutbolus 40 erzeugt wird. Als
Folge sind Schallwellen, die vom Bolus 40 reflektiert werden,
während er
durch den Lichtimpuls 42 erwärmt wird, im allgemeinen durch
sehr große
Doppler-Verschiebungen gekennzeichnet.
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Die 2A und 2B zeigen
ein Blutzuckermeßgerät 21,
das ähnlich
zum Blutzuckermeßgerät 20 ist,
das dazu dient, Glukose im Blut einer Person zu prüfen, indem
Ultraschallwellen vom Blutbolus 40 reflektiert werden,
während
der Blutbolus durch Licht erwärmt
wird, das durch das Blut absorbiert wird.
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In 2A lokalisiert
das Blutzuckermeßgerät 21 mindestens
ein Blutgefäß 22 und
einen Blutbolus 40, und führt optional akustische Kalibrierungsmessungen
durch. In 2B steuert die Steuereinrichtung 30 eine
Lichtquelle 28 so, daß sie
den Bolus 40 mit einem Lichtimpuls 42 beleuchtet,
und während der
Bolus durch den Lichtimpuls beleuchtet wird, steuert sie den Ultra schallwandler 26 so,
daß er
einen Ultraschallimpuls 51 sendet, der auf den Blutbolus
fokussiert wird. Als Folge der Beleuchtung des Bolus 40 durch
den Lichtimpuls 42 dehnt sich der Bolus 40 schnell
aus. Die Oberfläche
des Bolus bewegt sich vom Bolus mit Geschwindigkeiten nach außen, die
nahe der Schallgeschwindigkeit liegen, und erzeugt eine photoakustische
Welle. Es wird Energie vom Ultraschallimpuls 51 von der
sich schnell bewegenden Oberfläche
des Bolus 40 in einem Ultraschallimpuls 54 reflektiert,
die eine große
Doppler-Verschiebung aufweist, die durch die Geschwindigkeit erzeugt
wird, mit der sich die Oberfläche
bewegt. Die Intensität
des Doppler-verschobenen Impulses 54 ist eine Funktion
des Energiereflexionsvermögens
der Oberfläche
des Bolus 40, das wiederum eine Funktion einer Differenz
zwischen dem Absorptionskoeffizienten von Licht im Blutbolus 40 und
dem Absorptionskoeffizienten des Gewebes ist, das den Bolus umgibt.
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Gemäß einer
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung mißt
das Blutzuckermeßgerät 21 die
Intensität
der Doppler-verschobenen Wellen, die von einem Blutbolus reflektiert
werden, während
der Blutbolus mit Licht für
unterschiedliche Wellenlängen des
Beleuchtungslichts beleuchtet wird. Die Messungen werden verwendet,
um Absorptionskoeffizienten für
Blut bei den Wellenlängen
und eine Glukosekonzentration im Blut zu bestimmen. In einigen Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung werden die Messungen als Reaktion auf
akustische Kalibrierungsmessungen korrigiert und die korrigierten
Messungen werden verwendet, um die Glukosekonzentration zu bestimmen.
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Als
ein anderes Beispiel der Prüfung
von anderen Substanzen als Glukose können gemäß Ausführungsformen der vorliegenden
Erfindung durch Wählen
eines geeigneten Satzes von Wellenlängen für Licht, das verwendet wird,
um Regionen des Körpers
einer Person zu beleuchten, Konzentrationen von Cholesterin in den
Regionen bestimmt werden. Licht bei Wellenlängen zwischen 1,70–1,80 Mikrometern
wird durch Cholesterin absorbiert, und Licht bei diesen Wellenlängen kann
in der Praxis der vorliegenden Er findung verwendet werden, um Cholesterinkonzentrationen
in Regionen des Körpers
einer Person zu bestimmen.
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Verfahren
zur Bestimmung der Konzentration einer Substanz in einem Körper liefern
gemäß einer
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung die Konzentration der Substanzen als
eine Funktion der Position im Körper.
In einigen Ausführungsformen der
vorliegenden Erfindung wird eine räumliche Abbildung der Konzentrationen
einer Substanz in einem Körper
verwendet, um Merkmale und/oder Bestandteile des Körpers abzubilden.
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Die 3A und 3B zeigen
schematisch ein „Blutzuckermeßgerät" 100, das
im folgenden als „Prüfabbildungsvorrichtung 100" bezeichnet wird, das
beispielsweise verwendet wird, um gemäß einer Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung Cholesterin in einem Körper einer
Person zu prüfen
und abzubilden. Die Prüfabbildungsvorrichtung 100 weist eine
Sichtanzeige 102 auf. In 3A steuert
die Steuereinrichtung 30 mindestens einen Wandler 26 so,
daß er
eine Region 36 mindestens eines Blutgefäßes 22 lokalisiert.
In 3B beleuchtet dann die Prüfabbildungsvorrichtung 100 die
Region 36 mit Licht mit Wellenlängen, die zum Prüfen von
Cholesterin geeignet sind, und bestimmt Cholesterinkonzentrationen
in der Region 36 unter Verwendung von Verfahren, die ähnlich zu
jenen sind, die oben zur Bestimmung von Konzentrationen der Glukose
beschrieben wurden. Die Steuereinrichtung 30 steuert dann
den Wandler 26, um andere Regionen mindestens eines Blutgefäßes 22 zu
lokalisieren und fährt damit
fort, Cholesterinkonzentrationen in diesen anderen Regionen zu bestimmen.
Eine 110 der Cholesterinkonzentration
als Funktion der Position für
Regionen, die durch die Prüfabbildungsvorrichtung 100 abgetastet
werden, wird auf der Sichtanzeige 102 angezeigt. Mindestens
ein Blutgefäß 22 ist
an zwei Stellen durch Plaqueabladerungen 104 und 106 beeinträchtigt.
Die Stellen der Plaqueabladerungen 104 und 106 sind
auf der Cholesterinkonzentrationsabbildung 110 sichtbar,
die auf der Anzeige 102 gezeigt wird.
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Als
weiteres Beispiel kann die Prüfabbildungsvorrichtung 100 auch
verwendet werden, um Tumore abzubilden. Tumoröse Wu cherungen weisen im allgemeinen
eine ungewöhnlich
hohe Konzentration von Blutgefäßen in den
Wucherungen und im Gewebe auf, das die Wucherungen umgibt. Durch
die Abbildung einer Geweberegion mit der Prüfabbildungsvorrichtung 100 unter
Verwendung von Licht mit einer Wellenlänge, die stark durch Blut absorbiert wird,
kann gemäß einer
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung Gewebe mit einer ungewöhnlich hohen
Dichte von Blutgefäßen deutlich
gegenüber Gewebe
hervorgehoben werden, das eine normale Blutgefäßdichte aufweist. Als Folge
kann Tumorgewebe in der abgebildeten Region häufig deutlich von gesundem
Gewebe abgehoben werden.
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In
einigen Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung wird ein „Prüfbild" einer Region des Körpers als Reaktion auf Konzentration
einer Substanz in der Region, das durch eine Prüfabbildungsvorrichtung bereitgestellt
wird, einem Bild der Region überlagert,
das durch eine andere Abbildungsart bereitgestellt wird, wie zum
Beispiel einem MRI- oder CT-Bild. In einigen Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung ist das Bild, dem das Prüfbild überlagert
wird, ein Ultraschallbild. Optional wird das Ultraschallbild unter
Verwendung derselben Ultraschalldetektoren erfaßt, die verwendet werden, um
das Prüfbild
zu erfassen. Durch die Verwendung derselben Ultraschalldetektoren
zur Erfassung sowohl des Prüfbildes
als auch des Ultraschallbildes, dem das Prüfbild überlagert wird, wird das Prüfbild automatisch
mit dem Ultraschallbild registerhaltig gemacht.
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In
der Beschreibung und den Ansprüchen der
vorliegenden Anmeldung werden jedes der Verben „aufweisen", „umfassen" und „haben" und deren konjugierte
Formen verwendet, um anzugeben, daß das Objekt oder die Objekte
des Verbs nicht notwendigerweise eine komplette Auflistung der Glieder, Komponenten,
Elemente oder Teile des Subjekts oder der Subjekte des Verbs sind.
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Die
vorliegende Erfindung ist unter Verwendung detaillierter Beschreibungen
von Ausführungsformen
davon beschrieben worden, die als Beispiel bereitgestellt werden
und nicht dazu bestimmt sind, den Rahmen der Erfindung zu beschränken. Die
be schriebenen Ausführungsformen
umfassen unterschiedliche Merkmale, von denen nicht alle in allen Ausführungsformen
der Erfindung benötigt
werden. Einige Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung nutzen nur einige der Merkmale oder möglichen Kombinationen
der Merkmale. Es werden Fachleuten Variationen von Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung, die beschrieben werden, und Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung einfallen, die andere Kombinationen von
Merkmalen aufweisen, die in den beschrieben Ausführungsformen angeben werden.
Der Rahmen der Erfindung wird nur durch die folgenden Ansprüche definiert.