DE19807939C1

DE19807939C1 - Verfahren und Vorrichtung zur nichtinvasiven optischen Bestimmung der Blutglukosekonzentration

Info

Publication number: DE19807939C1
Application number: DE1998107939
Authority: DE
Inventors: Klaus Abraham-Fuchs; Arnulf Oppelt
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 1998-02-25
Filing date: 1998-02-25
Publication date: 1999-09-30
Anticipated expiration: 2018-02-26

Abstract

Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung und ein Verfahren zur nichtinvasiven optischen Bestimmung der Blutglukosekonzentration im Körper eines zu untersuchenden Lebewesens in vivo, wobei wenigstens quasi gleichzeitig Licht zweier diskreter Wellenlängen (lambda¶1¶, lambda¶2¶) an einem ersten und einem von diesem verschiedenen zweiten Meßort in den Körper eines zu untersuchenden Lebenwesens eingestrahlt wird, und nur eine der beiden Wellenlängen (lambda¶2¶) im Gebiet der optischen Absorption von Glukose liegt.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur nichtinvasiven opti schen Bestimmung der Blutglukosekonzentration im Körper eines zu untersuchenden Lebewesens in vivo mit folgenden Verfah rensschritten:

- Einstrahlen von Licht zweier diskreter Wellenlängen in den Körper eines zu untersuchenden Lebewesens, wobei nur eine der beiden Wellenlängen im Gebiet der optischen Absorption von Glukose liegt,
- Detektieren des aus dem Körper des zu untersuchenden Lebe wesens austretenden Lichts der zwei diskreten Wellenlängen,
- Bildung von dem detektierten Licht der zwei diskreten Wel lenlängen entsprechenden Meßsignalen, und
- Ermitteln der Blutglukosekonzentration aus den Meßsignalen.

Die Erfindung betrifft außerdem eine Vorrichtung zur nicht- invasiven optischen Bestimmung der Blutglukosekonzentration im Körper eines zu untersuchenden Lebewesens in vivo, aufwei send:

- Optische Sender zum gleichzeitigen Einstrahlen von Licht zweier diskreter Wellenlängen in den Körper eines zu unter suchenden Lebewesens, wobei nur eine der beiden Wellenlän gen im Gebiet der optischen Absorption von Glukose liegt,
- eine optische Empfangseinrichtung zum Detektieren aus dem Körper des zu untersuchenden Lebewesens austretenden Lichts der zwei diskreten Wellenlängen,
- Mittel zur Bildung von dem detektierten Licht der zwei diskreten Wellenlängen entsprechenden Meßsignalen aus den Ausgangssignalen der Empfangseinrichtung, und
- eine Auswerteeinheit zum Ermitteln der Blutglukosekonzen tration aus den Meßsignalen.

Zur nichtinvasiven Bestimmung der Blutglukosekonzentration in vivo, Bestimmung ist hier sowohl im Sinne einer einmaligen Ermittlung als auch einer zumindest quasi-kontinuierlichen Überwachung zu verstehen, wird häufig eine optische Methode, nämlich Spektroskopie im nahen Infrarot (NIR), vorgeschlagen. Die Anwendung dieser Methode wird aber erheblich dadurch er schwert, daß die Absorptionsbanden der Glukose von sehr viel stärkeren Absorptionsbanden des Gewebewassers überlagert sind.

Deshalb ist in dem US-Patent 5,372,135, das eine Vorrichtung und ein Verfahren der eingangs genannten Art betrifft, eine optische Brücke vorgeschlagen, bei der Gewebe im entspannten und gequetschtem Zustand mit jeweils zwei Wellenlängen durch strahlt wird, wovon die eine in einem Spektralgebiet liegt, in dem vorrangig Wasser, die andere, in dem Wasser und Glu kose optisch absorbiert. Im gequetschten Gewebezustand wird die optische Brücke abgeglichen, indem eine der optischen Wellenlängen so lange verändert wird, bis die Lichtabsorption bei beiden Wellenlängen dieselbe ist. Der sich dann im ent spannten Gewebezustand einstellende Unterschied der Licht intensität zwischen den beiden Wellenlängen ist direkt pro portional zur mittleren Blutglukosekonzentration im durch leuchteten Gebiet, und zwar unabhängig von der Absorption des Gewebe- und Blutwassers.

Weitere gattungsgemäße Vorrichtungen und Verfahren sind aus der WO 90/07905 A1, der EP 0 623 308 A1, der US 5 601 080 A, der EP 0 808 605 A2, der DE 33 13 601 A1 und der DE 43 14 835 A1 bekannt.

Da auf die in diesen Druckschriften beschriebene Weise die Blutglukosekonzentration wegen des Quetschens und Entspannens des durchstrahlten Gewebes nicht kontinuierlich bestimmbar ist, wird in der nicht vorveröffentlichten deutschen Patentanmeldung 197 32 412.6 der Einfluß der Wasserabsorption eliminiert, indem das mit zwei Wellenlängen durchstrahlte Gewebe kontinuierlich mit zwei Frequenzen mechanisch in der Dicke moduliert wird. Dabei gelangen zwei feste Wellenlängen zur Anwendung die so ausgesucht sind, daß bei der einen vorrangig Wasser, bei der anderen Wasser und Glukose absorbiert.

In beiden Fällen erschwert der Aufwand für die mechanische Manipulation des durchleuchteten Gewebes die Konstruktion eines dauernd am Körper zu tragenden Gerätes.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren und eine Vorrichtung der eingangs genannten Art so auszubilden, daß die Bestimmung der Blutglukosekonzentration ohne mechani sche Manipulation von Gewebe des zu untersuchenden Lebewesens möglich ist.

Nach der Erfindung wird der ein Verfahren betreffende Teil der Aufgabe durch die Merkmale des Patentanspruches 1 gelöst.

Da die Einstrahlung von Licht an zwei unterschiedlichen Meß orten des Körpers des zu untersuchenden Lebewesens erfolgt und bei der Detektion sowohl zu an dem ersten Meßort einge strahltem Licht als auch an dem zweiten Meßort eingestrahltem Licht gehöriges austretendes Licht detektiert wird und ande rerseits an zwei unterschiedlichen Meßorten des Körpers eines zu untersuchenden Lebewesens in der Regel unterschiedliche Gewebezusammensetzungen vorliegen, enthalten die im Falle des erfindungsgemäßen Verfahrens gebildeten Meßsignale, wie noch im Einzelnen gezeigt werden wird, alle notwendigen Informa tionen, um die Blutglukosekonzentration ermitteln zu können.

Im einfachsten Fall wird aus den Meßsignalen eine Größe be stimmt, die proportional zur Differenz der Blutglukosekonzen tration an den zwei Meßorten ist. Es besteht dann die Mög lichkeit, diese Größe durch eine einmalige Eichung in Einhei ten der Blutglukosekonzentration zu kalibrieren.

Wenn gemäß einer weiteren Ausführungsform der Erfindung eine der zwei diskreten Wellenlängen derart verändert wird, daß die zu einem der beiden Meßorte gehörigen Meßsignale für die zwei diskreten Wellenlängen gleich sind, läßt sich eine der Blutglukosekonzentration proportionale Größe, nämlich die Differenz der zu dem anderen Meßort gehörigen Meßsignale für die zwei diskreten Wellenlängen, direkt gewinnen.

Eine der Blutglukosekonzentration proportionale Größe läßt sich auch direkt gewinnen, wenn die Detektion des von dem ersten Meßort stammende austretenden Lichtes der zwei diskre ten Wellenlängen und des von dem zweiten Meßort stammenden austretenden Lichtes der zwei diskreten Wellenlängen derart erfolgt, daß das von dem ersten Meßort stammende austretende Licht mit der nicht im Bereich der optischen Absorption von Glukose liegenden Wellenlänge wenigstens annähernd die glei che mittlere optische Weglänge zurückgelegt hat, wie das von dem zweiten Meßort stammenden austretende Licht mit der nicht im Bereich der optischen Absorption von Glukose liegenden Wellenlänge. Bei der der Blutglukosekonzentration propor tionalen Größe handelt es sich dann um die Differenz der zu der anderen Wellenlänge gehörigen Meßsignale.

Im Falle der beiden zuvor erläuterten Ausführungsbeispiele besteht die Möglichkeit, die jeweils zu berücksichtigende Differenz der Meßsignale durch eine einmalige Eichung für das jeweils zu untersuchende Lebewesen in Einheiten der Blutglu kosekonzentration zu kalibrieren.

Nach der Erfindung wird der eine Vorrichtung betreffende Teil der Aufgabe durch die Merkmale des Patentanspruches 7 gelöst.

Bezüglich der Wirkungsweise der erfindungsgemäßen Vorrichtung wird auf die vorstehende Erläuterung des erfindungsgemäßen Verfahrens verwiesen.

Um das von dem an dem ersten Meßort als auch dem zweiten Meß ort stammende austretende Licht mit der im Bereich der opti schen Absorption von Glukose liegenden Wellenlänge derart detektieren zu können, daß das von dem ersten und das von dem zweiten Meßort stammende austretende Licht wenigstens an nähernd die gleiche mittlere optische Weglänge in dem zu un tersuchenden Lebewesen zurückgelegt hat, ist gemäß in den Patentansprüchen 12 bis 14 angegebenen Ausführungsformen der Erfindung vorgesehen, daß die Empfangseinrichtung ein Array von eng beieinander angeordneten optischen Einzeldetektoren aufweist. Von den Einzeldetektoren werden je nach Ausfüh rungsform einer oder zwei zum Detektieren verwendet, und zwar derjenige bzw. diejenigen, die gewährleisten, daß wenigstens annähernd gleiche mittlere Weglängen eingehalten werden.

Für den Fall, daß zwischen dem ersten und dem zweiten Meßort kein nennenswerter Abstand vorliegt, sieht eine Variante der Erfindung vor, daß die zu dem ersten und dem zweiten Meßort gehörigen Sender gemeinsam mit der Empfangseinrichtung zu ei nem einzigen Applikator zusammengefaßt sind, wobei im Falle der Verwendung eines einzigen linearen Arrays eng beieinander Einzeldetektoren als Empfangseinrichtung die zu dem ersten Meßort gehörigen Sender an dem einen und die zu dem anderen Meßort gehörigen Sender an dem anderen Ende des linearen Arrays angeordnet sind.

Für den Fall, daß der erste und der zweite Meßort durch einen erheblichen Abstand voneinander getrennt sind, sieht eine weitere Ausführungsform der Erfindung vor, daß die Empfangs einrichtung zwei optische Empfänger aufweist, von denen einer zu dem ersten und einer zu dem zweiten Meßort gehört, wobei die zu dem ersten Meßort gehörigen Sender und Empfänger in einem ersten und die zu dem zweiten Meßort gehörigen Sender und Empfänger in einem zweiten Applikator aufgenommen sind.

Da Temperaturschwankungen im Bereich des ersten und des zwei ten Meßortes sowie Temperaturunterschiede zwischen dem ersten und zweiten Meßort die Genauigkeit der ermittelten Blutgluko sekonzentration negativ beeinflussen können, sind gemäß einer Variante der Erfindung thermostatische Heizmittel vorgesehen, welche im Bereich des ersten und des zweiten Meßortes die gleiche Temperatur erzeugen.

Anhand der beigefügten Zeichnungen ist die Erfindung näher erläutert. Es zeigen:

Fig. 1 ein Schaubild zur Verdeutlichung des erfindungsge mäßen Verfahrens,

Fig. 2 in schematischer perspektivischer Darstellung ein Ausführungsbeispiel für eine erfindungsgemäße Vor richtung,

Fig. 3 die Vorrichtung gemäß Fig. 2 in blockschaltbildarti ger Darstellung,

Fig. 4 und 5 in zu der Fig. 3 analoger Darstellung Varianten der Vorrichtung gemäß den Fig. 2 und 3,

Fig. 6 ein weiteres Ausführungsbeispiel einer erfindungsge mäßen Vorrichtung in blockschaltbildartiger Darstel lung, und

Fig. 7 in schematischer perspektivischer Darstellung einen zu der Vorrichtung gemäß Fig. 6 gehörigen Applikator.

Biologisches Gewebe ist nicht homogen, sondern besteht aus verschiedenen Flüssigkeitsanteilen von Blut, interstitieller und intrazellulärer Flüssigkeit. Abhängig vom Ort im mensch lichen Körper ist die Gewebezusammensetzung unterschiedlich, unmittelbar an der Hautoberfläche liegt nur interstitielle und intrazelluläre Flüssigkeit vor, tiefere Hautschichten werden durch Kapillaren mit Blut versorgt, das durch die noch tiefer liegenden Arteriolen herbeigeführt wird. Die zur Ener gieversorgung der Zellen erforderliche Glukose wird durch das Blut herantransportiert und gelangt durch Osmose in die interstitielle und intrazelluläre Flüssigkeit. Wegen unter schiedlicher Permeabilität der Zellmembranen stellen sich verschiedene Blutglukosekonzentrationen in den drei Flüssig keitskompartimenten ein.

Bei der optischen Spektroskopie von Gewebe wird nun zunächst nicht die Konzentration der Glukose im Blut bestimmt, sondern eine mittlere Blutglukosekonzentration von Blut, interstiti eller und intrazellulärer Flüssigkeit. Da sich aber die Blut glukosekonzentration in der interstitiellen und intrazellulä ren Flüssigkeit durch osmotischen Austausch mit der Blutglu kose ergibt, kann man davon ausgehen, daß die Blutglukosekon zentration in der interstitiellen und intrazellulären Flüs sigkeit proportional zur Blutglukosekonzentration im Blut ist. Somit ist auch der durch optische Spektroskopie be stimmte Mittelwert proportional zur Blutglukosekonzentration.

Um nun die Blutglukosekonzentration ohne Störung durch die Absorptionbanden des Wassers zu bestimmen, wird gemäß der Er findung in der in Fig. 1 durch einen mit I_1Ein(λ₁, λ₂) bezeich neten Pfeil veranschaulichten Weise NIR-Licht mit einer Wel lenlänge λ₁, bei der nur das Gewebewasser absorbiert, und NIR-Licht mit einer Wellenlänge λ₂, bei der Gewebewasser und Glukose absorbieren an einem ersten Meßort in den Körper K eines zu untersuchenden Lebewesens mittels eines geeigneten optischen Senders eingestrahlt und im Abstand d₁ neben dem ersten Meßort nachgewiesen, indem durch einen mit I₁(d₁) be zeichneten Pfeil veranschaulichtes austretendes Licht der er sten und der zweiten Wellenlänge λ₁, λ₂ mittels eines geeigne ten Empfängers detektiert wird. Dabei ist das NIR-Licht ent sprechend der Gewebezusammensetzung einer ersten mittleren Blutglukosekonzentration k₁ ausgesetzt. Weiterhin wird in durch eine mit I_2Ein(λ₁, λ₂) bezeichneten Pfeil veranschaulich ter Weise NIR-Licht mit der Wellenlänge λ₁, bei der nur das Gewebewasser absorbiert, und NIR-Licht mit der Wellenlänge λ₂, bei der Gewebewasser und Glukose absorbieren, mittels ei nes geeigneten optischen Senders an einem von dem ersten Meß ort verschiedenen zweiten Meßort in den Körper K eingestrahlt und im Abstand d₂ neben dem zweiten Meßort, der von dem er sten Meßort verschieden ist und sich durch eine von der des ersten Meßortes unterschiedliche Gewebezusammensetzung aus zeichnet, durch einen mit I₂(d₂) bezeichneten Pfeil symboli siertes austretendes Licht mittels eines geeigneten Empfän gers detektiert, so daß das NIR-Licht einer mittleren zweiten Blutglukosekonzentration k₂ ausgesetzt ist. Die Ausbreitung des NIR-Lichtes im Körper des zu untersuchenden Lebewesens von dem ersten bzw. zweiten Meßort zu den Detektionsstellen, an denen das austretende Licht detektiert wird, erfolgt ent sprechend den in Fig. 1 grau unterlegten Bereichen im wesent lichen oberflächennah. Wenn die mittleren optischen Weglän gen, die das detektierte austretende NIR-Licht an den beiden Meßorten im Körper des zu untersuchenden Lebewesens jeweils zurücklegt, durch Wahl der Abstände d₁ bzw. d₂ zwischen den Meßorten und den Detektionsstellen näherungsweise gleich sind, ist der Signalunterschied bei der Wellenlänge λ₂, bei der Wasser und Glukose absorbieren, durch die unterschied liche Glukosekonzentration auf den beiden Meßwegen bedingt.

Um den Einfluß der mittleren Blutglukosekonzentration auf die Intensität des austretenden Lichtes näher zu untersuchen, wird im folgenden angenommen, daß die Lichtausbreitung im Ge webe wie die in einem streuenden Medium mit guter Näherung durch die Diffusionsgleichung beschrieben werden kann:

Dabei sind
c: Lichtgeschwindigkeit
µ_A: Lichtabsorptionskoeffizient

µ_S: Streukoeffizient
g: Streuverteilungsfaktor.

ρ(t, r) stellt die Photonendichte als Funktion der Zeit und des Ortes bei Einstrahlung einer zeitlichen und räumlichen Lichtverteilung σ(t, r) dar.

Der Fall des unendlich ausgedehnten Halbraums ist ein ein faches Modell für eine dicke Gewebeschicht. Die punktförmige Einstrahlung in den Halbraum von Licht, das mit Frequenz ω amplitudenmoduliert ist, wird, wenn für den Sender ein Dipol angenommen wird, beschrieben durch:

σ(r, t) = (δ(z - ε) - δ(z + ε))exp(-iωt)

Dabei sind
δ: Dirac-Funktion
z: Abstandskoordinate bezüglich der Halbraumgrenze
ε: halber Abstand der Quelle und Senke des Dipols

Als Lösung obiger Differentialgleichung ergibt sich

mit

Dabei sind
ρ∞: Photonendichte im unendlich ausgedehnten Vollraum
q: komplexe Ortskreisfrequenz
q_r: Realteil der Ortskreisfrequenz
q_i: Imaginärteil der Ortskreisfrequenz

Im lateralen Abstand d von dem Sender erhält man als Intensi tät des austretenden Lichtes

also

d. h.

Dabei sind
ρ_H: Photonendichte im unendlichen Halbraum
x, y: laterale, orthogonale Abstandskoordinaten bezüg lich des Dipols
I_Hr: Realteil der Lichtintensität im Halbraum
I_Hi: Imaginärteil der Lichtintensität im Halbraum

Für biologisches Gewebe im nahen Infrarot kann man im Wellen längengebiet 1.5-1.8 µm, in dem Glukose optisch absorbiert, grob folgende Parameter ansetzen:

c = 20 cm/ns

µ_A = µ_H20 + µ_G k

µ_H20 = 20 1/cm

Dabei sind
µ_H20: Absorptionskoeffizient von Wasser
µ_G: Absorptionskoeffizient von Glukose
µ_S: Streukoeffizient von Gewebe
g: Streuverteilungsfaktor
k: Glukosekonzentration

Berechnet man mit diesen Werten gemäß obiger Gleichung die Abhängigkeit der Intensität des austretenden Lichtes als Funktion des Abstandes Sender - Empfänger und vergleicht mit dem Beer'schen-Gesetz

J(z) = exp(-µ_Az)

erhält man bei der Modulationsfrequenz

ω = 2π 10³ Hz

folgende Werte für die Abhängigkeit der Intensität I des aus tretenden Lichtes gemäß der Diffusionsgleichung bzw. J gemäß dem Beer'schen Gesetz als Funktion des Abstandes d vom Meßort bei der Blutglukosekonzentration k = 0:

Dabei ist I₀ bzw. J₀ die bei d = 3 mm austretende Lichtinten sität.

Für die Abhängigkeit der Intensität des austretenden Lichtes I gemäß der Diffusionsgleichung bzw. J gemäß dem Beer'schen Gesetz als Funktion der Blutglukosekonzentration k bei einem Abstand d = 3 mm vom Meßort erhält man folgende Werte:

Die funktionelle Abhängigkeit des Beer'schen-Gesetzes beim Lichtdurchgang durch biologisches Gewebe sowohl bezüglich der Entfernungs- als auch der Konzentrationsabhängigkeit bleibt also bei Anwesenheit von Streuung mit guter Näherung erhal ten, die Änderungen der NIR-Intensität als Funktion des Ab standes d und Blutglukosekonzentration sind jedoch stärker.

Man kann deshalb für die im Abstand d vom Meßort bzw. Sender austretende Lichtintensität näherungsweise

ansetzen, wobei d_eff die mittlere optische Weglänge in dem Ge webe bis zu der Stelle, an der das austretende Licht detek tiert wird, darstellt und k_eff die mittlere effektive Blutglu kosekonzentration (Pseudo-Beer-Gesetz). Der Absorptionskoeffi zient µ_H20 ist als mittlere Gewebeabsorption zu verstehen, wie sie bei Fehlen von Glukose vorliegt:

µ(s): Gewebeabsorption an der Stelle s

Strahlt man nun entsprechend Fig. 1 Licht bei den zwei Wel lenlängen λ₁, λ₂ an zwei Meßorten in eine Körperextremität ein, die bezüglich ihrer Gewebezusammensetzung verschieden sind, wovon λ₁ in einem Bereich liegt, in dem vorwiegend das Gewebewasser absorbiert, und λ₂ in einem Bereich, in dem Ge webewasser und Glukose absorbieren, erhält man unter Annahme des Pseudo-Beer-Gesetzes bei Nachweis der logarithmierten Lichtintensität im Abstand d₁ und d₂ von den beiden Meßorten folgende Meßsignale

µ₁: Wasserabsorption bei Wellenlänge λ₁
µ₂: Wasserabsorption bei Wellenlänge λ₂
d₁: mittlere optische Weglänge am ersten Meßort
d₂: mittlere optische Weglänge am zweiten Meßort
k₁: mittlere Glukosekonzentration am ersten Meßort
k₂: mittlere Glukosekonzentration am zweiten Meßort

Wird S₁₂ mit S₁₁/S₁₂, S₂₁ mit S₁₁/S₂₁ und S₂₂ mit S₁₁ ²/S₁₂/S₂₁ mul tipliziert, dies ist in der Praxis z. B. durch elektronischen Signalabgleich möglich, läßt sich erreichen, daß gilt:

Dann gilt

Für den Signalunterschied S - S₁₁ ergibt sich

Da dieses Differenzsignal ein direktes Maß für die Differenz der mittleren Blutglukosekonzentrationen in den beiden Ein strahlgebieten ist, wird deutlich, daß nach dem erfindungsge mäßen Verfahren tatsächlich eine Messung der Blutglukosekon zentration möglich ist.

Das obige Differenzsignal hängt jedoch noch vom Verhältnis der Wasserabsorptionen µ₁/µ₂ bei den beiden Wellenlängen λ_1,2 ab. Dieses Verhältnis könnte sich zeitlich ändern, z. B. wenn sich an den beiden Meßorten die Temperatur ändert, oder wenn neben der Glukose noch weitere Inhaltsstoffe im Gewebewasser gelöst sind, die bei den beiden Wellenlängen absorbieren und zeitlich in ihrer Konzentration nicht konstant sind. Wenn es aber gelingt, die mittleren optischen Weglängen d₁ und d₂ für beide Meßorte einander anzugleichen, so daß

S₁₁ = S₂₁

wird, dann erhält man durch direkte Differenzbildung

ΔS' = S₂₂ - S₁₂ = µ_Gd(k₁ - k₂),

ein Signal, das gänzlich unabhängig von den Wasserabsorp tionen µ₁, µ₂ ist.

Eine andere Möglichkeit unabhängig vom Verhältnis der Wasser absorptionen µ₁/µ₂ zu werden besteht darin, eine der beiden Wellenlängen λ₁, λ₂ so lange zu verändern, bis an einem der beiden Meßorte die entsprechenden Signale identisch sind, also

S₁₁ = S₁₂

wird. Die Signaldifferenz bei den Wellenlängen λ₁, λ₂ am zwei ten Meßort wird dann ebenfalls

ΔS" = S₂₂ - S₂₁ = µ_Gd(k₁ - k₂)

und gänzlich unabhängig von den Wasserabsorptionen µ₁, µ₂.

Da die mittleren Blutglukosekonzentrationen k₁ und k₂ im je weils von dem austretenden Licht durchlaufenen Bereich des Körpers des zu untersuchenden Lebewesens der Blutglukosekon zentration k proportional sind, muß auch die Differenz der beiden mittleren Blutglukosekonzentrationen k₁ und k₂ der Blutglukosekonzentration k proportional sein

ΔS' = αk bzw. ΔS" = αk

Der Proportionalitätsfaktor α wird einmal individuell durch Eichung bestimmt, indem die Blutglukosekonzentration durch Blutentnahme mit einem etablierten Verfahren, z. B. dem Prick test, bestimmt wird. Solange die Position der Sender und Emp fänger sich nicht ändert und die Gewebemorphologie an den beiden Meßorten bestehen bleibt, bleibt auch die Eichung er halten. Wenn die Sendeleistung so klein ist, daß keine Ge webebeeinflussung (z. B. Aufheizen) erfolgt, ist kontinuier liches Messen möglich.

Die Wellenlängen mit denen bevorzugt die Blutglukosekonzen tration bestimmt wird, liegen im nahen Infrarot (NIR). Für die Referenzwellenlänge λ₁, bei der Glukose kein Licht absor biert, ist der Bereich 1350-1500 nm, sowie 1900 nm zweck mäßig, für die Meßwellenlänge λ₂, bei der Glukose absorbiert der Bereich 1500-1800 nm. Als Lichtquellen kommen bevorzugt Laserdioden, aber auch Leuchtdioden oder thermische Licht quellen in Verbindung mit Monochromatoren in Frage, als Detektoren Photodioden.

Da ein einzelner Photodetektor bei gleichzeitigem Einstrahlen zwischen dem Licht der beiden Wellenlängen λ₁ und λ₂ nicht unterscheiden kann, werden die Lichtquellen entsprechend ih rer Wellenlänge mit Frequenzen ω_1,2 amplitudenmoduliert. Die Modulationsfrequenzen werden zweckmäßigerweise in den Kilo hertz-Bereich gelegt, in dem rauschfreie Signalverarbeitung möglich ist und noch keine zusätzliche Signalschwächung in folge Photonendiffusionsdispersion im Gewebe stattfindet. Das Ausgangssignal des Photodetektors wird dann phasenempfindlich jeweils mit den Frequenzen ω₁ und ω₂ der Intensitätsmodula tion gleichgerichtet, wodurch man 2 unabhängige Meßsignale entsprechend den beiden Wellenlängen λ₁ und λ₂ erhält. Diese Vorgehensweise bietet zudem den Vorteil, daß die Messung nicht durch das Umgebungslicht beeinflußt wird.

Eine bevorzugte Ausführungsform einer erfindungsgemäßen Vor richtung ist in den Fig. 2 und 3 dargestellt. Die Vorrichtung weist zwei Applikatoren 1 und 2 auf, die das zu untersuchende Lebewesen beispielsweise ähnlich einer Armbanduhr permanent an zwei verschiedenen Stellen seines Körpers trägt. Die Applikatoren 1 und 2 enthalten als optischen Sender jeweils zwei monochromatische Lichtquellen, vorzugsweise Laserdioden, 3₁ und 3 ₂ bzw. 4 ₁ und 4 ₂, die Licht der Wellenlängen λ₁ und λ₂ abstrahlen, sowie jeweils einen optischen Empfänger, vorzugs weise Photodioden 5 bzw. 6. Die Photodioden 5 und 6 stellen gemeinsam eine optische Empfangseinrichtung dar. Außerdem enthalten die Applikatoren 1, 2 jeweils ein Heizelement 7 bzw. 8 und einen Temperatursensor 9 bzw. 10.

Es versteht sich, daß die Applikatoren 1 und 2 derart am Kör per des zu untersuchenden Lebewesens getragen werden, daß die mit den Laserdioden 3 ₁ bis 4 ₂, den Photodioden 5 und 6, den Heizelementen 7 und 8 und den Temperatursensoren 9 und 10 versehenen Seiten der Applikatoren 1 und 2 an der Körperober fläche anliegen.

Die Wellenlänge λ₁ liegt in einem Wellenlängenbereich, in dem nur das Gewebewasser absorbiert, während die Wellenlänge λ₂ in einem Wellenlängenbereich liegt in dem Gewebewasser und Glukose absorbieren.

Da es, wie erläutert wurde, von Vorteil ist, wenn die mittle ren optischen Wege d₁ und d₂ für die beiden Meßorte und damit die Applikatoren 1 und 2 gleich sind, weisen die Laserdioden 3 ₁ und 3 ₂ jeweils annähernd den gleichen Abstand von der Photodiode 5 auf, der wiederum gleich groß wie der Abstand ist, den die Laserdioden 4 ₁ und 4 ₂ von der Photodiode 6 auf weisen.

Die Applikatoren 1 und 2 sind über Kabel 11 und 12 mit einem portablen Gehäuse 13 verbunden, das Batterien für die Strom versorgung und Auswerteelektronik, sowie eine Anzeige 14 für die aktuelle Blutglukosekonzentration enthält.

Die zu dem Gerät gemäß Fig. 2 gehörige Auswerteelektronik ist in Fig. 3 dargestellt.

Die Laserdioden 3 ₁ bis 4 ₂ werden über Treiberverstärker 15 ₁ und 15 ₂ bzw. 16 ₁ und 16 ₂ mit dem erforderlichen Versor gungsstrom, vorzugsweise Wechselstrom, versorgt. Dieser Ver sorgungsstrom wird durch Frequenzgeneratoren 17 ₁ bzw. 17 ₂ mit jeweils unterschiedlichen Frequenzen ω₁ bzw. ω₂ in seiner Intensität amplitudenmoduliert, so daß die Lichtintensität der Wellenlänge λ₁ mit einer anderen Frequenz als die Licht intensität der Wellenlänge λ₂ moduliert ist.

Die Ausgangssignale der Photodioden 5 und 6 sind vier pha senempfindlichen Gleichrichtern 18 _a bis 18 _d zugeführt, wobei den zur Detektion des Lichtes der Wellenlänge λ₁ vorgesehenen Gleichrichtern 18 _a und 18 _c außerdem das Signal des Frequenz generators 17 ₁ und den zur Detektion des Lichtes der Wellen länge λ₂ vorgesehenen Gleichrichtern 18 _b und 18 _d außerdem das Signal des Frequenzgenerators 17 ₂ zugeführt ist. Das von dem Gleichrichter 18 _a gelieferte Meßsignal entspricht somit der Intensität des mittels der Photodiode 5 detektierten austre tenden Lichtes der Wellenlänge λ₁, das von dem Gleichrichter 18 _b gelieferte Meßsignal der Intensität des mittels der Pho todiode 5 detektierten austretenden Lichtes der Wellenlänge λ₂, das von dem Gleichrichter 18 _c gelieferte Meßsignal der Intensität des mittels der Photodiode 6 detektierten austre tenden Lichtes der Wellenlänge λ₁ und das von dem Gleichrich ter 18 _d gelieferte Meßsignal der Intensität des mittels der Photodiode 6 detektierten austretenden Lichtes der Wellen länge λ₂. Die genannten Meßsignale sind einer Auswerteeinheit 19 zugeführt, bei der es sich um eine digitale oder analoge elektronische Recheneinrichtung handeln kann. Die Frequenz generatoren 17 ₁ und 17 ₂ stellen übrigens mit Gleichrichtern 18 _a bis 18 _d Mittel zur Bildung von Meßsignalen dar.

Da, wie erläutert wurde, für eine exakte Messung der Blutglu kosekonzentration gleiche und konstante Temperaturen im Be reich der beiden Meßorte förderlich sind, ist eine Steuerein heit 21 vorgesehen, die die Heizelemente 7 und 8 unter Über wachung der Ausgangssignale der Temperatursensoren 9 und 10 derart beheizt, daß im Bereich der beiden Meßorte die gleiche konstante Temperatur vorliegt. Ein entsprechender Temperatur wert ist ebenfalls in dem Datenspeicher 20 gespeichert. Die Temperatursensoren 9 und 10 und die Heizelemente 7 und 8 stellen gemeinsam mit der Steuereinheit 21 thermostatische Heizmittel dar.

Um in den Datenspeicher 20 den Eichwert, evtl. Korrekturwerte und den genannten Temperaturwert eingeben bzw. verändern zu können, ist ein Interface 22 vorgesehen, über das bei Bedarf ein Eingabegerät, z. B. eine Tastatur 23, angeschlossen werden kann.

Die Auswerteeinheit 19 ermittelt aus den ihr zugeführten Meß signalen die Blutglukosekonzentration und zeigt diese auf der Anzeige 14 an. Bei der Ermittlung der Blutglukosekonzentra tion berücksichtigt die Auswerteeinheit 19 in einem Daten speicher 20 gespeicherte Daten, nämlich den jeweiligen Eich faktor und erforderlichenfalls Korrekturdaten, die beispiels weise Nichtlinearitäten der Photodioden 5 und 6 und derglei chen beschreiben.

Im Falle der Vorrichtung gemäß den Fig. 2 und 3 wird es in der Regel nicht möglich sein, Messungen durchzuführen, die gänzlich frei sind von den Einflüssen der im Bereich der beiden Meßorte vorliegenden Wasserabsorptionen. Dennoch ist z. B. nach dem zuvor beschriebenen Signalabgleich, den die Auswerteeinheit 19 bewirken kann, eine Messung der Blutglu kosekonzentration möglich.

Die Einflüsse der Wasserabsorption an den beiden Meßorten sind im Falle der in Fig. 4 veranschaulichten Vorrichtung ausgeschaltet.

Die Vorrichtung gemäß Fig. 4 unterscheidet sich von der zuvor beschriebenen dadurch, daß die Wellenlänge λ₁ des von den Laserdioden 3 ₁ und 4 ₁ abgestrahlten Lichts variiert werden kann. Hierzu können beispielsweise spezielle Halbleiter-Laser Anwendung finden, bei denen die Wellenlänge durch Tempera turänderung variiert werden kann, oder auch Halbleiter-Laser, in deren Resonator ein abstimmbarer Gitter-Monochromator ein gebracht ist. Die Steuereinrichtung 21 verändert die Wellen länge λ₁ des von den Laserdioden 3 ₁ und 4 ₁ abgestrahlten Lich tes derart, daß an einem der beiden Applikatoren, beispiels weise dem Applikator 2, die von den Gleichrichtern 18c und 18d gelieferten Meßsignale der gleichen Lichtintensität ent sprechen.

Wie bereits erläutert, kann dann die Auswerteeinheit 19 die Blutglukosekonzentration ohne Einfluß der Wasserabsorption aus der Differenz der auf Basis der Ausgangssignale der Pho todiode 5 für die beiden Wellenlängen λ₁ und λ₂ gewonnenen Meßwerte ermitteln.

Wie gezeigt, ist es von Vorteil, wenn an beiden Meßorten die mittleren optischen Weglängen d₁ und d₂ zumindest annähernd gleich groß sind. Dies kann dadurch erreicht werden, daß in der in Fig. 5 veranschaulichten Weise die Empfangseinrichtung wenigstens einen optischen Empfänger aufweist, der als Array von dicht beieinander liegenden optischen Einzeldetektoren ausgeführt ist.

Im Falle der Ausführungsform gemäß Fig. 5 ist demnach an stelle der Photodiode 5 ein insgesamt mit 24 bezeichnetes lineares Photodiodenarray, anstelle des linearen Photodioden arrays könnte auch ein lineares CCD vorgesehen sein, vorhan den, das die Photodioden 5 ₁ bis 5 _n, aufweist.

Über einen n : 1-Analog-Multiplexer 25 ist das Ausgangssignal jeweils einer der Photodioden 5 ₁ bis 5 _n den Gleichrichtern 18 _a und 18 _b zuführbar.

Vor der eigentlichen Messung der Blutglukosekonzentration be tätigt die Steuereinrichtung 21 den n : 1-Analog-Multiplexer 25 derart, daß aufeinanderfolgend jede der Photodioden 5 ₁ bis 5 _n mit den Gleichrichtern 18 _a und 18 _b verbunden wird. Die Aus werteeinheit 19 vergleicht dabei für diejenige der beiden Wellenlängen, die in einem Bereich liegt, in dem nur das Ge webewasser absorbiert, also die Wellenlänge λ₁, das Ausgangs signal der jeweiligen Photodiode 5 ₁ bis 5 _n mit dem Ausgangs signal der Photodiode 6 für die gleiche Wellenlänge und iden tifiziert diejenige der Photodioden 5 ₁ bis 5 _n, die für diese Wellenlänge das gleiche Ausgangssignal wie die Photodiode 6 liefert.

Wie bereits erläutert, kann dann die Auswerteeinheit 19 die Blutglukosekonzentration ohne Einfluß der Wasserabsorption aus der Differenz der auf Basis der Ausgangssignale der so ermittelten Photodiode des Photodiodenarrays 24 und der Pho todiode 6 gewonnenen Meßwerte bei der anderen Wellenlänge, die in einem Bereich liegt, in dem das Gewebewasser und die Glukose absorbieren, also im Falle des beschriebenen Ausfüh rungsbeispiels die Wellenlänge λ₂, ermitteln.

Eine andere Ausführungsform der Erfindung, die in den Fig. 6 und 7 dargestellt ist, weist nur einen einzigen Applikator 26 auf.

Als optische Empfangseinrichtung ist ein lineares Photo diodenarray 24 mit Photodioden 5 ₁ bis 5 _n vorgesehen. An den Enden des Photodiodenarrays 24 befinden sich in symmetrischer Anordnung einerseits die Laserdioden 3 ₁ und 3 ₂ und anderer seits die Laserdioden 4 ₁ und 4 ₂, die wieder Licht der Wellen längen λ₁ und λ₂ abgeben.

Die Treiberverstärker 15 ₁ bis 16 ₂ weisen im Falle des Ausfüh rungsbeispiels gemäß den Fig. 6 und 7 Triggereingänge auf, wobei die Triggereingänge der zu dem ersten Meßort gehörigen Treiberverstärker 15 ₁ und 15 ₂ über eine Triggerleitung 27 und die Triggereingänge der zu dem zweiten Meßort gehörigen Trei berverstärker 16 ₁ und 16 ₂ über eine Triggerleitung 28 mit der Steuereinheit 21 verbunden sind. In Betrieb triggert die Steuereinheit 21 die Treiberverstärker 15 ₁ und 15 ₂ einerseits und die Treiberverstärker 16 ₁ und 16 ₂ andererseits derart, daß alternierend am Meßort 1 mittels der Laserdioden 3 ₁ und 3 ₂ und am Meßort 2 mittels der Laserdioden 4 ₁ und 4 ₂ Licht der Wellenlängen λ₁ und λ₂ eingestrahlt wird. Die entsprechenden Triggersignale sind auch der Steuereinheit 21 zugeführt, die dadurch in der Lage ist, die momentan anliegenden Meßsignale dem jeweils aktivierten Meßort zuzuordnen.

Vor der eigentlichen Messung ermittelt die Steuereinheit 21 ähnlich wie im Falle des zuvor beschriebenen Ausführungsbei spiels diejenige der Photodioden 5 ₁ bis 5 _n, bei der das für Licht der Wellenlänge λ₁, die in einem Bereich liegt, in dem nur das Gewebewasser absorbiert, gewonnene Meßsignal für das von den Laserdioden 4 ₁ und 4 ₂ stammende Licht gleich groß ist. Die auf Basis der Ausgangssignale dieser Photodiode er mittelte Differenz der Meßsignale für die Wellenlänge λ₂, die in einem Bereich liegt, in dem das Gewebewasser und die Glu kose absorbieren, ist dann wie bereits erläutert ein Maß für die Blutglukosekonzentration, und zwar ohne Einfluß der Was serabsorption.

Im Unterschied zu den zuvor beschriebenen Ausführungsbeispie len ist im Falle des Ausführungsbeispiels gemäß den Fig. 6 und 7 nur ein einziges Heizelement 29 mit zugehörigem Tempe ratursensor 30 vorgesehen, das entlang des Randes des Appli kators 26 verläuft und den gesamten für die Messung relevan ten Bereich des Körpers des zu untersuchenden Lebewesens auf einer konstanten Temperatur hält.

Es versteht sich, daß auch der Applikator 26 derart am Körper des zu untersuchenden Lebewesens anzubringen ist, daß seine mit den Photodioden 3 ₁ bis 4 ₂ und dem Photodiodenarray 24 so wie dem Heizelement 29 und dem Temperatur 30 versehene Seite an der Körperoberfläche des zu untersuchenden Lebewesens an liegt.

Eine Zuordnung des mittels dem Photodiodenarray 24 detektier ten Lichtes zu den Photodioden 3 ₁ und 3 ₂ oder 4 ₁ und 4 ₂ ist auch möglich, wenn anstelle der Pulsung in nicht dargestell ter Weise eine zusätzliche Amplitudenmodulation mit einer Frequenz ω_a für die Photodioden 3 ₁ und 3 ₂ und einer Frequenz ω_b für die Photodioden 4 ₁ und 4 ₂ erfolgt. Dann ist durch pha senempfindliche Gleichrichtung eine Zuordnung des jeweils selektierten Lichtes zu den Photodioden 3 ₁ und 3 ₂ oder 4 ₁ und 4 ₂ möglich.

Da das den Körper eines zu untersuchenden Lebewesens durch laufende NIR-Licht infolge des photoakustischen Effektes Schallwellen auslöst, kann statt der im Falle der beschriebe nen Ausführungsbeispiele vorgesehenen optischen Empfangsein richtung auch ein akustischer Detektor zur Anwendung gelan gen.

Claims

1. Verfahren zur nichtinvasiven optischen Bestimmung der Blutglukosekonzentration im Körper eines zu untersuchenden Lebewesens in vivo, aufweisend folgende Verfahrensschritte:

a) wenigstens quasi-gleichzeitiges Einstrahlen von Licht zweier diskreter Wellenlängen (λ₁, λ₂) an einem ersten und einem von diesem verschiedenen zweiten Meßort in den Kör per eines zu untersuchenden Lebewesens, wobei nur eine der beiden Wellenlängen (λ₂) im Gebiet der optischen Absorp tion von Glukose liegt,
b) Detektieren von von dem ersten Meßort stammendem, aus dem Körper des zu untersuchenden Lebewesens austretendem Licht der zwei diskreten Wellenlängen (λ₁, λ₂) und von von dem zweiten Meßort stammendem, aus dem Körper des zu unter suchenden Lebewesens austretendem Licht der zwei diskreten Wellenlängen (λ₁, λ₂),
c) Bildung von den Intensitäten des detektierten Lichtes der zwei diskreten Wellenlängen (λ₁, λ₂) entsprechenden Meß signalen, und
d) Ermitteln der Blutglukosekonzentration aus den Meßsigna len.

2. Verfahren nach Anspruch 1, bei dem aus den Meßsignalen eine Größe bestimmt wird, die proportional zur Differenz der Blutglukosekonzentration in dem von dem vom ersten und vom zweiten Meßort stammenden detektierten austretenden Licht durchlaufenen Gewebebereichen ist.

3. Verfahren nach Anspruch 2, bei dem die aus den Meßsignalen bestimmte Größe durch eine einmalige Eichung in Einheiten der Blutglukosekonzentration kalibriert wird.

4. Verfahren nach Anspruch 1, bei dem eine der zwei diskreten Wellenlängen (λ₁ oder λ₂) derart verändert wird, daß die zu einem der beiden Meßorte gehörigen Meßsignale für die zwei diskreten Wellenlängen (λ₁, λ₂) der gleichen Intensität aus tretenden Lichtes entsprechen, wobei die auf Grundlage der zu dem anderen Meßort gehörigen Meßsignale ermittelte Differenz der Intensitäten des Lichtes der zwei diskreten Wellenlängen (λ₁, λ₂) der Blutglukosekonzentration proportional ist.

5. Verfahren nach Anspruch 1, bei dem das von dem ersten Meß ort stammende austretende Licht der zwei diskreten Wellenlän gen (λ₁, λ₂) und das von dem zweiten Meßort stammende austre tende Licht der zwei diskreten Wellenlängen (λ₁, λ₂) derart detektiert wird, daß das von dem ersten Meßort stammende aus tretende Licht mit der nicht im Bereich der optischen Absorp tion von Glukose liegenden Wellenlänge (λ₁) wenigstens an nähernd die gleiche mittlere optische Weglänge zurückgelegt, wie das von dem zweiten Meßort stammende austretende Licht mit der nicht im Bereich der optischen Absorption von Glukose liegenden Wellenlänge (λ₁), wobei die Differenz der zu der anderen Wellenlänge (λ₂) gehörigen Meßsignale der Blutgluko sekonzentration proportional ist.

6. Verfahren nach Anspruch 4 oder 5, bei dem die Differenz der Meßsignale durch eine einmalige Eichung für das jeweils zu untersuchend Lebewesen in Einheiten der Blutglukosekonzen tration kalibriert wird.

7. Vorrichtung zur nichtinvasiven optischen Bestimmung der Blutglukosekonzentration im Körper eines zu untersuchenden Lebewesens in vivo, aufweisend:

a) einen ersten optischen Sender (3 ₁, 3 ₂), welcher wenigstens quasi-gleichzeitig Licht zweier diskreter Wellenlängen (λ₁, λ₂) abgibt und dazu vorgesehen ist, das Licht der zwei diskreten Wellenlängen (λ₁, λ₂) an einem ersten Meß ort in den Körper eines zu untersuchenden Lebewesens ein zustrahlen, wobei nur eine der beiden Wellenlängen (λ₂) im Gebiet der optischen Absorption von Glukose liegt, und einen zweiten optischen Sender (4 ₁, 4 ₂), welcher wenigstens quasi-gleichzeitig zu dem ersten Sender (3 ₁, 3 ₂) Licht der gleichen zwei diskreten Wellenlängen (λ₁, λ₂) wie der erste Sender (3 ₁, 3 ₂) abgibt und dazu vorgesehen ist, das Licht der zwei diskreten Wellenlängen (λ₁, λ₂) an einem von dem ersten verschiedenen zweiten Meßort in den Körper des zu untersuchenden Lebewesens einzustrahlen,
b) eine Empfangseinrichtung zum Detektieren des von dem ersten Sender (3 ₁, 3 ₂) stammenden aus dem Körper des zu untersuchenden Lebewesens austretenden Lichtes der zwei diskreten Wellenlängen (λ₁, λ₂) und des von dem zweiten Sender (4 ₁, 4 ₂) stammenden aus dem Körper des zu unter suchenden Lebewesens austretenden Lichtes der zwei diskre ten Wellenlängen (λ₁, λ₂),
c) Mittel (17 ₁, 17 ₂, 18 _a bis 18 _d) zur Bildung von dem detek tierten Licht der zwei diskreten Wellenlängen (λ₁, λ₂) entsprechenden Meßsignalen aus den Ausgangssignalen der Empfangseinrichtung, und
d) eine Auswerteeinheit (19) zum Ermitteln der Blutglukose konzentration aus den Meßsignalen.

8. Vorrichtung nach Anspruch 7, welche eine optische Emp fangseinrichtung aufweist.

9. Vorrichtung nach Anspruch 7 oder 8, bei der den Sendern (3₁, 3₂, und 4₁, 4₂) Mittel zum Ändern einer der zwei diskre ten Wellenlängen (λ₁ oder λ₂) zugeordnet sind, die von einer mit den Mitteln (17 ₁, 17 ₂, 18 _a bis 18 _d) zur Bildung von Meß signalen zusammenwirkenden Steuereinheit (21) derart betätigt werden, daß die den zwei diskreten Wellenlängen (λ₁, λ₂) ent sprechenden Meßsignale für das von dem einen der beiden Sen der (3 ₁, 3 ₂ bzw. 4 ₁, 4 ₂) stammende austretende Licht zumin dest annähernd der gleichen Intensität entsprechen, wobei die Auswerteeinheit (19) auf Grundlage der Meßsignale für das von dem anderen der beiden Sender (4 ₁, 4 ₂ bzw. 3 ₁, 3 ₂,) stammende austretende Licht die Differenz der Intensitäten des von dem anderen der beiden Sender (4 ₁, 4 ₂ bzw. 3 ₁, 3 ₂,) stammenden austretenden Lichtes der zwei diskreten Wellenlängen (λ₁, λ₂) ermittelt und diese als Maß für die Blutglukosekonzentration berücksichtigt.

10. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 7 bis 9, bei der als Empfangseinrichtung ein Array (24) eng beieinander liegender optischer Einzeldetektoren (5 ₁ bis 5 _n) vorgesehen ist.

11. Vorrichtung nach Anspruch 10, bei der das Array als lineares Array (24) mit entlang einer Längsachse angeordneten Einzeldetektoren (5 ₁ bis 5 _n) ausgeführt ist.

12. Vorrichtung nach Anspruch 10 oder 11, bei der die Emp fangseinrichtung zwei optische Empfänger (24, 6) aufweist, von denen einer mit dem ersten (3 ₁, 3 ₂) und einer mit dem zweiten Sender (4 ₁, 4 ₂) zusammenwirkt, wobei einer der Emp fänger durch das Array (24) eng beieinander liegender Einzel detektoren (5 ₁ bis 5 _n) gebildet ist und eine mit den Mitteln (17 ₁, 17 ₂, 18 _a bis 18 _d) zur Bildung von Meßsignalen zusammen wirkende Steuereinheit (21) denjenigen Einzeldetektor (5 ₁ bis 5 _n) des Arrays zum Detektieren verwendet, der bei der Wellen länge (λ₁), bei der Glukose optisch nicht absorbiert, ein Ausgangssignal liefert, das wenigstens annähernd der gleichen Intensität austretenden Lichtes entspricht wie das Ausgangs signal des anderen Empfängers (6), und wobei die Auswerteein heit (19) die auf Grundlage der den von diesem Einzeldetektor (5 ₁ bis 5 _n) und dem anderen Empfänger (6) gelieferten Aus gangssignalen entsprechenden Meßsignale die Differenz der Intensitäten des von dem ersten (3 ₁, 3 ₂) und dem zweiten Sen der (4 ₁, 4 ₂) stammenden austretenden Lichtes für die andere Wellenlänge (λ₂), bei der Glukose optisch absorbiert, ermit telt und diese als Maß für die Blutglukosekonzentration be rücksichtigt.

13. Vorrichtung nach Anspruch 10 oder 11, bei der die Emp fangseinrichtung einen einzigen optischen Empfänger aufweist, der durch das Array (24) eng beieinander liegender Einzel detektoren (5 ₁ bis 5 _n) gebildet ist, wobei eine mit den Mit teln (17 ₁, 17 ₂, 18 _a bis 18 _d) zur Bildung von Meßsignalen zu sammenwirkende Steuereinheit (21) denjenigen Einzeldetektor (5 ₁ bis 5 _n) des Arrays zum Detektieren verwendet, der bei der Wellenlänge (λ₁), bei der Glukose optisch nicht absorbiert, für das von dem ersten Sender (3 ₁, 3 ₂) stammende austretende Licht und das von dem zweiten Sender (4 ₁, 4 ₂) stammende aus tretende Licht Ausgangssignale liefert, die wenigstens an nähernd der gleichen Intensität austretenden Lichtes entspre chen, und wobei die Auswerteeinheit (19) auf Grundlage der den für die andere Wellenlänge (λ₂), bei der Glukose optisch absorbiert, von diesem Einzeldetektor (5 ₁ bis 5 _n) gelieferten Ausgangssignalen entsprechenden Meßsignale die Differenz der Intensitäten des von dem ersten (3 ₁, 3 ₂) und dem zweiten Sen der (4 ₁, 4 ₂) stammenden austretenden Lichtes ermittelt und diese als Maß für die Blutglukosekonzentration berücksich tigt.

14. Vorrichtung nach Anspruch 10 oder 11, bei der die Emp fangseinrichtung einen einzigen optischen Empfänger aufweist, der durch das Array (24) eng beieinander liegender Einzel detektoren (5 ₁ bis 5 _n) gebildet ist, wobei eine mit den Mit teln (17 ₁, 17 ₂, 18 _a bis 18 _d) zur Bildung von Meßsignalen zu sammenwirkende Steuereinheit (21) zwei Einzeldetektoren (5 ₁ bis 5 _n) des Arrays zum Detektieren verwendet, die bei der Wellenlänge (λ₁), bei der Glukose optisch nicht absorbiert, für das von dem ersten Sender (3 ₁, 3 ₂) stammende austretende Licht einerseits und das von dem zweiten Sender (4 ₁, 4 ₂) stammende austretende Licht andererseits Ausgangssignale lie fern, die wenigstens annähernd der gleichen Intensität aus tretenden Lichtes entsprechen, und wobei die Auswerteeinheit (19) auf Grundlage der den für die andere Wellenlänge (λ₂), bei der Glukose optisch nicht absorbiert, von diesen Einzel detektoren (5 ₁ bis 5 _n) gelieferten Ausgangssignalen entspre chenden Meßsignale die Differenz der Intensitäten des von dem ersten (3 ₁, 3 ₂) und dem zweiten Sender (4 ₁, 4 ₂) stammenden austretenden Lichtes ermittelt und diese als Maß für die Blutglukosekonzentration berücksichtigt.

15. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 7 bis 14, bei dem der erste (3 ₁, 3 ₂) und der zweiten Sender (4 ₁, 4 ₂) gemeinsam mit der Empfangseinrichtung zu einem einzigen zur Applikation an dem Körper des zu untersuchenden Lebewesens vorgesehenen Applikator (26) zusammengefaßt sind.

16. Vorrichtung nach Anspruch 15 mit einer durch ein einziges lineares Array (24) eng beieinander liegender Einzeldetekto ren (5 ₁ bis 5 _n) gebildeten Empfangseinrichtung, bei der der erste Sender (3 ₁, 3 ₂) an dem einen und der zweite Sender (4 ₁, 4 ₂) an dem anderen Ende des linearen Arrays (24) angeordnet ist.

17. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 7 bis 11, bei der die Empfangseinrichtung zwei optische Empfänger (5, 6) auf weist, von denen der eine mit dem ersten Sender (3 ₁, 3 ₂) zu einem ersten und von denen der andere mit dem zweiten Sender (4 ₁, 4 ₂) zu einem zweiten zur Applikation an dem Körper des zu untersuchenden Lebewesens vorgesehenen Applikator (1, 2) zusammengefaßt ist.

18. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 7 bis 17, welche an den Körper des zu untersuchenden Lebewesens applizierbare thermostatische Heizmittel (7, 8, 90, 10, 21; 29, 28, 21) aufweist, welche dazu vorgesehen sind im Bereich des ersten und des zweiten Meßortes die gleiche Temperatur zu erzeugen.