DE4446390C1

DE4446390C1 - Verfahren und Vorrichtung zur Messung der Konzentration eines in einer Probe enthaltenen Analyten

Info

Publication number: DE4446390C1
Application number: DE4446390A
Authority: DE
Inventors: Reinhard Dr Niesner; Guenter Dipl Phys Spanner
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 1994-12-23
Filing date: 1994-12-23
Publication date: 1996-07-04
Anticipated expiration: 2014-12-24

Description

1. Einleitung

Der Glucose- und Cholesterinspiegel, die Hämoglobinkonzentra tion und der Sauerstoffpartialdruck im Blut gehören zu den wichtigsten Parametern der medizinischen Blutdiagnostik. Na hezu alle derzeit verfügbaren immunologischen und chemischen bzw. elektrochemischen Verfahren zur Bestimmung dieser Blut parameter erfordern einen Eingriff in den menschlichen Kör per. Dies belastet die Patienten zum Teil erheblich. So müs sen einem Typ I-Diabetiker beispielsweise bis zu 12 Blutpro ben pro Tag entnommen werden, um den Blutzuckerspiegel effek tiv zu überwachen. An der Entwicklung nichtinvasiver Verfah ren zur Messung von Blutparametern besteht deshalb ein großes Interesse, da Blutentnahmen entfallen könnten und keinerlei Infektionsgefahr bestünde. Darüberhinaus böte sich die Mög lichkeit, Blutparameter kontinuierlich zu überwachen und die Konzentration von Wirkstoffen im Blutkreislauf zeitabhängig zu verfolgen.

2. Stand der Technik

Spektroskopische Verfahren für die nichtinvasive Messung der Konzentration von Blutinhaltsstoffen befinden sich meist noch in der Entwicklungsphase, werden z. T. aber auch schon klinisch getestet. Zum Einsatz kommen hierbei insbesondere konventionelle IR-Spektrometer, die das Absorptionsspektrum des interessierenden Analyten (Glucose, Cholesterin) im Wel lenlängenbereich zwischen λ = 600 nm und λ = 2500 nm auf zeichnen. In diesem als therapeutisches Fenster bezeichneten Bereich des elektromagnetischen Spektrums ist der Absorptionskoeffizient des Wassers ausreichend klein, so daß NIR-Strahlung bis zu etwa 1 cm tief in ein biologisches Ge webe eindringen kann.

Da die medizinischen Analyten nur in relativ geringen Konzen trationen vorliegen (Glucose in Blut:c ≈ 100 mg/dl) und nur Oberresonanzen von Molekülschwingungen NIR-Strahlung absor bieren, sind die durch Konzentrationsschwankungen hervorgeru fenen Änderungen im Absorptionsspektrum häufig so klein, daß die Empfindlichkeit konventioneller Universalspektrometer selbst bei Anwendung von Glättungs-, Mittelungs- und Filter techniken nicht mehr ausreicht, sie mit hinreichender Genau igkeit zu erfassen.

In einigen Bereichen der Biologie und Medizin kommt neuer dings das Verfahren der photoakustischen Laserspektroskopie zur Anwendung, um beispielsweise das Absorptionsspektrum ei nes Blutinhaltsstoffs aufzuzeichnen. Die aus A. Rosencwaig; Photoacoustics and Photoacoustic Spectroroscopy; Wiley; New York (1980) oder der US-A-3 948 345 be kannte PA-Spektroskopie besitzt gegenüber den klassischen Methoden der Transmissions- oder Reflexionsspektroskopie insbesondere den Vorteil, daß sie die Messung der in einer Probe tatsächlich absorbierten Lichtenergie erlaubt. Sie ist daher prinzipiell wesentlich unempfindlicher gegenüber Streu licht als konkurrierende spektroskopische Verfahren. Diese Eigenschaft wirkt sich insbesondere bei der Untersuchung biologischer Proben positiv aus, da Haut- und Gewebeschichten aufgrund ihres zellularen Aufbaus einfallendes Licht sehr stark streuen.

Das in der DE 37 41 026 A1 beschriebene Gas-Analysegerät besteht im wesentli chen aus einem zwischen zwei Emissionslinien umschaltbaren CO₂-Laser, einem Intensitätsmodulator, einer einen Referenz strahl und eine Meßsonde erzeugenden Strahlführung, jeweils einem dem Referenzstrahl und der Meßsonde zugeordneten Detek tor und einer mit insgesamt drei Abtast- und Halte-Schaltun gen, einer Taktsteuerung, einem Analog-Digitalwandler und ei nem Rechner ausgestatteten Auswerteeinheit. Außer der wellen längenabhängigen Absorption der Meßsonde in der Probe und der Intensität des Referenzstrahls werden auch der Druck und die Temperatur des Probengases mit Hilfe entsprechender Sensoren erfaßt und zur Korrektur der während eines vollständigen, aus drei Phasen bestehenden Zyklus gemessenen sechs Intensitäts werten herangezogen. Die Umschaltfrequenz des CO₂-Lasers be trägt 2 kHz. Er emittiert Strahlung, die das zu detektierende Spurengas stark bzw. nicht oder nur vergleichsweise schwach absorbiert.

In dem aus der DE 41 29 004 A1 bekannten zweikanaligen Absorptionsphotometer monochromatisiert ein Interferenzfilter die von einer Weiß lichtquelle emittierte Strahlung. Angeordnet ist das Interfe renzfilter zwischen einer den Referenz- und Meßkanal definie renden Doppelküvette und einer dem photoelektrischen Detektor vorgelagerten Lochscheibe. Die Lochscheibe dient der gleich- oder gegenphasigen Amplitudenmodulation des Meß- und Refe renzstrahls.

Um die Konzentration mehrerer Gase, gleichzeitig bestimmen zu können, ist das in der DE 37 16 763 A1 beschriebene photoakustische Meßsystem mit einer rotierenden Lochblende ausgestattet, deren Durch trittsfenster innerhalb ringförmiger, konzentrisch zur Dreh achse orientierter Bereiche angeordnet sind. Da benachbarte Fenster im inneren, mittleren und äußeren Ringbereich jeweils einen anderen Abstand zueinander aufweisen und jeder dieser Fenstergruppen ein Ringsegment eines Farbfilters gegenüberliegt, werden die den nachzuweisenden Gasen zu geordneten Meßsonden mit verschiedenen Frequenzen moduliert.

3. Ziele und Vorteile der Erfindung

Gegenstand der Erfindung ist ein Verfahren, mit dem sich eine Abweichung der Konzentration eines in einer Probe enthaltenen Analyten von einem Sollwert in einfacher Weise feststellen bzw. die Konzentration des Analyten sehr genau messen läßt. Die Vorrichtung zur Durchführung dieses Verfahrens soll einen kompakten Aufbau besitzen und kostengünstig herzustellen sein. Verfahren mit den in den Patentansprüchen 1 oder 2 angegebenen Merkmalen bzw. eine Vorrichtung gemäß Patentanspruch 7 besit zen diese Eigenschaften.

Das erfindungsgemäße Verfahren kann man der Klasse der soge nannten Nulldurchgangsmethoden zuordnen, wobei der frei vor gebbare Meßnullpunkt beispielsweise dem physiologischen Nor malwert des jeweiligen Analyten entspricht. Dies erleichtert die Bestimmung relativ kleiner Abweichungen vom Normalwert ganz erheblich und verbessert die Meßgenauigkeit. So konnten in Testmessungen bereits Änderungen des Glucosespiegels von weniger als 50 mg/dl nachgewiesen werden. Bei Verwendung ge eigneter Sensoren lassen sich die Messungen auch in vivo durchführen.

4. Zeichnung

Die Erfindung wird im folgenden anhand der Zeichnung erläu tert. Hierbei zeigt:

Fig. 1 den schematischen Aufbau eines Halbleiterlaser- Spektrometers zur Durchführung des erfindungs gemäßen Verfahrens;

Fig. 2 die Absorptionsspektren wäßriger Lösungen, die Glucose in verschiedenen Konzentrationen enthalten;

Fig. 3 die Zeitabhängigkeit der an zwei Laserdiodentrei bern eingestellten Modulationsamplituden und das jeweils resultierende Signal bei

a) abgeglichenen Signalamplituden,
b) erhöhter Analytkonzentration,
c) verringerter Analytkonzentration und
d) einer durch die Elektronik hervorgerufenen zusätzlichen Phasenverschiebung;

Fig. 4 ein zweites Ausführungsbeispiel eines Halbleiterla ser- Spektrometers;

Fig. 5, 6 photoakustische Sensoren für das Halbleiterlaser- Spektrometer;

Fig. 7 einen Schnitt durch menschliches Gewebe.

5. Experimenteller Aufbau 5.1 Erstes Ausführungsbeispiel eines Halbleiterlaser-Spektro meters

Fig. 1 zeigt eine Vorrichtung zur Messung der Glucosekonzen tration in Blut. Sie enthält drei als schmalbandige und in tensitätsstarke IR-Lichtquellen dienende Halbleiterlaserdi oden LD1 - LD3 (MRV PRODUCTS,USA), wobei Laserdiode LD1 Strahlung der Wellenlänge λ₁ = 834 nm, Laserdiode LD2 Strahlung der Wellenlänge λ₂ = 1304 nm und Laserdiode LD3 Strahlung der Wellenlänge λ₃ = 1554 nm emittiert. Die maximale cw-Ausgangsleistung der Laserdiode LD1 beträgt 30 mW, die der beiden anderen Laserdioden LD2, LD3 jeweils 20 mW. Angesteuert werden die Laserdioden LD1 - LD3 von Treibern TR1 - TR3 der Firma PROFILE, Düsseldorf. Hierbei handelt es sich um modulierbare Präzisionsstromquellen, die jeweils einen bis zu 200 mA starken Injektionsstrom erzeugen und diesem eine durch das Treibereingangssignal vorgegebene Zeitabhängigkeit aufprägen. Um einen paarweisen Betrieb der Laserdioden LD1 - LD3 zu ermöglichen, sind deren Treiber TR1 -TR3 eingangs seitig mit einer rechnergesteuerten Multiplexereinheit MP verbunden. Der der Multiplexereinheit MP vorgeschaltete Phasenschieber PS liefert zwei um α = δΦ1 + δΦ2= 180° phasenverschobene Ausgangssignale, die man dem ausgewählten Treiberpaar zum Zwecke der Modulation der den Laserdioden LD1 -LD3 injizierten Ströme über die Multiplexereinheit MP zuführt. Als Signalquelle dient der interne Oszillator des Lock-in-Verstärkers LIV (STANFORD RESEARCH INSTRUMENTS, USA), an dessen Referenzausgang das eine Frequenz f = 1,3 kHz auf weisende Modulationssignal abgegriffen wird. Selbstverständ lich kann man auch einen separaten Sinusgenerator als Modulationsquelle verwenden und diesen ausgangsseitig mit dem Eingang des Phasenschiebers PS und dem Referenzeingang des Lock-in-Verstärkers LIV verbinden. Die Frequenz des Generatorsignals sollte hierbei im Bereich von f = 1 - 10 kHz liegen.

Die von den Laserdioden LD1 - LD3 emittierte Strahlung wird in drei Lichtwellenleitern WL1 bis WL3 (Quarz & SILICE, France) mit einem Kerndurchmesser von jeweils d = 1000 µm eingekoppelt und an die Transmissionszelle TZ herangeführt. Sie münden als Bündel derart in eine die Standardlösung bzw. die zu vermessende Glukoselösung enthaltende Probenkammer PK, daß die dem Bündel gegenüberliegende Glasfaser WL die transmittierte Strahlung vollständig erfaßt und zu der als Detektor dienenden Germanium-Photodiode PD (EG & G, USA) weiterleitet. Um die Amplitude und die Phase des der Inten sität der transmittierten Strahlung proportionalen Photo diodenstroms zu bestimmen, ist der Detektor PD ausgangs seitig mit dem Signaleingang des Lock-in-Verstärkers LIV verbunden. Die Meßdaten werden über die Schnittstelle RS 232 in den Rechner PC eingelesen, dort gespeichert oder auf dem Monitor dargestellt. Der Rechner PC hat außerdem die Aufgabe, die Multiplexereinheit MP über einen digitalen Schalter DS anzusteuern und so die beiden Ausgangssignale des Phasen schiebers PS an das ausgewählte Treiberpaar TR2, TR3 anzule gen.

Die Fig. 2 zeigt die Absorptionsspektren wäßriger Lösungen, die Glukose in unterschiedlichen Konzentrationen (0%, 10%, 20%) enthalten. Pfeile markieren hierbei die Wellenlänge der Strahlung, die einige käuflich erhältliche Halbleiter-Laser dioden emittieren. Durch Verwendung von Spezialanfertigungen kann man allerdings auch heute schon das NIR-Spektrum im Wel lenlängenbereich zwischen 0,7 und 1,8 µm nahezu lückenlos mit Laserdiodenstrahlung abdecken. Wie aus Fig. 2 ersichtlich, liegt die Emissionswellenlänge der Laserdiode LD3 (λ = 1,554 um) in einem Spektralbereich, wo Glucose die entsprechende Strahlung vergleichsweise stark absorbiert. Im Wellenlängen bereich zwischen λ = 1,1 und λ = 1,3 µm besitzt Glucose hin gegen einen sehr viel kleineren Absorptionskoeffizienten, so daß die von der Laserdiode LD2 emittierte Strahlung in der mit Glucoselösung gefüllten Kammer PK der Transmissionszelle TZ (optische Weglänge 1 ≈ 2 mm) nahezu keinen Intensitäts verlust erfährt. Strahlung der Wellenlänge λ = 1,554 um wird in der erfindungsgemäßen Vorrichtung daher als "analytische Sonde" (die Intensität der transmittierten Strahlung hängt von der Glucosekonzentration ab) und Strahlung der Wellen länge λ = 1,304 µm als "Referenzsonde" (die Intensität der transmittierten Strahlung ist weitgehend unabhängig von der Glukosekonzentration) verwendet, um die Abweichung der Glucosekonzentration von einem Sollwert unter Anwendung des im folgenden beschriebenen Modulationsverfahrens zu be stimmen. Der Sollwert ist hierbei durch eine wäßrige Standardlösung mit bekannter Glucosekonzentration von bei spielsweise 100 mg/dl vorgegeben, die man zum Zwecke der Eichung des Spektrometers vor Beginn der eigentlichen Messung in die Probenkammer PK der Transmissionszelle TZ einbringt. Da die an den Eingängen der Treiber TR2 und TR3 anliegenden Signale der Frequenz f = 1,3 kHz eine Phasenverschiebung von α = 180° aufweisen, besitzen auch die von den Laserdioden LD2, LD3 in die zugeordneten Lichtwellenleiter WL2, WL3 eingekoppelten Strahlungsleistungen eine entsprechende Zeit abhängigkeit und Phasenbeziehung. Frei wählbar sind hingegen die an den Laserdiodentreibern TR1, TR2, TR3 einstellbaren Modulationsamplituden. Man findet so immer eine Einstellung, bei der sich die beiden Laserausgangsleistungen und damit auch die in die Transmissionszelle TZ eingekoppelten Strahlungsintensitäten zu einem konstanten Wert aufaddieren (s. Fig. 3a). Der Wellenleiter WL führt der Photodiode PD dann einen Lichtstrahl mit konstanter Intensität zu, dessen Wellenlänge sich periodisch mit der Oszillatorfrequenz f = 1,3 kHz ändert. Falls man nun auch noch die Abhängigkeit der Detektorsensitivität von der Wellenlänge durch Nach regelung der Modulationsamplituden kompensiert, liefert die Photodiode PD beim Durchstrahlen der Standardlösung einen Gleichstrom, so daß am Ausgangssignal des Lock-in-Verstärkers LIV kein Signal anliegt.

Beim Ersetzen der Standardlösung durch eine Probe mit einer vom Sollwert abweichenden Glucosekonzentration wird der ein gestellte Abgleich infolge der erhöhten bzw. verringerten Ab sorption der analytischen Sonde gestört. Das Ausgangssignal der Photodiode PD enthält dann eine Wechselstromkomponente, die der Lock-in-Verstärker LIV detektiert und hinsichtlich Amplitude und Phase analysiert (s. Fig. 3b, c). Während die Amplitude der Wechselstromkomponente dem Absolutwert der Ab weichung der Glukosekonzentration vom Sollwert entspricht, zeigt die Phase an, in welcher Richtung die Konzentration vom Sollwert abweicht. So besitzt das Ausgangssignal der Fotodi ode PD immer dann eine mit dem Referenz- bzw. Modulationssi gnal phasengleiche Wechselstromkomponente, wenn die Glucose konzentration der Probe oberhalb des Sollwerts liegt und die analytische Sonde eine entsprechend stärkere Absorption er fährt. Liegt die Glucosekonzentration hingegen unterhalb des Sollwertes, wird die analytische Sonde in der Probe schwächer als in der Standardlösung absorbiert, so daß das Referenz signal und die Wechselstromkomponente eine Phasenverschie bung von α = 180° aufweisen (Fig. 3c).

Wie oben erläutert, liefert die Photodiode PD beim Durch strahlen der Standardlösung nur dann einen Gleichstrom, wenn die Phasenverschiebung der in die Lichtwellenleiter einge koppelten Strahlungsintensitäten exakt α = 180° beträgt. Jede Abweichung von diesem Wert führt gemäß der Beziehung

sin(ωt) + sin(ωt + α) = 2·cos(α/2)·sin(ωt + α/2)

zu einer die Modulationsfrequenz aufweisenden Wechselstrom komponente im Ausgangssignal der Photodiode PD, was der Lock- in-Verstärker LIV als eine tatsächlich nicht vorhandene Kon zentrationsänderung des Analyten interpretiert. Um Meßfehler zu vermeiden, dürfen die Laserdiodentreiber TR daher keine oder nur eine vernachlässigbar kleine zusätzliche Phasenver schiebung herbeiführen.

Zu beachten ist auch die Abhängigkeit einiger Laserdiodenpa rameter von der Temperatur. So verschiebt sich die Wellen länge der emittierten Strahlung um bis zu 0,2 bis 1 nm/K zu größeren Werten, falls die Temperatur der Laserdiode LD an steigt. Gleichzeitig sinkt die Laserausgangsleistung bei kon stantem Injektionsstrom, wobei der Leistungsabfall mehrere Prozent pro Kelvin betragen kann. Die durch diese Effekte hervorgerufenen Meßfehler lassen sich allerdings vermeiden, indem man die Laserdioden LD beispielsweise mit Hilfe von Peltier-Elementen auf einer konstanten Temperatur hält. Auch die Temperatur der Probe sollte während der Messung möglichst konstant bleiben, so daß keine temperaturbedingten Verschie bungen der Absorptionslinien des Analyten und des Lösungsmit tels auftreten.

Um die Glucosekonzentration unter Anwendung des oben be schriebenen Modulationsverfahrens mit Hilfe der Laserdioden LD1 und LD3 zu messen, muß man lediglich den Phasenschieber PS über die entsprechend geschaltete Multiplexereinheit MP mit den Eingängen der jeweiligen Treiber TRI und TR3 verbin den und erneut einen Abgleich der Modulationsamplituden vor nehmen. Als Referenzsonde dient nun die von der Laserdiode LD1 emittierte Strahlung der Wellenlänge λ = 854 nm, die von der Glucoselösung nur schwach absorbiert wird. Da die Wellen länge der Referenzsonde in einem vergleichsweise flachen Be reich des Absorptionsspektrums von Wasser liegt, wirken sich temperaturbedingte Verschiebungen der Absorptionslinien kaum störend aus. Durch Vergleich der mit den beiden Laserdioden paaren LD2/3 und LD1/3 gewonnenen Meßwerte kann man insbeson dere eine Temperaturdrift in der Probe erkennen und die dar aus resultierenden Meßfehler zumindest teilweise kompen sieren.

5.2 Zweites Ausführungsbeispiel eines Halbleiterlaser- Spektrometers

Das in Fig. 4 dargestellte Spektrometer enthält insgesamt N = 8 Laserdioden LD als intensitätsstarke IR-Lichtquellen und eine entsprechende Anzahl von Treibern TR. Mit Hilfe der Multiplexereinheit MP lassen sich so insgesamt N(N -1)/2 ver schiedene Laserdiodenpaare auswählen, um die durch eine Kon zentrationsänderung des Analyten hervorgerufenen Änderungen im Absorptionsspektrum bei verschiedenen Wellen längen selektiv zu messen. Bei der Auswertung der maximal N (N-1)/2 diskret differentiellen Spektralinformationen bedient man sich vorteilhafterweise der aus der IR-Spektros kopie bekannten Kalibrationsmethoden. Hierdurch gelingt es, einzelne Analyten auch in komplexen Vielkomponentensystemen eindeutig zu identifizieren und interferierende Einflüsse wie Temperatureffekte oder Konzentrationsschwankungen anderer Probeninhaltsstoffe zu erfassen. Als IR-Lichtquellen kommen im Spektrometer insbesondere auch sogenannte Fehlfarben- Laserdioden zum Einsatz, welche Strahlung mit einer für den Nachweis des jeweiligen Analyten besonders günstigen Wellen länge emittieren. Verwendbar wären auch Halbleiterlaser arrays, die bis zu 20 verschiedene Laserquellen auf einem einzigen Chip enthalten. Systeme dieser Art existieren allerdings erst als Labormuster.

5.3 Sensoren für ein photoakustisches Halbleiterlaser- Spektrometer

Das oben beschriebene Modulationsverfahren kann auch in einem photoakustischen Halbleiterlaser- Spektrometer durchgeführt werden. Ein solches Spektrometer unterscheidet sich von den in den Fig. 1 und 3 dargestellten Systemen lediglich da durch, daß es anstelle der Transmissionszelle TZ eine bei spielsweise aus der US-A-3 948 345 bekannte photoakustische Zelle besitzt. Besonders vorteilhaft ist die Verwendung eines der in der DE 44 00 674 C2 beschriebenen photoakustischen Sensoren, da sie die in-vivo-Messung der Konzentration eines Blutinhaltstoffes erlauben. Die Einkopplung der von dem aus gewählten Laserdiodenpaar emittierten Strahlung 1 in das in Fig. 5 mit 2 bezeichnete Gehäuse des Sensors erfolgt über den Wellenleiter 3. Da die Strahlung 1 stark divergent aus tritt, wird sie mit Hilfe der aus zwei Linsen 4, 5 bestehen den Optik 6 (f ≈ 2 cm) gebündelt und in einen auf der Strahl achse 7 liegenden Punkt 8 fokussiert. Um die Brennweite der Optik 6 einstellen und damit den Laserfokus 7 in eine be stimmte Tiefe der Probe legen zu können, ist die untere Linse 5 im Sensorgehäuse 2 verschiebbar gehaltert. Auf diese Weise läßt sich der Punkt 8 maximaler Strahlungsintensität bei spielsweise direkt in eine Blutader legen(siehe Fig. 7). Ein in einem Aluminiumgehäuse 9 auf der versilberten Oberfläche einer Saphirscheibe 10 (Dicke: 2 cm; Durchmesser: 25 mm) angeordnetes druckempfindliches Element 11 dient dem Nach weis der in der Probe angeregten Schallwellen. Es besteht aus einer ringförmigen Piezokeramik 11, deren Innendurchmesser r1 = 4 mm und deren Außendurchmesser r2 = 10 mm beträgt. Ein elektrisch leitender Kleber sorgt für eine feste Verbindung zwischen der Piezokeramik 11 und der Saphirscheibe 10. Deren Zentralbereich ist innerhalb einer einen Durchmesser von etwa r = 4 mm aufweisenden Kreisfläche nicht metallisiert, um den Durchtritt der Laserstrahlung 1 in die Probe zu ermöglichen. Die elektrische Kontaktierung der Piezokeramik 11 erfolgt über zwei Kupferringe 12, 13, die direkt auf die Piezokeramik 11 bzw. auf die versilberte Fläche der Saphirscheibe 10 geklebt sind.

Da selbst geringste Lichtintensitäten im druckempfindlichen Element 11 aufgrund der pyroelektrischen Eigenschaften der Piezokeramik ein großes Untergrundsignal hervorrufen, ist der Sensor mit einer aus Messing bestehenden Streulichtblende 14 ausgestattet. Sie besitzt die Form eines sich in Richtung der Saphirscheibe 10 verjüngenden und symmetrisch zur Strahlachse 7 angeordneten Kegelstumpfes, dessen hohlzylindrischer Fortsatz von der ringförmigen Piezokeramik 11 gehaltert wird. Mit Hilfe einer im Bereich des Brennpunkts der Linse 4 befestigten Lochblende 14′ läßt sich das im oberen Teil 2 des Sensorgehäuses entstehende Streulicht ebenfalls wirkungsvoll abschirmen. Alle diese Maßnahmen tragen dazu bei, das durch Streulicht erzeugte Untergrundsignal um annähernd zwei Größenordnungen zu reduzieren und die Empfindlichkeit des Sensors entsprechend zu erhöhen. Da der gesamte unter Teil 9 des Sensorgehäuses aus Aluminium besteht und elektrisch mit der Masse der Nachweiselektronik verbunden ist, werden auch elektromagnetische Einstreuungen weitgehend unterdrückt.

Alle aktiven Komponenten des in Fig. 6 dargestellten photo akustischen Sensors sind in einem geschlossenen Metallgehäuse 15 angeordnet. Das aus Aluminium bestehende Gehäuse 15 bildet einen Faraday-Käfig 15′, der die ringförmige Piezokeramik 11 und deren elektrische Anschlüsse 12, 13 und 16 sehr gut gegen hochfrequente elektromagnetische Streustrahlung abschirmt. Um die Kosten und den technischen Aufwand für die Herstellung des Sensors zu verringern, wurde anstelle der in Fig. 5 mit 10 bezeichneten Saphirscheibe eine gleich große, etwa 0,2 mm dicke Kupferscheibe 17 mit einer als Strahldurchtrittsfenster dienenden zentralen Bohrung 18 (Durchmesser r = 4 mm) verwen det.

Zur Isolation des Sensorkopfes von der Probe, kann die die Piezokeramik 11 tragende und mittels zweier Vitonringe 19 ge halterte Kupferscheibe 17 noch mit einem elektrisch isolie renden Lack beschichtet sein. Die Verwendung eines aus der Ultraschalldiagnostik bekannten Kontaktgels bietet sich eben falls an, um den Sensorkopf insbesondere an biologische Pro ben akustisch anzukoppeln, da durch die unterschiedlichen Im pedanzen aneinander anzupassen und so für eine optimale Transmission akustischer Energie zu sorgen.

Als Streulichtabschattung dient wieder eine kegelstumpfförmi ge Blende 20, die in einer entsprechend ausgebildeten Bohrung des unteren Gehäuseteils 15 angeordnet ist und sich mit ihrem hohlzylindrischen Fortsatz bis in den Bereich der Kupfer scheibe 17 erstreckt.

Die beim Betrieb des photoakustischen Sensors in der Probe ablaufenden Vorgänge sollen im folgenden kurz anhand der Fig. 7 erläutert werden. Bestrahlt man die Probe 21, insbesondere menschliches Gewebe mit intensitätsmoduliertem Laserlicht 1, so wird die Strahlung im durchleuchteten Volumen 22 zumindest teilweise absorbiert und durch nicht strahlende Relaxationsprozesse in Wärme ungewandelt. Auf Grund der Erwärmung dehnt sich das durchstrahlte Volumen 22 aus, gibt dabei die in ihm deponierte Wärmeenergie an die Umgebung ab und kontrahiert schließlich wieder. Als Folge dieses sich mit der Modulationsfrequenz des Laserlichtes 1 wiederholenden Vorgangs entstehen akustische Wellen 23, die zur Probenoberfläche laufen und im Drucksensor 24 ein entsprechendes Signal hervorrufen. Die gemessene photoakus tische Signalamplitude S ist der Modulationsamplitude I der Strahlungsintensität proportional. Sie berechnet sich näherungsweise zu

S = k·α(λ)·I

wobei α(λ) den wellenlängenabhängigen Absorptionskoeffizien ten des Analyten und k eine geometrieabhängige Konstante be zeichnen. Durch Einstellen der den Laserdioden LD zugeführten Injektionsströme kann man erreichen, daß I der Bedingung

I = S/a(lk

genügt, und die photoakustischen Signalamplituden für alle Laserwellenlängen gleich groß werden. Das ausgeleuchtete Volumen 22 nimmt unter diesen Umständen eine erhöhte, aber zeitlich konstante Temperatur an und wirkt daher nicht mehr als Quelle akustischer Schockwellen 23. Am Ausgang des Sensors 24 liegt demzufolge auch kein Signal an. Eine Änderung der Analytkonzentration stört diesen Abgleich, so daß im Bereich des Laserfokus Schockwellen 23 angeregt werden und der Sensor 24 ein die Modulationsfrequenz aufweisendes photoakustisches Signal liefert. Während die Amplitude dieses Signals wieder dem Betrag der Konzentrationsänderung des Analyten proportional ist, zeigt seine Phasenlage be züglich des Referenzsignals an, ob die Konzentration ober- oder unterhalb des Sollwertes liegt.

6. Weitere Anwendungsbereiche

Die Erfindung ist selbstverständlich nicht nur im Bereich der medizinischen Blutdiagnostik, sondern überall dort anwendbar, wo man kleine Abweichungen eines Konzentrationswertes von ei nem Sollwert sehr genau bestimmen muß. Zu nennen sind hier insbesondere die Überwachung von Prozeßflüssigkeiten und die Abwasserkontrolle.

Claims

1. Verfahren zur Messung der Konzentration eines in einer Probe enthaltenen Analyten durch Ausführen der folgen den Schritte:

a) Beleuchtung der Probe mit einer ersten und einer zweiten Strahlungssonde, wobei die Wellenlängen der Strahlungsson den derart gewählt sind, daß der Analyt die erste Strah lungssonde vergleichsweise stark, die zweite Strahlungs sonde hingegen nicht oder nur vergleichsweise schwach ab sorbiert;
b) Periodische Modulation der Intensitäten der beiden Strahlungssonden;
c) Zeitabhängige Messung der Intensität der von der Probe transmittierten Strahlung und Erzeugung eines die Inten sität repräsentierenden Meßsignals; dadurch gekennzeichnet,
d) daß die Modulation der Intensitäten der Strahlungssonden gegenphasig erfolgt,
e) daß die Intensitäten der Strahlungssonden derart aufein ander abgestimmt werden, daß das Meßsignal zeitlich konstant ist, sofern die Konzentration des Analyten einem Sollwert entspricht und
f) daß die Amplitude und/oder die Phase einer die Modulationsfrequenz aufweisenden Komponente des Meßsignals bezüglich eines Referenzsignals bestimmt wird.

2. Verfahren zur Messung der Konzentration eines in einer Probe enthaltenen Analyten durch Ausführen der folgenden Schritte:

a) Beleuchtung der Probe mit einer ersten und einer zweiten Strahlungssonde, wobei die Wellenlängen der Strahlungsson den derart gewählt sind, daß der Analyt die erste Strah lungssonde vergleichsweise stark, die zweite Strahlungs sonde hingegen nicht oder nur vergleichsweise schwach ab sorbiert;
b) Periodische Modulation der Intensitäten der beiden Strahlungssonden;
c) Zeitabhängige Messung eines in der Probe angeregten photo akustischen Signals; dadurch gekennzeichnet,
d) daß die Modulation der Intensitäten der Strahlungssonden gegenphasig erfolgt,
e) daß die Intensitäten der Strahlungssonden derart aufein ander abgestimmt werden, daß das photoakustische Signal zeitlich konstant ist, sofern die Konzentration des Analyten einem Sollwert entspricht und
f) daß die Amplitude und/oder die Phase einer die Modu lationsfrequenz aufweisenden Komponente des photoakusti schen Signals bezüglich eines Referenzsignals bestimmt wird.

3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß mindestens eine weitere Strahlungssonde zur Beleuchtung der Probe vorgesehen ist und daß für ein erstes Paar und anschließend für mindestens ein weiteres Paar der Strahlungs sonden jeweils die Verfahrensschritte a) bis f) ausgeführt werden.

4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Konzentration eines Blutinhaltstoffes oder die Abwei chung der Konzentration von einem Sollwert bestimmt wird.

5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß die Strahlungssonden von Laserdioden erzeugt und mit Hilfe von Lichtwellenleitern an die Probe herangeführt werden.

6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, daß ein Strahlungsfokus innerhalb der Probe erzeugt wird.

7. Vorrichtung zur Messung der Konzentration eines in einer Probe enthaltenen Analyten mit

- einem ein periodisches Referenzsignal erzeugenden Signalgenerator (LIV),
- einer ersten Photonenquelle (LD2), welche Strahlung einer Wellenlänge emittiert, die der Analyt vergleichsweise stark absorbiert,
- einer zweiten Photonenquelle (LD3), welche Strahlung einer Wellenlänge emittiert, die der Analyt nicht oder nur vergleichsweise schwach absorbiert,
- Mitteln zur Beleuchtung der Probe mit der von den Photonenquellen (LD2/3) emittierten Strahlungen,
- einem Detektor (PD) zum Nachweis der von der Probe transmittierten Strahlung oder einem Sensor zum Nachweis eines in der Probe angeregten photoakustischen Signals,
- einem einen ersten und einen zweiten Eingang aufweisenden phasenempfindlichen Detektor (LIV), wobei am ersten Eingang das Referenzsignal und am zweiten Eingang das Ausgangssignal des Detektors (PD) oder das Ausgangssignal des Sensors anliegt,
- einer der ersten Photonenquelle (LD2) zugeordneten, eingangsseitig mit einem um δΦ1 gegenüber dem Referenzsignal phasenverschobenen ersten Signal beaufschlagten ersten Modulator-/Ansteuereinheit (TR2),
- einer der zweiten Photonenquelle (LD3) zugeordneten, eingangsseitig mit einem um δΦ2 gegenüber dem Referenzsignal phasenverschobenen zweiten Signal beaufschlagten zweiten Modulator-/Ansteuereinheit (TR3), wobei
α: = δΦ1 + δΦ2 = 180° gilt und die Modulator- /Ansteuereinheiten (TR2/3) die Photonenquellen (LD2/3) derart ansteuern, daß das Ausgangssignal des Detektors (PD) oder das Ausgangssignal des Sensors zeitlich konstant ist, sofern die Konzentration des Analyten einem Sollwert entspricht.

8. Vorrichtung nach Anspruch 7, gekennzeichnet durch Laserdioden (LD) als Photonenquellen.

9. Vorrichtung nach Anspruch 7 oder 8, gekennzeichnet durch einen eingangsseitig mit dem Referenzsignal beaufschlagten Phasenschieber (PS), der zwei um α = 180° phasenverschobene Ausgangssignale erzeugt und über eine Multiplexereinheit (MP) mit den Modulator-/Ansteuereinheiten (TR2/3) verbindbar ist.

10. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 7 bis 9, dadurch gekennzeichnet, daß der photoakustische Sensor ein druckempfindliches Element (11), eine optische Einheit (4, 5, 6) zur Erzeugung eines im Innern der Probe liegenden Strahlungsfokus (8) und eine Ein richtung (14, 20) zur Abschirmung des druckempfindlichen Ele ments (11) vor elektromagnetischer Strahlung aufweist.