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HINTERGRUND
DER ERFINDUNG 1. Gebiet der Erfindung
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Die vorliegende Erfindung betrifft
ein Verfahren und eine Vorrichtung zum noninvasiven Messen des Blutzuckerpegels
auf in-vivo- oder in-situ-Basis mittels Spektroskopie-Techniken.
Insbesondere betrifft die Erfindung ein Verfahren und eine Vorrichtung zum
noninvasiven Messen der Konzentration von Glukose im Blutkreislauf
oder Gewebe eines unter Diabetes-Verdacht stehenden Patienten auf
der Basis einer Kombination aus Wellenlängenmodulation und Intensitätsmodulation
von Licht.
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2. Beschreibung des relevanten
Standes der Technik
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Es sind bereits verschiedene Verfahren
und Vorrichtungen vorgeschlagen worden, um die Konzentration von
Glukose in vitro und in vivo durch Spektroskopie-Techniken zu messen.
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Beispielsweise beschreibt die Internationale Anmeldung
No. WO 81/00,622 ein Verfahren und eine Vorrichtung zum Messen der
Absorption von Infrarotlicht durch Glukose in Körperfluid, bei dem CO2-Laserlicht als Bestrahlungslichtquelle
verwendet wird. Bei dem Verfahren und der Vorrichtung werden die
Absorptionsspektra von Serum und Urin anhand von Durchlässigkeit
und Reflektivität,
d. h. von Rückstreueffekten,
bei verschiedenen Wellenlängen λ1 und λ2 gemessen.
Dabei ist λ2 eine charakteristische Absorptionswellenlänge der
zu messenden Substanz, z. B. Glukose, und λ1 ist
eine Wellenlänge,
bei der die Absorption unabhängig
von der Konzentration der zu messenden Substanz ist. Die Messwerte erhält man durch
Berechnen des Verhältnisses
der Absorption bei λ1 relativ zu der Absorption bei λ2.
Das Absorptionsband der zu messenden Substanz liegt bei der Wellenlänge λ1 zwischen
940 cm–1 und
950 cm–1,
d. h. zwischen 10,64 μm
und 10,54 μm,
und bei der Wellenlänge λ2 liegt
das Absorptionsband zwischen 1090 cm–1 und
1095 cm–1,
d. h. zwischen 9,17 μm
und 9,13 μm.
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Das Schweizer Patent Nr. CH-612 271
beschreibt ein noninvasives Prüfverfahren
zum Detektieren biologischer Substanzen durch die Haut hindurch
unter Verwendung eines Prismas mit gedämpfter Totalreflektion (ATR).
Bei dem Verfahren wird der Wellenleiter (das ATR-Prisma) direkt
an der Oberfläche
der zu prüfenden
Teststelle (z. B. der Lippe oder Zunge) befestigt und leitet Infrarotlicht
ein. Der Brechungsindex des Wellenleiters ist größer als derjenige des Teststellen-Mediums,
d. h. einer optisch dünnen
Schicht an der Oberfläche,
und das Infrarotlicht wird entlang des Totalreflektionswegs durch
das Prisma hindurchgeleitet. Das Infrarotlicht wirkt mit der dünnen Schicht
der Oberfläche
zusammen, und diese Zusammenwirkung wird mit der Fehl-Dämpfungskomponente
des Lichts an dem reflektierenden Teil in Beziehung gesetzt (siehe
Hormone & Metabolic
Res. Suppl. Ser. [1979], pp. 30–35).
Falls Infrarotlicht mit einer Wellenlänge verwendet wird, die mit
der Absorption von Glukose in Beziehung steht, dann wird das durch
das Prisma hindurchtretende Licht in Abhängigkeit der Konzentration
von Glukose in der optisch dünnen
Schicht der Oberfläche
gedämpft.
Somit kann die gedämpfte
Quantität
detektiert werden und zu den gewünschten
Daten, die über
die Glukose Auskunft geben, verarbeitet werden.
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U.S.-Pat. Nr. 3,958,560 beschreibt
eine noninvasive Detektionsvorrichtung zum Detektieren von Glukose
im Auge des Patienten. Insbesondere handelt es sich bei der Vorrichtung
gemäß diesem U.S.-Patent
um eine Sensorvorrichtung in Form einer Kontaktlinse mit einer Lichtquelle,
die Infrarotlicht auf eine Seite der Kornea ausgibt, und mit einem
Detektor, der das Durchlicht an der gegenüberliegenden Seite detektiert.
Wenn Infrarotlicht auf eine Mess-Stelle ausgegeben wird, tritt das
Infrarotlicht durch die Kornea und das Kammerwasser hindurch und
erreicht den Detektor. Der Detektor konvertiert die Quantität des Durchlichts
zu einem elektrischen Signal und gibt dieses an einen Fernempfänger aus. Die
Lesevorrichtung des Empfängers
gibt die Konzentration von Glukose im Auge des Patienten als Funktion
der individuellen Veränderung
der Quantität des
durch das Auge hindurchtretenden ausgegebenen Infrarotlichts aus.
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Die Britische Patentanmeldung Nr.
2 035 557 beschreibt eine Detektionsvorrichtung zum Bestimmen von
Substanzen nahe den Blutbahnen eines Patienten, wie z. B. CO2, Sauerstoff oder Glukose. Die Detektionsvorrichtung
weist eine Lichtquelle und eine Lichtempfängervorrichtung zum Detektieren
von gedämpftem
Licht auf, das vom Körperinneren
des Patienten, d. h. von der Hypoderma, rückgestreut oder reflektiert
wird, und die Vorrichtung verwendet UV- oder Infrarotlicht als Ausgabelicht.
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Ferner existieren folgende Vorrichtungen, die
den Strom von Blut und Organaktivierungsparameter oder -komponenten
wie z. B. oxigeniertes Hemoglobin und reduziertes Oxyhemoglobin
messen oder überwachen.
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U.S.-Pat. Nr. 3,638,640 beschreibt
ein Verfahren und eine Vorrichtung zum Messen von Sauerstoff und
anderer Substanzen in Blut und Gewebe. Gemäß dem U.S.-Patent sind eine
Ausgabelichtquelle und ein Detektor vorgesehen, der am Körper des Patienten
platziert ist. Falls der Detektor am Ohr platziert ist, dann wird
die Intensität
des durch das Ohr hindurchtretenden Lichts gemessen, und falls der Detektor
an der Stirn platziert ist, dann wird die Intensität des Lichts
gemessen, das reflektiert wird, nachdem es durch das Blut und die
Hypoderma hindurch reflektiert worden ist. Die Wellenlängen zwischen Rotlicht
und dem infrarot-nahen Licht werden als Durchlicht gemessen, d.
h. mit 660 nm, 715 nm und 805 nm. Die Anzahl der zu einem gegebenen
Zeitpunkt verwendeten Wellenlängen
beträgt
1 plus der Anzahl der Wellenlängen,
die charakteristisch für Substanzen
ist, welche an der geprüften
Stelle existieren. Die Signale, die man durch Detektion anhand der
Absorption bei verschiedenen Wellenlängen erhält, werden von einer elektrischen
Schaltung verarbeitet, so dass man quantitative Daten zu der Konzentration
der gemesse nen Substanz erhält,
ohne dass eine Beeinflussung aufgrund von Fluktuationen der Messbedingungen
auftritt, z. B. Abweichungen des Detektors, Abweichungen der Intensität, der Richtung
und des Winkels der Ausgabe, und Schwankungen des Blutstroms an
der untersuchten Stelle.
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Das Britische Patent Nr. 2 075 668
beschreibt eine spektrophotometrische Vorrichtung, um metabolische
Funktionen eines Organismus, wie z. B. Veränderungen der Oxidation und
eine Reduzierung von Hemoglobin und Zytochrom, und Veränderungen
des Blutstroms in einem Organ wie z. B. dem Gehirn, dem Herz oder
der Leber, auf in-vivo- und in-situ-Basis zu messen und zu überwachen.
Bei dieser Vorrichtung wird Ausgabelicht mit Wellenlängen zwischen
700 nm und 1.300 nm verwendet, das effektiv mehrere mm in die Haut
eindringt.
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14 der
Britischen Patentanmeldung zeigt eine zum Messen der Reflektion
vorgesehene Vorrichtung mit einem an einen Organismus anzulegenden
Wellenleiter (einem Schlauch aus einer optischen Faser) und einer
Lichtquelle. Der Wellenleiter wird derart an einen Organismus angelegt,
dass das Ausgabelicht in einer schrägen Richtung auf die Hautoberfläche auftrifft
und das ausgerichtete Ausgabelicht durch die Haut hindurch in den
Körper
eindringt und in einem Abstand von der Lichtquelle aus dem Gewebe
heraus reflektiert oder rückgestreut wird.
Ein Teil der Energie wird absorbiert, und der Rest trifft auf einen
ersten Detektor auf, der im Abstand von der Lichtquelle auf der
Haut platziert ist. Zudem wird ein zweiter Detektor platziert, der
ein rückwärts ausgegebenes
Referenzsignal detektiert. Das analytische Signal aus dem ersten
Detektor und das Referenzsignal aus dem zweiten Detektor werden
an eine Rechenoperationsschaltung ausgegeben, und man erhält die Daten
der analytischen Operation als Ausgangssignal der Rechenoperationsschaltung.
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Bei den oben beschriebenen Ansätzen zum Messen
von Glukose und dgl. wird die Qualität der spektroskopischen Daten,
die von einem für
den infrarotnahen Bereich ausgelegten Spektrometer erzeugt werden,
durch die Leistungsfähigkeit
der Hardware bestimmt, die das infrarot-nahe Spektrometer bildet.
Derzeit liegt bei der bestmöglichen
Leistungsfähigkeit
das Signal-/Rausch-Verhältnis S/N
ungefähr
in der Größenordnung
zwischen 105 und 106.
Jedoch ist bereits bei den herkömmlichen
Verfahren zum Messen der absoluten Intensität des Spektrums ein S/N-Verhältnis des
Spektralsignals in der Größenordnung
zwischen 105 und 106 erforderlich,
um 100 mg/dL – wobei
dies die physiologische Konzentration von Glukose im Blut ist – mit spektroskopisch praktikabler
Präzision
zu messen, so dass die Messung bereits nahe der maximalen Präzisionsgrenze durchgeführt werden
muss, die das Spektrometer zu leisten imstande ist.
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Somit weisen die mittels Spektroskopie-Techniken
durchgeführten
Verfahren zum Messen der Konzentrationen von Zucker, Glukose und dgl.
eine niedrigere Empfindlichkeit, Präzision und Zuverlässigkeit
auf als eine chemische Analyse, bei der die Konzentration dieser
Substanzen unter Verwendung von Reagenzien analysiert wird, und
ein für den
infrarotnahen Bereich ausgelegtes Spektrometer mit hoher Leistungsfähigkeit,
das ein hohes S/N-Verhältnis
aufweist, ist sehr kostenaufwendig. Somit kann, falls man in der
Lage ist – statt
einfach die absolute Intensität
eines Spektrums zu messen – eine Abweichung
der Glukose-Konzentration von der 100 mg/dL betragenden physiologischen
Konzentration von Glukose durch ein Referenzverfahren mit einer Präzision von
2 bis 3 Digitalstellen zu messen, festgestellt werden, in welchem
Maß der
Blutzucker des Patienten von einem normativen Bereich abweicht, so
dass die Messung vorteilhafterweise zur Kontrolle des Blutzuckers
des Patienten verwendet werden kann.
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ÜBERBLICK ÜBER DIE
ERFINDUNG
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Somit ist es Aufgabe der Erfindung,
ein Verfahren zum Messen von Blutzucker zu erstellen, das zum problemlosen
noninvasiven Messen der Blutzucker-Abweichungen eines unter Diabetes-Verdacht stehenden
Patienten relativ von einem normativen Wert geeignet und dabei unabhängig von
individuellen Unterschieden der Befindlichkeit des Patienten durchführbar ist,
wobei eine Mo dulationsvorrichtung verwendet wird, bei der Wellenlängenmodulation
mit Intensitätsmodulation
kombiniert wird.
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Eine weitere Aufgabe der Erfindung
besteht in der Schaffung einer kompakten und kostengünstigen
Vorrichtung zum Messen von Blutzucker, die zum problemlosen noninvasiven
Messen der Blutzucker-Abweichungen eines eventuell an Diabetes leidenden
Patienten relativ von einem normativen Wert geeignet ist und dabei
unabhängig
von individuellen Unterschieden der Befindlichkeit des Patienten
arbeitet, wobei die Vorrichtung im Aufbau einfach ist und eine Wellenlängenmodulationseinrichtung
sowie eine Intensitätsmodulationseinrichtung
aufweist.
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Das Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung
ist durch Anspruch 1 definiert, und die Vorrichtung gemäß der vorliegenden
Erfindung ist durch Anspruch 3 definiert.
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Das Verfahren umfasst die folgenden
Schritte:
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- (a) Wellenlängen-Modulieren
von Licht, das auf einen zu untersuchenden Bereich zur Blutauswertung
ausgegeben wird;
- (b) Intensitäts-Modulieren
des wellenlängen-modulierten
Lichts mit mehreren Intensitäten;
- (c) für
jede Intensität
des intensitäts-modulierten Lichts:
- (i) Detektieren der Intensität
des auf den zu untersuchenden Bereich auftreffenden Lichts,
- (ii) Detektieren der Intensität des von dem zu untersuchenden
Bereich rückgestreuten
Lichts,
- (iii) Detektieren des Verhältnisses
der Intensitäten gemäß (i) und
(ii),
- (iv) Detektieren der Veränderungsrate
des Verhältnisses
in Bezug auf die Wellenlängenänderung
aufgrund der Wellenlängen-Modulation,
- (v) Extrahieren des Ableitungs-Spektrums des Absorptionsspektrums
von Glukose in dem zu untersuchenden Bereich,
- (d) Bestimmen der Konzentration von Blutzucker in dem zu untersuchenden
Bereich basierend darauf, dass Ableitungs-Daten, die für jeden
Zyklus der Intensitäts-Modulation
des einfallenden Lichts erhalten werden, voneinander subtrahiert
werden.
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Auf diese Weise wird Licht, das mit
einer kleinen Modulationsbreite Δλ, die um
eine zu erwartende Wellenlänge
liegt, intensitäts-moduliert
und wellenlängenmoduliert,
und die Tiefe des Eindringens in die Haut wird durch die Intensitätsmodulation
des auftreffenden Lichts an der zu untersuchenden Stelle variiert,
so dass Information zu der Konzentration von Glukose in dem zu untersuchenden
Bereich, wo Körperfluida
einschließlich
Blutkomponenten vorhanden sind, extrahiert wird, und die Bestimmung
von Glukose an der zu untersuchenden Stelle wird auf der Basis von
Ableitungsspektra der Absorptionsspektra durchgeführt. Somit
wird die Konzentration von Glukose unabhängig von individuellen Unterschieden der
Patienten leicht und zuverlässig
detektiert.
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Die obigen Ableitungsspektra werden
vorzugsweise entsprechend der Iteration der obigen Wellenlängenmodulation
akkumuliert und Bemittelt. Falls auf diese Weise die Ableitungsspektra
akkumuliert und Bemittelt werden, dann wird die Rauschkomponente
proportional zur Quadratwurzel der Akkumulationszahl reduziert,
so dass das Signal-/Rausch-Verhältnis
S/N verbessert wird.
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Die Vorrichtung gemäß der vorliegenden
Erfindung weist auf:
einen wellenlängen-modulierenden Lichtgenerator, der
wellenlängenmoduliertes
Licht erzeugt;
einen Intensitäts-Modulator, der das von dem
wellenlängen-modulierenden
Lichtgenerator ausgegebene wellenlängen-modulierte Licht zyklisch
mit mehreren Intensitäten
intensitäts-moduliert;
einen
Strahlenteiler, der den Lichtweg des von dem Intensitäts-Modulator
ausgegebenen wellenlängen-modulierten
und intensitäts-modulierten
Lichts aufteilt;
einen Lichtkollektor, der das Licht sammelt,
das sich entlang eines der mittels des Strahlteilers getrennten Lichtwege
bewegt und auf die zu untersuchende Stelle zur Bestimmung des Blutzuckers
auftrifft sowie von dieser Stelle rückgestreut wird;
einen
ersten optischen Detektor, der die Intensität des von dem Lichtkollektor
gesammelten Lichts detektiert;
einen zweiten optischen Detektor,
der die Intensität des
Lichts detektiert, das sich entlang des anderen der mittels des
Strahlteilers getrennten Lichtwege bewegt;
einen Verhältnis-Detektor,
der das Verhältnis
zwischen dem Ausgangssignal des ersten optischen Detektors und dem
Ausgangssignal des zweiten optischen Detektors detektiert;
einen
Ableitungs-Spektralsignal-Detektor, der ein Verhältnis-Signal aus dem Verhältnis-Detektor
liest und die Veränderungsrate
des Verhältnis-Signals
in Bezug auf die aufgrund der Wellenlängen-Modulation auftretende
Wellenlängen-Veränderung
detektiert, um das Ableitungs-Spektralsignal des Absorptionsspektrums
von Glukose an der zu untersuchenden Stelle zu detektieren; und
eine
Rechenvorrichtung, welche die Konzentration von Blutzucker an der
zu untersuchenden Stelle auf der Basis des von dem Ableitungs-Spektralsignal-Detektor detektierten
Ableitungs-Spektralsignals durch Subtraktion der für jeden
Zyklus erhaltenen Ableitungs-Daten der Intensitäts-Modulation des einfallenden
Lichts berechnet.
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Die Vorrichtung wellenlängen-moduliert
Licht in dem wellenlängenmodulierenden
Lichtgenerator und intensitäts-moduliert
das wellenlängen-modulierte
Licht, um es auf den zu untersuchenden Bereich auftreffen zu lassen,
und sie detektiert das Ableitungsspektrum von Glukose, so dass Ableitungsdaten
hoher Qualität
auf Echtzeitbasis erhalten werden, ohne dass weitere Computer-Verarbeitungsvorgänge erforderlich
sind. Ferner ist die Geschwindigkeit des iterativen Abtastens höher als
bei einem gewöhnlichen
Spektrometer, das einen weiten Bereich von Wellenlängen abtastet,
so dass man die Messdaten zur Konzentration von Glukose durch Echtzeit-Photometrie
erhält,
ohne dass eine wesentliche Beeinflussung durch Abweichungen des
optischen Systems erfolgt.
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Der obige wellenlängen-modulierende Lichtgenerator
ist vorzugsweise ein wellenlängen-variabler
Halbleiter-Laser. Ein zur Verwendung für Optikfaser-Kommunikationsvorgänge entwickelter
Halbleiter-Laser kann als wellenlängenvariabler Halbleiter-Laser
verwendet werden, so dass die Merkmale eines wellenlängen-variablen
Halbleiter-Lasers effektiv mit dessen maximaler Leistungsfähigkeit
genutzt werden können
und die Ausgestaltung der Vorrichtung zum Wellenlängenmodulieren
des gemessenen Lichts extrem vereinfacht wird. Somit wird der Aufbau
der Vorrichtung zur noninvasiven Messung von Blutzucker einfach
und kompakt.
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KURZBESCHREIBUNG
DER ZEICHNUNGEN
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Diese und weitere Aufgaben und Merkmale der
vorliegenden Erfindung werden aus der folgenden Beschreibung bevorzugter
Ausführungsformen in
Verbin dung mit den beigefügten
Zeichnungen ersichtlich, in denen gleiche Teile durch gleiche Bezugszeichen
gekennzeichnet sind:
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1 zeigt
ein Einzelspitzen-Spektrum, sein erstes Ableitungsspektrum und sein
zweites Ableitungsspektrum.
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2 zeigt
die Erzeugung eines Ableitungsspektrums durch Wellenlängenmodulations-Spektroskopie.
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3 zeigt
ein Absorptionsspektrum einer wässrigen
Lösung
von Glukose.
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4 zeigt
das erste Ableitungsspektrum gemäß 3.
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5 zeigt
Differenz-Absorptionsspektra in Bezug auf standardgemäßes reines
Wasser.
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6 zeigt
die Differenz der ersten Ableitungsspektra.
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7 zeigt
die Differenz der ersten Ableitungsspektra.
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8 zeigt
die Differenz der ersten Ableitungsspektra.
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9 zeigt
die Differenz der ersten Ableitungsspektra.
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10 zeigt
die Beziehung zwischen den Konzentration von Glukose und der ersten
Ableitung eines Absorptionsspektrums.
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11 zeigt
die Struktur der menschlichen Haut zur Beschreibung ihrer optischen
Eigenschaften.
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12 zeigt
ein Schaubild zwecks Beschreibung des Verhältnisses zwischen der Intensität des auftreffenden
Lichts und der Tiefe des Eindringens des Lichts.
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13 zeigt
ein Blockschaltbild einer Vorrichtung zur noninvasiven Messung von
Blutzucker.
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DETAILLIERTE
BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORMEN
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Die bevorzugten Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung werden im Folgenden anhand der beigefügten Zeichnungen
beschrieben.
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Unter den folgenden Punkten [1] und
[2] wird eine Beschreibung der Ableitungsspektroskopie gegeben,
die zum Verständnis
der vorliegenden Erfindung erforderlich ist, und es wird ein Verfahren
zur Wellenlängenmodulation
zwecks Erhalts von Ableitungsspektra beschrieben. Ferner werden
unter den Punkten [3],[4] und [5] die Verifizierung des Bestimmens
von Glukose aus den ersten Ableitungsspektra, die Wahl der optimalen
Wellenlänge,
und die Spektra der diffusen Reflektion durch die Haut und die Intensitätsmodulations-Spektroskopie
beschrieben. Schließlich
wird unter Punkt [6] die Konfiguration einer Vorrichtung zur noninvasiven
Messung von Blutzucker gemäß der vorliegenden
Erfindung beschrieben.
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[1] Ableitungsspektroskopie
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Die Wellenlängenmodulation wird generell verwendet,
um Ableitungsspektra zu erhalten. Das Verfahren der Wellenlängenmodulation
ist beschrieben in T. C. O'Haver, "Potential clinical
applications of derivative and wavelength-modulation spectroscopy" (Clinical Chemistry,
Vol. 25, No. 9 (1979), pp. 1548-1553).
Das Konzept der Wellenlängenmodulations-Spektroskopie
steht in engem Zusammenhang mit dem Konzept der Ableitungsspektroskopie,
und beide Konzepte basieren auf Messungen der Veränderungen
der Intensität
und Absorption in Bezug auf eine Wellenlängen-Veränderung.
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Zunächst wird die Ableitungsspektroskopie beschrieben.
Bei der Ableitungsspektroskopie werden die Ableitungen erster oder
höherer
Ordnung der Intensität
oder Absorption in Bezug auf die Wellenlänge errechnet, und die Ergebnisse
werden abgebildet. Die Zwecke der Ableitungsspektroskopie sind:
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- (a) Kompensation und Korrektur der Basislinien-Verschiebung,
und
- (b) wirksame Erhöhung
der Empfindlichkeit gegenüber
leichten Veränderungen
der Form des Spektralbands.
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1 zeigt
ein Einzelspitzen-Spektrum und dessen ersten und zweiten Ableitungsspektra.
Der Spitzen-Maximalpunkt Pmax entspricht
dem Nulldurchgangspunkt P01 der ersten Ableitung
und dem mittleren Spitzenpunkt Pc der zweiten
Ableitung. Der Spitzen-Maximalpunkt Pdmax und
der Spitzen-Minimalpunkt Pdmin der zweiten
Ableitung entsprechen den Maximal-Neigungspunkten Ps1 bzw.
Ps2 des Original-Spektrums und entsprechen
ferner den Nulldurchgangspunkten P02 bzw.
P02 der zweiten Ableitung.
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Es existieren verschiedene Verfahren
zum Erhalt der Ableitungsspektra, wie im Folgenden aufgeführt.
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Erstens können, falls die Spektraldaten
Digitalwerte sind und von einem Computer verarbeitet werden können, die
Ableitungsspektra durch numerische Differenzierung in der Software
berechnet werden.
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Zweitens können die Ableitungsspektra
in Echtzeit durch Zeitableitungen errechnet werden, die durch Abtasten
mit konstanter Geschwindigkeit in der Hardware erhalten werden.
Diese Technik basiert auf der Tatsache, dass, falls die Wellenlängen-Abtastrate dλ/dt konstant
ist, dann die Ableitung dI/dλ der
Intensität
I in Bezug auf die Wellenlänge λ über der
Zeit t proportional zu der Ableitung dI/dt der Intensität I ist, wie
aus der folgenden Gleichung (1) ersichtlich ist. Dies bedeutet,
dass mittels eines elektronischen Differenzierers die folgende Gleichung
(1) berechnet werden kann. dI/dλ =
(dI/dt)/(dλ/dt) (1)
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Drittens können Ableitungsspektra durch Wellenlängenmodulation
erhalten werden, wie im Folgenden beschrieben wird.
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Gemäß 2 wird bei einer Wellenlängenmodulations-Technik
eine Probe mit periodisch moduliertem Licht bestrahlt, das eine
schmale Modulationsbreite Δλ um eine
bestimmte Wellenlänge λ; aufweist,
und das durchgelassene oder reflektierte Licht wird durch einen
Detektor detektiert. Die Wellen-Strom- oder Wechselstrom-Komponente
des Ausgangssignals des Detektors wird separiert oder elektrisch
gemessen. Falls die Modulationsbreite Δλ hinreichend kleiner ist als
die Bandbreite des Spektrums, dann erzeugt die Wechselstrom-Komponente des
optoelektronischen Signals an der Modulationsfrequenz ein Wechselstromsignal,
d. h. ein Ableitungsspektrum D, dessen Amplitude der Neigung des
Spektrums in der Modulationswellenlängen-Breite proportional ist.
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Es gibt verschiedene Techniken für die oben beschriebene
Wellenlängenmodulation:
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- (a) Vibration des Spalts, Spiegels, Beugungsgitters
oder Primas eines Monochromators.
- (b) Einführen
eines Vibrationsspiegels oder Dreh-Beugungsspiegels.
- (c) Verwenden eines kontinuierlich wellenlängen-variablen Filters.
- (d) Vibration oder Kippen eines Beugungsfilters.
- (e) Vibration eines Fabry-Perot-Interferometers.
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Zudem kann erwogen werden:
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- (f) Verwenden eines kontinuierlich wellenlängen-variablen
Halbleiter-Lasers.
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Das Verfahren zum Installieren eines
reflektierenden Beugungsgitters außerhalb eines Halbleiter-Lasers
und des Steuerns des Winkels des Beugungsgitters zum Variieren der
Oszillationswellenlänge
ist bereits bekannt. Mit diesem Verfahren kann man die Wellenlänge in einer
schmalen Spektrallinien-Breite variieren. Falls die Variation nicht
notwendigerweise kontinuierlich ist und Sprünge zwischen Längsmodi
erlaubt, kann die Ausgestaltung der Vorrichtung vereinfacht werden.
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Falls ein Einmoden-Filter hinzugefügt wird, der
innerhalb einer schmalen Bandbreite synchron mit einer Abstimmungswellenlänge ist,
dann tritt die Oszillation bei einer beliebig gesetzten Wellenlänge in einem
Einfach-Modus auf. Diese Vorrichtung wird als abstimmbarer Halbleiter-Laser
des Typs mit externer Resonanz bezeichnet.
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Ferner ist ein für kohärente optische Kommunikationsvorgänge ausgelegter
wellenlängen-variabler
Halbleiter-Laser beschrieben in Nikkei Electronics, No. 423 (6/15/1987),
pp. 149–161.
In diesem Artikel werden Halbleiter-Laser beschrieben, welche die
Wellenlänge
durch eine Tri-Elektroden-Anordnung auf der Basis des distributiven
Bragg-Reflektions-Lasers mit Einfach-Modus steuern. Einer der Halbleiter-Laser
variiert die Wellenlänge
kontinuierlich in einem einzelnen Längs-Modus innerhalb eines Wellenlängenbereichs
von 3,1 nm. Falls sich der Längs-Modus
in einem mittleren Bereich verändern darf,
dann beträgt
der Wellenlängenbereich
ungefähr 6
nm.
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[2] Verfahren der Wellenlängenmodulation
zum Erhalt von Ableitungsspektra
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Falls bei einer Wellenlängenmodulation
die Modulationsbreite Δλ (= λ2 – λ1)
hinreichend kleiner ist als die Bandbreite des Spektrums, dann erzeugt die
Wechselstromkomponente des optoelektronischen Signals an der Modulationsfrequenz
ein Wechselstromsignal ΔI/Δλ, d. h. ein
durch die folgende Gleichung (2) ausgedrücktes Ableitungsspektrum D, dessen
Amplitude der Neigung des Spektrums innerhalb der Modulationswellenlängen-Breite
proportional ist. Die Amplitude des Wechselstromsignals kann durch
ein geeignetes elektrisches System in Echtzeit erhalten werden. D = ΔI/Δλ = (I2 – I1)/(λ2 – λ1) (2)
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Generell ist bei der Messung einer
niedrigen Konzentration von Glukose die Gleichstromkomponente größer als
die Wechselstromkomponente. Da die Gleichstromkomponente, die derart
insignifikante große
Werte aufweist, abgeschnitten werden kann, kann der dynamische Bereich
des A/D-Konverters, der bei einer noch zu beschreibenden Vorrichtung zum
Messen von Blutzucker verwendet wird, effizient verwendet werden,
und die rechnerische Verarbeitung wird anschließend mit Vorteil durchgeführt.
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Die Wellenlängenmodulation wird durch periodisches
Aufwärts-
und Abwärts-Abtasten innerhalb einer
schmalen Modulationsbreite Δλ durchgeführt, so
dass das Abtasten mit einer höheren
Geschwindigkeit wiederholt werden kann als mit einem gewöhnlichen
Spektrometer, das einen breiten Wellenlängenbereich abtastet. Somit
sind die Akkumulation und die Mittelung leicht durchführbar. Da
die Rauschkomponente proportional zu der Quadratwurzel der Akkumulations-Anzahl
reduziert werden kann, kann das Signal-/Rausch-Verhältnis (S/N)
verbessert werden, indem eine große Akkumulations-Anzahl vorgesehen
wird. Ferner wird durch die in kurzer Zeit vorgenommene Messung
eine Drift des optischen Systems des Spektrometers wirksam unterdrückt.
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Der Wellenlängenbereich der Wellenlängenmodulation
ist auf einen engen Wert Δλ beschränkt, jedoch
erhält
man Ableitungsspektra hoher Qualität in Echtzeit, ohne dass ein
Computer-Verarbeitungsvorgang erforderlich ist. Somit ist die Wellenlängenmodulation
für eine
Routine-Analyse von Proben geeignet, deren Merkmale bereits gut
bekannt sind, z. B. zwecks Qualitätskontrolle und klinischer
Analyse.
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Andererseits stellt, wenn ein Original-Spektrum
digitaler Werte durch eine numerische Ableitungsoperation verarbeitet
wird, die numerische Präzision
und Qualität
der Intensität
I1 selbst ein Problem dar.
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Der Vorgang des Errechnens eines
Ableitungsspektrums tendiert dazu, das Hochfrequenzrauschen in dem
Original-Spektrum zu verstärken.
In Fall einer inkorrekten Anwendung wird das S/N-Verhältnis durch
eine Ableitungsoperation eines Spektrums niedriger Qualität beträchtlich
reduziert.
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Zudem besteht es bei der Messung
einer Probe mit niedriger Absorption, falls die numerische Präzision oder
die Anzahl der signifikanten Digitalziffern der Intensität Ii eines Original-Spektrums nicht groß sind,
keine Möglichkeit,
eine signifikante Veränderung
des gewünschten
Ableitungsspektrums zu erzielen. Dies bedeutet, dass das S/N-Verhältnis eine beträchtliche
Größe haben
muss.
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[3] Verifikation des Bestimmens
von Glukose aus ersten Ableitungsspektra
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Falls die Spektraldaten Digitalwerte
haben, dann können
ihre Ableitungsspektra durch numerische Differenzierung der Absorptionsspektra
errechnet werden. Somit erhielten die Anmelden das erste Ableitungsspektrum
eines mit einem Fourier-Transformations-Spektrometer erhaltenen
Absorptionsspektrums durch numerische Differenzierung, um die Gültigkeit
der durch die Wellenlängenmodulationstechnik
vorgenommen Bestimmung der Glukose-Konzentration zu prüfen.
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Als Proben wurden reines Wasser und
wässrige
Lösungen
von Glukose mit 1.000 mg/dL, 3.000 mg/dL und 5.000 mg/dL verwendet.
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Da es schwierig ist, eine detaillierte
Beobachtung der Unterschiede zwischen Proben vorzunehmen, indem
das Absorptionsspektrum und das erste Ableitungsspektrum jeder Probe
mit denjenigen jeder anderen Probe verglichen wird, berechneten die
Anmelden die Differenzen zwischen jeder Probe und dem standardgemäßen reinen
Wasser. Dies bedeutet, dass das Differenz-Absorptionsspektrum und die
Differenz des ersten Ableitungsspektrums jeder Probe berechnet wurden,
um die Differenzen beobachtbar zu machen. Die Ableitungsoperation
wurde in der von der längeren
Wellenlänge
zur kürzeren Wellenlänge verlaufenden
Richtung durchgeführt.
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Zuerst soll das Glukose-Absorptionsband zwischen
den Absorptions-Spitzen von 1,43 μm
und 1,93 μm
für reines
Wasser erörtert
werden. 3 zeigt das
Absorptionsspektrum, und 5 zeigt
sein erstes Ableitungsspektrum. Ferner zeigt 5 die Differenz-Absorptionsspektra. Bei
den Differenz-Absorptionsspektra gemäß 5 wird eine Absorption durch Glukose
zwischen 1,55 μm
und 1,85 μm
beobachtet. Ferner werden S-förmige
Eigenschaften zwischen 1,35 μm
und 1,45 μm
beobachtet. Diese werden bewirkt durch die aufgrund von Hydration
erfolgende Verschiebung der bei 1,43 μm liegenden Absorptions-Spitze.
Die mittlere Wellenlänge
der Wellenlängenmodulation
kann aus denjenigen Wellenlängenbereichen
gewählt
werden, die weniger anfällig
gegenüber
Interferenz sind und steile Anstiegsverläufe in einem Absorptionsband
aufweisen, wobei einer dieser Wellenlängenbereiche zwischen 1,45 μm und 1,58 μm, also um
den Nichtinterferenz-Nulldurchgangspunkt herum, einer zwischen 1,6 μm und 1,67 μm und einer
zwischen 1,75 μm
und 1,85 μm liegt.
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Aus der Beobachtung der Differenz
der ersten Ableitungsspektra gemäß 6 wird ersichtlich, dass
Glukose anhand des ersten Ableitungsspektrums bestimmt werden kann. 10 zeigt das Verhältnis zwischen
der ersten Ableitung der Absorption und der Glukose-Konzentration
bei einer Wellenlänge
von 1,555 μm.
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Da wellenlängen-variable Halbleiter-Laser für das 1,5-μm-Band verwendet
werden können,
ist die Ausgestaltung der Vorrichtung einfach. Falls wellenlängenvariable
Halbleiter-Laser zur Wellenlängenmodulation
angewandt werden, können
die Merkmale wellenlängen-variabler
Halbleiter-Laser effizient bis zur maximalen Leistungsgrenze genutzt
werden.
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Jenseits der Absorptions-Spitze von
1,93 μm für reines
Wasser liegen Absorptionsbänder
für Glukose
bei 2,1 μm,
2,27 μm
und 2,33 μm.
Die Neigungsverläufe
um diese Absorptions-Spitzen müssen
sorgfältig
berücksichtigt
werden. Wie aus den Ableitungen der Differenz-Ableitungsspektra
gemäß 7 ersichtlich ist, kann
die mittlere Wellenlänge
auch gewählt
werden aus
2,06 ~ 2,1 μm
2,1
~ 2,24 μm
2,24
~ 2,27 μm
2,27
~ 2,3 μm
2,3
~ 2,32 μm
2,32
~ 2,38 μm
-
Ferner existiert zwischen den Absorptions-Spitzen
0,96 μm
und 1,15 μm
für reines
Wasser ein breites Absorptionsband für Glukose bei 1,06 μm. Wie anhand
der Differenz der ersten Ableitungsspektra gemäß 8 ersichtlich ist, kann die mittlere
Wellenlänge
aus dem Bereich zwischen 1,07 μm
und 1,25 μm
und dem Bereich zwischen 1,00 μm
und 1,05 μm
gewählt
werden.
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Ferner besteht zwischen den Absorptions-Spitzen
von 1,15 μm
und 1,43 μm
für reines Wasser
ein breites Absorptionsband für
Glukose bei 1,25 μm.
Wie anhand der Differenz der ersten Ableitungsspektra gemäß 9 ersichtlich ist. kann
die mittlere Wellenlänge
aus dem Bereich zwischen 1,28 μm
und 1,36 μm
und dem Bereich zwischen 1,18 μm und
1,23 μm
gewählt
werden.
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[4] Wahl der optimalen
Wellenlänge
-
Gemäß 11 besteht menschliche Haut in der Reihenfolge
der Nennung von der Außenseite her
aus der Hornschicht 1, der Epidermis 2 und der Dermis 3 und
weist in der Tiefenrichtung eine anisotrope Struktur auf. Für die mittels
diffuser Reflexion durch die Haut hindurch vorgenommene Messung der
Konzentration von Glukose in dem Teil, in dem Blutkomponenten enthaltendes Körperfluid
existiert, d. h. in dem Kapillarbett 4, ist die Wahl der
Wellenlänge
wichtig und untrennbar mit dem Messverfahren verbunden.
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Im Folgenden werden ein nahe dem
mittleren Infrarotlicht angesiedelter Bereich längerer Wellenlänge und
ein nahe dem sichtbaren Licht im infrarotnahen Bereich angesiedelter
Bereich kürzerer Wellenlänge verglichen.
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In dem Bereich längerer Wellenlänge unterliegt
die Lichtenergie einer starken Absorption durch im Organismus enthaltendes
Wasser, so dass ein Vordringen in einen tieferen Bereich des Organismus (Haut)
schwierig ist. Jedoch wird das Licht nur schwer gedämpft, da
es weniger durch Streuung beeinflusst wird. Ferner kann, da der
Absorptionskoeffizient von Glukose in seinem existierenden Absorptionsband
größer ist,
die Weglänge
kurz sein, d. h. die Tiefe der Lichtpenetration kann relativ klein
sein.
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In dem nahe dem sichtbaren Licht
befindlichen Bereich kürzerer
Wellenlänge
wird das Licht weniger durch Wasser absorbiert, so dass es einen tiefgelegenen
Teil der Haut erreicht. Jedoch wird das Licht leicht durch Streuung
beeinflusst und gedämpft. Zudem
muss, da die Absorptionskoeffizienten von Glukose in ihrem Absorptionsband
klein sind, die Weglänge
groß sein,
um die Messempfindlichkeit zu erhöhen.
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Somit existieren viele verschiedene
miteinander zusammenhängende
Faktoren bei der Wahl der optimalen Wellenlänge. Im Ergebnis wird die optimale
Wellenlänge
zur Messung von Glukose vorzugsweise aus dem Bereich zwischen 1,45 μm und 1,85 μm gewählt, was
aufgrund des unter [3] beschriebenen gewählten Wellenlängenbands
und den charakteristischen Absorptionskoeffizienten von Glukose,
der Eindringtiefe des Lichts in die Haut und eines praktischen Faktors
der Fall ist. Bei dem praktischen Faktor handelt es sich um die
Tatsache, dass ein wellenlängen-variabler
Halbleiter-Laser für
kohärente
Optikfaser-Kommunikationsvorgänge verwendet
werden kann.
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[5] Spektra diffuser Reflexion
durch die Haut und Intensitätsmodulations-Spektroskopie
-
Wie bereits beschrieben erhält man durch Wellenlängenmodulation
qualitativ hochwertige Ableitungsdaten in Echtzeit, ohne dass ein
Computer-Verarbeitungsvorgang erforderlich ist. Die Ableitungsdaten
sind sozusagen Daten an einem bestimmten Punkt, so dass es unter
dem praktischen Aspekt wichtig ist, dass die Daten normalisiert
werden und dass verschiedenen Fluktuationsfaktoren, wie z. B. Veränderungen
der Temperatur der Probe und eine Interaktion der chemischen Komponenten, automatisch
kompensiert werden. Gemäß der vorliegenden
Erfindung werden Wellenlängenmodulation und
Intensitätsmodulation
miteinander kombiniert, um diese Fluktuationsfaktoren automatisch
zu kompensieren.
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Ein Spektrum diffuser Reflektion
der Haut basiert auf einem Signal, das aus der schwachen diffusen
Reflektion von Licht abgeleitet wird, das wiederholt in der Haut
absorbiert und gestreut worden ist und durch ein Integrationskugel
gesammelt sowie durch einen Detektor detektiert worden ist. In Bezug zu
der anisotropen Struktur in Tiefenrichtung ist das Spektrum diffuser
Reflexion ein Mischspektrum, das die folgenden Spektralkomponenten
des auftreffenden Lichts 5 enthält:
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- (a) die Spektralkomponenten regelmäßig reflektierten
Lichts 7 auf der Hautoberfläche;
- (b) die Spektralkomponenten diffus reflektierten Lichts 8 aus
der Hornschicht 1 oder dem Oberflächengewebe, die bzw. das keine
Glukose enthält;
- (c) die Spektralkomponenten diffus reflektierten Lichts 9 aus
dem Teil 4, in dem Blutkomponenten enthaltendes Körperfluid
existiert;
- (d) die Spektralkomponenten von Durchlicht durch tiefergelegenes
Gewebe.
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Generell ist der Beitrag von Spektralkomponenten
nahe der Oberfläche
der Haut groß,
und der Beitrag von Spektralkomponenten in dem Teil 4,
in dem Blutkomponenten enthaltendes Körperfluid existiert, ist klein.
Diese Tatsache kennzeichnet ein gewöhnliches Spektrum diffuser
Reflektion.
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Wenn die Konzentration von Glukose
in dem Teil 4 festgestellt werden soll, in dem Blutkomponenten
enthaltendes Körperfluid
vorhanden ist, und falls ein Spektrum, das nicht die oben unter
(a) und (b) angeführten
Spektralkomponenten enthält,
bestimmt und analysiert werden kann, dann lässt sich die Konzentration
von Glukose eindeutig mit höherer
Präzision
messen.
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Als Technik zur Realisierung dieser
Möglichkeit
haben die mit der vorliegenden Erfindung befassten Erfinder in der
Japanischen Patentanmeldung Nr. Sho-62-290821 und im U.S-Patent Nr. 4,833,953
die folgende Technik der Lichtintensitätsmodulation vorgeschlagen.
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Gemäß dieser Technik wird die Eindringtiefe des
Lichts durch Variieren der Intensität des auftreffenden Lichts
gesteuert. Gemäß 12 wird in dem Fall, dass
die Intensität
des auftreffenden Lichts groß ist,
Information größerer Tiefe
einbezogen als im Fall einer kleineren Intensität. Somit wird das auftreffende Licht
der Intensität
I01 verwendet, bei der die Eindringtiefe
für einen
Detektions-Grenzwert b1 ist, und es wird
die Intensität
Is1 des diffus reflektierten Lichts aus der
Tiefe b1/2 gemessen. Dann wird das zwecks
Normalisierung das Verhältnis
zwischen ihnen durch die folgende Gleichung (3) berechnet. A1 = log (I01/Is1) (3) A1 enthält
Spektral-Information nur zu dem nahe der Hautoberfläche gelegenen
Teil.
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Als nächstes wird das auftreffende
Licht der Intensität
I02 verwendet, bei der die Eindringtiefe
für einen
Detektions-Grenzwert b2 ist, wobei dieser
Wert größer als
b2 ist, und es wird die Intensität
Is2 des diffus reflektierten Lichts aus der
Tiefe b2/2 gemessen. Dann wird das zwecks
Normalisierung das Verhältnis zwischen
ihnen durch die folgende Gleichung (4) berechnet. A2 = log (I02/Is2) (4) A2 enthält
Spektral-Information zu dem tiefer unter der Hautoberfläche gelegenen
Teil der Haut. Dann wird die Differenz ΔA zwischen A1 und
A2 berechnet. ΔA = A2 – A1 = log (I02/Is1) – log
(I01/Is1) (5)
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In der obigen Gleichung (5) drückt ΔA Spektral-Information
aus dem Basislinien-Spektrum eines nahe der Hautoberflächenfläche gelegenen
Gewebebereichs der zu untersuchenden Person aus, in dem keine Glukose
vorhanden ist. Somit ist AA frei von dem Einfluss der individuellen
Unterschiedlichkeiten der Person, wie z. B. Rasse, Geschlecht und
Alter.
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Die Modulation des auftreffenden
Lichts kann durchgeführt
werden, indem Dämpfungselemente,
die unterschiedliche Dämpfungsverhältnisse aufweisen,
mittels einer Drehscheibe geschaltet werden. Die Absorptionen werden
normalisiert, indem die obigen Verhältnisse (3) und (4) für jeden
Zyklus der Modulation der Intensität des auftreffenden Lichts berechnet
werden, und die Differenz der normalisierten Absorptionen wird durch
(5) berechnet. Dann werden die Differenzen für zahlreiche Zyklen akkumuliert
und Bemittelt, um das S/N-Verhältnis zu
verbessern.
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Unter Verwendung von Bemittelten
Differenzen für
Proben mit unterschiedlichen Glukose-Konzentrationen und von durch
chemische Analyse enthaltenen Referenz-Konzentrationswerten wird
eine Regressionsgleichung erzeugt. Schließlich wird mittels dieser Regressionsgleichung
die Glukose einer unbekannten Probe bestimmt.
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Vorstehend wurde der Algorithmus
der mit der Spektral-Intensität
I durchgeführten
Technik der Intensitätsmodulation
auftreffenden Lichts beschrieben.
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Bei dem Regressionsverfahren ist
bekannt, dass eine Determinanz auch zwischen der Ableitungsintensität und den
Konzentrationen besteht. Deshalb wird, um die erste Ableitung D
= ΔA/Δλ zu verwenden,
die Absorption A in den Gleichungen (3), (4) und (5) durch ΔA/Δλ ersetzt,
um die noch zu beschreibenden Gleichungen (8), (9) und (10) zu erhalten.
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[6] Vorrichtung zur noninvasiven
Messung von Blutzucker
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13 zeigt
ein Blockschaltbild einer Vorrichtung zur noninvasiven Messung von
Blutzucker gemäß der vorliegenden
Erfindung.
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Die obige Vorrichtung zur noninvasiven
Messung von Blutzucker weist als Bauteile auf: einen wellenlängen-varialen
Halbleiter-Laser 11, ein Dämpfungselement 12,
das die Intensität
des aus dem Halbleiter-Laser 11 ausgegebenen wellenlängen-modulierten
Laserlichts periodisch variiert, einen Strahlteiler 14,
der den Lichtweg 13 des aus dem Dämpfungselement 12 ausgegebenen
wellenlängenmodulierten
und intensitäts-modulierten
Lichts in einen Lichtweg 13a und einen Lichtweg 13b trennt,
und eine Integrationskugel 18, die das durchgelassene oder
reflektierte Laserlicht sammelt, nachdem es den Lichtweg 13a durchlaufen
hat und auf den zu untersuchenden Teil 17 der Haut 16 aufgetroffen
ist, an dem der Blutzucker gemessen wird.
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Weitere Bauteile der obige Vorrichtung
zur noninvasiven Messung von Blutzucker sind ein erster Detektor 21,
der die Intensität
des durch die genannte Integrationskugel 18 gesammelten
Lichts detektiert, ein zweiter Detektor 22, der die Intensität des durch
den Lichtweg 13b durchlaufenden Laserlichts detektiert,
ein Verstärker 23,
der das Ausgangssignal des ersten Detektors 21 verstärkt, ein
Verstärker 24, der
das Ausgangssignal des zweiten Detektors 22 verstärkt, ein
Verhältnis-Logarithmus-Verstärker 25, der
den Logarithmus des Verhältnisses
zwischen den Ausgangssignalen der Verstärker 23 und 24 ausgibt, ein
Lock-in-Verstärker 26,
der das Ableitungsspektralsignal eines Glukose-Absorptionsspektrums
in dem oben erwähnten
zu prüfenden
Teil 17 anhand der Veränderungsrate
des Ausgangssignals des Verhältnis-Logarithmus-Verstärkers 25 in
Bezug auf eine Veränderung
der Wellenlänge
detektiert, und einen Rechenprozessor 27 mit einem darin
enthaltenen Mikroprozessor, der den Blutzucker in dem oben erwähnten Teil
durch Verarbeiten eines Ableitungs-Spektralsignals berechnet, bei
dem es sich um ein Digitalsignal handelt, welches durch Konvertieren des
oben erwähnten,
vom Lock-in-Verstärker 26 detektierten
Analog-Ableitungssignals erzeugt wird.
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Das Laserlicht, das von dem wellenlängen-variablen
Halbleiter-Laser 11 an der mittleren Wellenlänge λ1 und
der Wellenlängenmodulationsbreite Δλ eingestellt
und gesteuert wird, wird durch den Strahlteiler 14 in zwei
Strahlen geteilt, nachdem es durch das Dämpfungselement 12 intensitäts-moduliert
worden ist.
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Ein Laserstrahl L2,
der den Strahlteiler 14 durchläuft, wird von dem zweiten Detektor 22 zu
einem elektrischen Signal I0 konvertiert,
so dass die Intensität
des auftreffenden Lichts überwacht
werden kann. Der andere Laserstrahl L1 wird
auf die zu prüfende
Stelle ausgegeben, wo die Konzentration von Glukose gemessen wird.
Das von der geprüften
Stelle 17 diffus reflektierte Licht wird von dem ersten
Detektor 21 zu einem elektrischen Signal Is konvertiert, nachdem
es von der Integrationskugel 18 gesammelt worden ist.
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Die oben genannten elektrischen Signale
Is und I0 werden
durch Verstärker 23 bzw.
24 verstärkt und
in einen logarithmischen Verhältnis-Verstärker 25 eingegeben,
der das durch die folgende Gleichung (6) ausgedrückte normalisierte Absorptionssignal
(6) ausgibt. A = log (I0/Is) (6) Da die obigen
elektrischen Signale Is und I0 Werte sind,
die von dem ersten Detektor 21 und dem zweiten Detektor 22 zu
der gleichen Zeit gemessen werden, zu der das gleiche Laserlicht
durch den Strahlteiler 14 geteilt wird, sind die Werte
des obigen Absorptionssignals A akkurat und durch eine Drift kaum
zu beeinträchtigen.
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Dann wird nur die Amplitude des durch
die folgende Gleichung (7) ausgedrückten Wechselstromsignals mittels
des Lock-in-Verstärkers 25 extrahiert. D = ΔA/Δλ (7) Die Wechselstromkomponente
ist ein Signal, das der Neigung des Spektrums einer Probe bei der
mittleren Wellenlänge
der Wellenlängenmodulation
proportional ist.
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Wie bereits beschrieben variiert
das Dämpfungselement 12 die
Intensität
des auftreffenden Lichts, um die Eindringtiefe des Lichts in die
geprüfte Stelle 17 der
Haut 16 zu variieren, und schaltet mittels einer Drehscheibe 12c zwei
Dämpfungseinheiten 12a und 12b oder
mehr als diese. Die Konzentration von Glukose in einem Teil, in
dem Blutkomponenten enthaltendes Körperfluid existiert, wird anhand
der Variation der Intensität
des auftreffenden Lichts präzise
gemessen.
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Der Lock-in-Verstärker 26 gibt entsprechend der
Intensität
I01 des vom Dämpfungselement 12 erzeugten
auftreffenden Lichts ein Wechselstromsignal aus, das durch die folgende
Gleichung (8) ausgedrückt
wird. D1 = ΔA1/Δλ (8)
-
Der Lock-in-Verstärker 26 gibt ferner
entsprechend der Intensität
I02 des vom Dämpfungselement 12 erzeugten
auftreffenden Lichts ein Wechselstromsignal aus, das durch die folgende
Gleichung (9) ausgedrückt
wird. D2 = ΔA2/Δλ (9)
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Der Rechenprozessor 27 konvertiert
die obigen Wechselstromsignale D1 und D2 aus dem Analog- in das Digital-Format und
berechnet für
jeden Zyklus der Intensitätsmodulation
des auftreffenden Lichts die durch die folgende Gleichung (10) ausgedrückte Differenz. ΔD
= D2 – D1 = ΔA2/ Δλ – ΔA1/Δλ (10)
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Der Rechenprozessor 27 verwendet
die durch die Gleichung (10) erhaltenen Werte und die zuvor erhaltenen
und in 13 nicht gezeigten
Daten einer Regressionsgleichung, um die Glukose an der zu prüfenden Stelle
zu bestimmen.
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Bei der oben beschriebenen Bestimmung von
Glukose wird, falls die Verarbeitungsvorgänge für die Akkumulation und die
Mittelung über
mehrere Zyklen des Schattens der Dämpfungseinheiten 12a und 12b des
Dämpfungselements 12 durchgeführt werden,
das S/N-Verhältnis
verbessert.
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Ferner wird, falls das auftreffende
Licht in mehr als drei Schritten intensitätsmoduliert wird, ein für die Glukose-Bestimmung
optimaler Bereich von Intensitäten
des auftreffenden Lichts erzielt, so dass eine optimale Wahl des
Dämpfungselements 12 ermöglicht wird
und die Präzision
der vorliegenden Technik weiter verbessert wird. Folglich wird eine Standard-Diffusionsplatte,
wie sie bei herkömmlichen Verfahren
mit diffuser Reflexion zur Kalibrierung verwendet wurde, unnötig.
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Falls das durch den zu untersuchenden
Bereich 17 hindurchtretende Licht nicht aus dem Boden der Probe
heraus leckt, d. h. falls die Bedingung der sogenannten infiniten
Dicke der Probe erfüllt
ist, ist ferner die Information über
die Dicke der zu prüfenden
Stelle im Gegensatz zu dem Durchlassverfahren nicht erforderlich.