EP4294255A1 - Verfahren und sensor zum bestimmen einer konzentration eines zielgases im blut eines lebewesens - Google Patents

Verfahren und sensor zum bestimmen einer konzentration eines zielgases im blut eines lebewesens

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EP4294255A1
EP4294255A1 EP22701403.2A EP22701403A EP4294255A1 EP 4294255 A1 EP4294255 A1 EP 4294255A1 EP 22701403 A EP22701403 A EP 22701403A EP 4294255 A1 EP4294255 A1 EP 4294255A1
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EP
European Patent Office
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absorption
volume
gas
target gas
photoacoustic sensor
Prior art date
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Pending
Application number
EP22701403.2A
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English (en)
French (fr)
Inventor
Katrin Schmitt
M.SC. Christian WEBER
Jürgen WÖLLENSTEIN
Johannes KAPP
Hassan YASSINE
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Fraunhofer Gesellschaft zur Forderung der Angewandten Forschung eV
Albert Ludwigs Universitaet Freiburg
Original Assignee
Fraunhofer Gesellschaft zur Forderung der Angewandten Forschung eV
Albert Ludwigs Universitaet Freiburg
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Filing date
Publication date
Application filed by Fraunhofer Gesellschaft zur Forderung der Angewandten Forschung eV, Albert Ludwigs Universitaet Freiburg filed Critical Fraunhofer Gesellschaft zur Forderung der Angewandten Forschung eV
Publication of EP4294255A1 publication Critical patent/EP4294255A1/de
Pending legal-status Critical Current

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    • A61B5/0093—Detecting, measuring or recording by applying one single type of energy and measuring its conversion into another type of energy
    • A61B5/0095—Detecting, measuring or recording by applying one single type of energy and measuring its conversion into another type of energy by applying light and detecting acoustic waves, i.e. photoacoustic measurements
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    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/14542—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue for measuring blood gases
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    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
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    • G01N21/1702—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated with opto-acoustic detection, e.g. for gases or analysing solids
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    • A61B2562/0204—Acoustic sensors
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    • G01N21/1702—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated with opto-acoustic detection, e.g. for gases or analysing solids
    • G01N2021/1704—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated with opto-acoustic detection, e.g. for gases or analysing solids in gases

Definitions

  • the gases dissolved in the blood of mammals are specific to the current state of breathing. They immediately provide information about, for example, insufficient oxygen supply or a reduced respiratory rate.
  • O2 oxygen
  • CO2 carbon dioxide
  • the concentration of oxygen and carbon dioxide is typically determined directly in the exhaled air using a mask. If such a measurement using a mask is not possible or is a hindrance in everyday clinical practice, the concentration of the gases can also be determined indirectly transcutaneously, i.e. using a sensor over the skin.
  • the method according to the invention has the steps: generating electromagnetic excitation radiation with a carrier frequency, the carrier frequency being selected in such a way that the target gas and an absorption gas absorbs the excitation radiation, modulating an amplitude or the carrier frequency of the excitation radiation with a modulation frequency, illuminating an absorption path superficial of a skin of the creature with the excitation radiation, generating a sound wave by absorbing the excitation radiation in the absorption gas and detecting at least one amplitude or one phase of the sound wave as a measure of a concentration of the target gas on the absorption path.
  • the basic idea of the present invention is to detect the concentration of a target gas in the blood of a human or animal being transcutaneously with a photoacoustic process.
  • Photoacoustic methods have the potential to determine a concentration of the target gas with sufficient accuracy at low cost and yet with the required accuracy.
  • the absorption gas in particular a gas mixture containing the absorption gas
  • the excitation radiation having a frequency of its alternating electromagnetic field, i.e. a carrier frequency, which is equal to an absorption frequency of the absorption gas.
  • the absorption gas absorbs the excitation radiation.
  • the target gas is heated and, as a result, the absorption gas or the gas mixture containing the absorption gas undergoes thermal expansion.
  • the absorption distance from the skin of the living being is 5 cm or less, preferably 2 cm or less, more preferably 1 cm or less and particularly preferably 7 mm or less. Due to the underlying physiological diffusion process, the concentration of target gases from the subject's blood becomes less characteristic with increasing distance from the subject's skin. It is decisive for the implementation of the method according to the invention that the absorption section is arranged superficially from the skin in such a way that the target gas diffuses from the blood into the area of the absorption section.
  • the target gas absorbs the excitation radiation as absorption gas on the absorption path and the resulting sound wave, which propagates in the target gas, is detected.
  • the target gas and the absorption gas are identical.
  • the amplitude of the generated and detected sound wave is also directly proportional to the concentration of the target gas in the area of the absorption section and thus also dependent on the concentration of the target gas in the blood of the living being.
  • a high concentration of target gas in the absorption path results in a large amplitude sound wave. If the concentration drops, the amplitude of the sound wave decreases.
  • the detection chamber contains a predetermined and constant concentration of the absorption gas. At least the amplitude or the phase of the sound wave, which is generated due to the absorption of the excitation radiation in the absorption gas in the detection chamber, is detected.
  • the amplitude or the phase of the sound wave is dependent on the power of the excitation radiation which reaches the absorption gas in the detection chamber. Since the absorption volume is arranged in front of the detection chamber in the beam direction of the excitation radiation, each absorption of the excitation radiation in the absorption volume leads to a weakening of the power of the excitation radiation that reaches the absorption gas in the detection volume. The associated reduction in the amplitude of the sound wave detected in the detection chamber or change in its phase is then a measure of the concentration of the target gas in the absorption volume.
  • Such a two-chamber system with an absorption volume separated from the closed detection chamber can be described as an absorption spectrometer with a detector in the form of the photoacoustic detection chamber.
  • this arrangement has an absorption spectrum that is very precisely defined by the absorption gas. This results in a significantly higher sensor sensitivity and thus also a high signal-to-noise ratio and high drift stability despite the short absorption path compared to a conventional absorption spectrometer.
  • the high sensitivity of a sensor and a measurement method which are based on a two-chamber system, makes it possible to keep the length of the absorption path for the electromagnetic excitation radiation in the absorption volume very short.
  • the length of the absorption path in the sense of the present application is the geometric length of the absorption volume along a beam axis of the electromagnetic excitation radiation.
  • the absorption volume is also closed off from the source for the electromagnetic excitation radiation by a transparent element.
  • the absorption distance is defined geometrically by the perpendicular distance between the two, preferably planar, transparent elements.
  • the respective transparent element is a preferably planar pane, preferably made of glass, plastic or a semiconductor material, which is transparent to the electromagnetic excitation radiation used.
  • the dimension of the absorption volume defined by the absorption section contributes significantly to reducing the absorption volume and thus the target gas volume of the sensor.
  • a small length of the absorption section not only reduces this dimension of the absorption volume, but also allows the reduction of the other dimensions of the absorption volume. While the length of the absorption section is limited by the sensitivity of the sensor and the detection limit to be achieved, the other dimensions of the absorption volume are determined by the requirements of the optical beam path of the electromagnetic excitation radiation.
  • the absorption path is kept short, then in principle a comparatively large amount of power from the excitation radiation reaches the detection chamber. Therefore, the cross section of the absorption volume from the absorption chamber can then also be in a direction perpendicular to the absorption path and thus the beam cross-section of the excitation radiation can be reduced. The loss of performance that may be associated with this is manageable.
  • the diameter of this cross-sectional area is 10 mm or less, preferably 5 mm or less, more preferably 2 mm or less and particularly preferably 1 mm or less.
  • this is realized in that an exit facet or exit surface of the source for the radiation sits directly on the transparent element that delimits the absorption volume.
  • the arrangement of the exit facet or the exit surface of the source for the excitation radiation on the transparent element also has the advantage that, due to the reduced distance between the source and the absorption volume, a larger solid angle of the excitation radiation emerging from the source reaches the absorption volume. This despite the small cross-section of the absorption volume perpendicular to the absorption path.
  • the detection chamber with the absorption gas also defines a section of the absorption path for the excitation radiation.
  • the length of this section of the absorption path in the detection chamber is defined perpendicularly to the planar surface of the transparent element which separates the detection chamber from the absorption volume.
  • the length of the section of the absorption path in the detection chamber in the beam direction of the excitation radiation is approximately equal to the mean absorption length of the absorption gas.
  • the absorption length of the target gas within the meaning of the present application is that distance in the target gas after which the initially incident excitation radiation has been absorbed up to 1/e. If the absorption gas is CO2, then in one embodiment of the invention the length of the section of the absorption path in the detection chamber is 0.2 mm.
  • the diffusion opening has a cylindrical inner wall surface with a diameter of less than 50% of the length of the absorption section in the absorption volume, preferably with a diameter of 30% of the length of the absorption section in the absorption volume or less and particularly preferably with one Diameter of 10% of the length of the absorption path in the absorption volume or less.
  • the sensor has a collection element belonging to the target gas volume.
  • the collection element is in fluid communication with the diffusion opening so that the target gas can diffuse from the skin through the collection element into the diffusion opening.
  • the target gas and the absorption gas can be different gases as long as they are absorbing at the carrier frequency of the excitation radiation.
  • the target gas and the absorption gas are also identical in such an embodiment.
  • the absorption gas is enclosed in a closed detection chamber and the absorption section also has an absorption volume for the target gas, it is sufficient if the absorption section in the area of the absorption volume is at a distance from the skin of the living being of 5 cm or less.
  • the method according to the invention also includes the step: calculating a concentration of the target gas in the blood of the living being from the measure of the concentration of the target gas on the absorption section.
  • physiological parameters such as the diffusion rate of the target gas through the skin and design parameters of the photoacoustic sensor used to carry out the method, such as a value for the volume of the absorption volume, a.
  • the photoacoustic sensor for determining a content of a target gas in the blood of a human or animal being according to the independent claim directed to the photoacoustic sensor.
  • the photoacoustic sensor has: a source which is designed in such a way that the source generates electromagnetic excitation radiation with a carrier frequency when the photoacoustic sensor is in operation, the excitation radiation being amplitude-modulated or frequency-modulated with a modulation frequency, an absorption volume which is configured in this way is that in the operation of the photoacoustic sensor, the through a skin of the living essentially diffusing target gas distributed in the absorption volume, the source and the absorption volume being arranged and designed in such a way that during operation of the photoacoustic sensor the electromagnetic excitation radiation of the source illuminates an absorption path within the absorption volume, and a sound detector, the sound detector being set up and arranged in such a way is that when the photoacoustic sensor is in
  • the source of the electromagnetic excitation radiation may be an incoherent source such as a light emitting diode, incandescent emitter, or supercontinuum source in one embodiment, or a coherent source such as a diode laser in another embodiment.
  • the selection of the carrier frequency or the wavelength of the excitation radiation and thus the source depends on which target gas from the blood of the living being is to be detected. It goes without saying that the target gas must show absorption at the carrier frequency of the excitation radiation.
  • the modulation frequency is chosen such that a sound wave with a frequency equal to the modulation frequency can be detected using a conventional sound detector.
  • the modulation frequency is in a range from 200 Hz to 20 kHz.
  • the sound detector is an alternating pressure transducer or an alternating gas flow transducer.
  • An example of an alternating pressure transducer is a microphone, where it the specific design of the microphone is not important according to the invention.
  • An alternating pressure transducer senses a pressure change in the absorbent gas with which the transducer is in contact.
  • An alternating gas flow converter detects a change in a gas flow of a gas surrounding the converter.
  • An example of an alternating gas flow transducer is a measurement device that relies on a temperature change of a wire, with the wire being in the sound wave.
  • the photoacoustic sensor also has an evaluation device, with the evaluation device being effectively connected to the sound detector in such a way that the evaluation device generates a measurement signal during operation of the photoacoustic sensor as a measure of the concentration of the target gas in the absorption volume of the sound detector and wherein the evaluation device is set up and designed in such a way that the evaluation device calculates and outputs a concentration of the target gas in the blood of the living being from the measure of the concentration of the target gas in the absorption volume during operation of the photoacoustic sensor.
  • the photoacoustic sensor comprises a detection chamber, the detection chamber having a closed detection volume separate from the absorption volume, the detection volume of the detection chamber containing the absorption gas and the absorption gas having an absorption at the same carrier frequency as the target gas.
  • the absorption volume is closed off by a housing except for a diffusion opening, the target gas flowing into the absorption volume through the diffusion opening when the photoacoustic sensor is in operation.
  • the diffusion opening of the housing is sealed with a membrane that is permeable to the target gas. In this way, contamination of the absorption volume can be prevented during operation of the photoacoustic sensor.
  • a membrane that is permeable to the target gas.
  • the absorption volume is sealed off from the environment in a gas-tight manner by the housing, with the exception of the diffusion opening.
  • the housing is biocompatible, so that it can be brought into contact with the body, in particular the skin, of the living being without hesitation. Examples of such biocompatible materials are stainless steel, titanium and selected plastics.
  • the housing can be sterilized so that it can be used in a medical environment without hesitation and can be sterilized after use.
  • the housing can be sterilized in an autoclave.
  • the housing in addition to the absorption volume, also includes the detection chamber with the detection volume that is separate from the absorption volume and is closed off from the outside.
  • the housing also comprises the source. In a further embodiment, the housing also includes the evaluation device.
  • the photoacoustic sensor includes an interface for connecting the evaluation device to a conventional data network, in particular a LAN or WLAN interface.
  • the photoacoustic sensor includes a display for displaying a concentration of the target gas in the subject's blood.
  • the housing has a contact device, the contact device being designed and arranged in such a way that the housing with the contact device can be placed on the skin of the living being such that the diffusion opening points towards the skin.
  • the contact device forms a closed, circumferential ring around the diffusion opening.
  • a ring can be in the form of a circular ring, but can also have any other shape, for example it can be rectangular, square, polygonal or oval. It is essential that the ring encloses the diffusion opening in a closed manner. If this ring is brought into contact with the skin, the target gas can enter the absorption volume through the diffusion opening, while the rest of the housing seals the absorption volume against the environment in a gas-tight manner.
  • the contact device comprises a sealing element, the sealing element being designed in such a way that the sealing element can be used to provide a substantially gas-tight seal between the housing and the skin of the living being.
  • the sealing element is a circumferential seal that is closed around the diffusion opening, in particular a seal made of rubber or caoutchouc.
  • the sealing element is a self-adhesive ring that runs around the diffusion opening.
  • the photoacoustic sensor has a heating device, the heating device being arranged and designed in such a way that the heating device heats at least the absorption volume or the skin of the living being in the vicinity of the diffusion opening during operation of the photoacoustic sensor.
  • Such a heating element provides direct or indirect heating of the subject's skin. Warming causes increased blood flow to the skin and the tissues surrounding it, creating ideal conditions for determining the concentration of the target gas.
  • the heating device is set up in such a way that the heating device heats the skin locally to a temperature in a range from 40.degree. C. to 45.degree. C., preferably from 42.degree. Due to the increased blood flow in the tissue when the skin is heated to this temperature range, the transcutaneously measured value for the CO 2 concentration comes very close to the value of the actual CO 2 concentration in an artery section and the heated skin section.
  • the heating device is arranged in such a way that, when the sensor is in operation, it heats an area of the skin which lies beneath the diffusion opening, so that the target gas can flow through the heated skin section into the diffusion opening.
  • One of the above objects is also achieved by using a photoacoustic sensor in one of the previously described embodiments for determining the concentration of the target gas in the blood of the human or animal being.
  • the housing when using the photoacoustic sensor, is placed on the skin of the living being in such a way that the diffusion opening points in the direction of the skin.
  • At least one of the objects mentioned above is also achieved by a system with a sensor, as described above in embodiments thereof, the system during worn on the body of a human or animal being during use.
  • Such systems are also referred to as wearables.
  • Examples of a system worn on the living being's body during use are a smart watch, a digital sports watch, a piece of clothing, and a "smart care" product for monitoring a vital function.
  • Figure 1 is a schematic cross-sectional view through a first embodiment of a photoacoustic sensor for determining a concentration of a target gas in the blood of a living being.
  • FIG. 2 is a schematic cross-sectional view through a further embodiment of such a photoacoustic sensor.
  • Figure 3 is a schematic cross-sectional view through yet another embodiment of a photoacoustic sensor for determining a concentration of a target gas in the blood of a subject.
  • Figure 4 is a schematic cross-sectional view of a modification of the photoacoustic
  • the photoacoustic sensors 1 are shown in a side cross-sectional view, the photoacoustic sensors being shown during their use for detecting the concentration of a target gas. Therefore, the skin surface 2 of the skin 9 of a living being is shown schematically. The respective photoacoustic sensor 1 is placed on this skin surface 2 .
  • the concentration of CO2 as the target gas is to be detected within the meaning of the present application. Therefore, the photoacoustic sensors 1 from FIGS. 1 and 2 have a source 3 for electromagnetic excitation radiation with a wavelength in a range around 4.3 mhh, for example. CO2 absorbs the electromagnetic radiation with this carrier frequency.
  • the excitation radiation 4 emitted and radiated by the source 3 passes through an absorption path 5 in the photoacoustic sensor 1.
  • One by absorption of the excitation radiation A sound wave generated in an absorption gas is detected using a microphone 6 as a sound detector within the meaning of the present application.
  • the absorption gas and the target gas are identical.
  • an absorption gas different from the target gas could also be used in the embodiment from FIG. 1, as long as it absorbs the excitation radiation at the same carrier frequency or wavelength as the target gas.
  • the source 3 and the microphone 6 are arranged in a housing 7 . So that the excitation radiation 4 does not irradiate a wall of the housing 7 after passing through the absorption section 5 and generate an additional sound wave there, an absorber 8 is provided in the housing 7, which absorbs the excitation radiation 4 without heating and thus without thermal expansion of the material of the Wall 7, the absorber 8 or the gas absorbed. In this way, a background or interference signal due to an interaction of the excitation radiation 4 with the housing 7 Ge is avoided. Instead of being absorbed by the absorber 8, the excitation radiation 4 could also be absorbed by the housing 7 or emerge from the housing 7 through a window.
  • the housing 7 defines in its interior an absorption volume 10 and a detection volume 11 separated from this.
  • the detection volume 11 contains the carbon dioxide in a predetermined, unchangeable concentration.
  • the detection volume 11 is a closed volume separated from the absorption volume 10 and from the environment and enclosed in a detection chamber 12 .
  • a window 13 that is transparent to the excitation radiation 4 is provided inside the housing 7 .
  • the absorption section 5 is thus divided into the absorption volume 10 and the detection volume 11 , the absorption volume 10 being arranged in front of the detection volume 11 in the propagation direction of the excitation radiation 4 .
  • the excitation radiation 4 from the source 3 has an amplitude modulation with a modulation frequency of 700 Hz.
  • a sound wave with a sound frequency that is equal to the modulation frequency is generated by absorption of the excitation radiation in the absorption gas.
  • the detection chamber 12 forms an acoustic resonator.
  • this resonator When it is filled with a gas, in particular a gas mixture containing the absorption gas, this resonator has a resonant frequency.
  • This resonant frequency is equal to the modulation frequency of the excitation radiation 4 and thus the frequency in which Absorption gas generated sound wave. Due to the design of the detection chamber 12 as a resonator, the sound wave experiences an amplitude increase, which in turn improves the signal-to-noise ratio.
  • a sound wave is generated in the detection volume 11 , the amplitude of which is determined by the power of the excitation radiation 4 and the concentration of the CO 2 in the detection volume 11 .
  • the amplitude of the sound wave is detected using the microphone 6 .
  • the absorption volume 10 Since the normal ambient air always also contains CO2, when the absorption volume 10 is exposed to the ambient air, a certain proportion of the excitation radiation 4 is absorbed by the CO2 contained in the ambient air. The absorption in the absorption volume 10 reduces the power of the excitation radiation 4 available for the excitation in the detection volume 11 and the sound wave that occurs due to the absorption in the detection volume 11 reduces its amplitude.
  • the housing 7 of the photoacoustic sensor 1 has a diffusion opening 14 in the region of the absorption volume 10 through which gas can flow into the absorption volume 10 .
  • the diffusion opening 14 is surrounded in the form of a ring by a self-adhesive film 15 .
  • the photoacoustic sensor 1 is placed on the skin surface 2 of the living being's skin 9 on the self-adhesive film 15, the self-adhesive film 15 sealing the housing and thus the absorption volume 10 from the skin surface.
  • the photoacoustic sensor 1 has a display 16 with an evaluation device, with the evaluation device 16 being connected to the microphone 6 .
  • the evaluation device 16 receives measured values during operation of the photoacoustic sensor 1 and thus a measure of the amplitude of the sound wave from the microphone 6.
  • the evaluation can be made from the measure of the amplitude of the generated sound wave.
  • te worn 16 calculate a measure of the concentration of the target gas in the absorption volume 10. Since the CC>2 concentration in the ambient air can be estimated fairly accurately and the diffusion process is known as such, a measure of the concentration of the CO2 in the blood of the living being can be determined from the concentration of the CO2 in the absorption volume 10 .
  • the photoacoustic sensor 1 also has a heating device 17 .
  • the housing in the vicinity of the diffusion opening 14 can be heated with the heating device 17 . Since the housing is in thermal contact with the skin surface 2 via the very thin self-adhesive film 15, the heating device 17 also heats the skin and the surrounding tissue during the operation of the photoacoustic sensor 1.
  • the blood flow in this area of the living being is stimulated by the heating and the measurement of the concentration of the CO2 in the absorption volume 10 becomes more meaningful for the actual concentration of the CO2 in the blood.
  • FIGS. 3 and 4 each show a photoacoustic sensor 1 which is based on a two-chamber arrangement.
  • the principle of such a two-chamber arrangement has already been explained above with reference to the embodiment from FIG.
  • the two variants of FIGS. 3 and 4 have an absorption section 5 in the absorption volume 10, which is precisely defined by two planar windows 13, 18.
  • the reduced length of the absorption section 10 in the absorption chamber enables a reduction in the other dimensions of the absorption volume 10, i.e. the cross section of the absorption volume perpendicular to the absorption section 5. If the absorption section 5 is kept short, then in principle a comparatively high intensity of the electromagnetic radiation 4 passes through it Absorption volume 10 in the detection chamber 12. Therefore, the cross section of the absorption volume 10 and thus the beam cross section of the electromagnetic excitation radiation can then be reduced.
  • the absorption volume 10 has a circular cross-section, the cross-sectional area perpendicular to the absorption path 5 having a diameter of only 1 mm.
  • the target gas volume of the sensors 1 from Figures 3 and 4 also consists of the volume of the diffusion opening 14 and the volume of a collecting element 10.
  • the target gas volume of the sensors is measured from the skin surface 2 or a flat plate placed in its place.
  • the absorption volume 10 is only 0.5 microliters.
  • the target gas volume is only slightly larger.
  • the absorption volume 10 is closed off by the window 18 from the source 3 for the electromagnetic excitation radiation 4 .
  • the source 3 is thus positioned outside of the absorption volume 10 .
  • the electromagnetic excitation radiation 4 is radiated into the absorption volume 10 through the window 18 .
  • the source 3 is arranged in a source chamber 20 which is closed off from the environment but also from the absorption volume 10 .
  • the source chamber 20 is evacuated, so that the excitation radiation 4 does not experience any absorption that falsifies the measurement result before it passes through the window 18 into the absorption volume 10 .
  • the diffusion opening 14 provides the only access for gas into the absorption volume 10 ready. Minimizing the target gas volume with the absorption volume 10 and the volume of the diffusion opening 14 means that the partial pressures of the target gas in the body of the living being and in the absorption volume 10 are in equilibrium more quickly, and the time after which the arterial target gas concentration in the living being has changed reliably can be detected is reduced.
  • the largest possible surface area of the skin surface 2 must be included in the collection of the target gas, so that as much target gas as possible flows into the absorption volume 10 .
  • the senor 1 includes a collector element 22 which effectively increases the target gas collecting area of the sensor without commensurately increasing the target gas volume of the sensor.
  • the collecting element 22 is in fluid communication with the diffusion opening 14.
  • the collector element 22 is a thin, porous, and therefore gas-permeable, sheet of plastic.
  • the collecting effect of the collecting element 22 is indicated schematically.
  • the collecting element 22 is covered towards the skin surface 2 with a membrane 23 which is permeable for the target gas.

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Abstract

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zum Bestimmen einer Konzentration eines Zielgases in Blut eines menschlichen oder tierischen Lebewesens. Dazu weist das erfindungsgemäße Verfahren die Schritte auf: Erzeugen von elektromagnetischer Anregungsstrahlung mit eine Trägerfrequenz, wobei die Trägerfrequenz derart gewählt wird, dass das Zielgas und ein Absorptionsgas die Anregungsstrahlung absorbiert, Modulieren einer Amplitude oder der Trägerfrequenz der Anregungsstrahlung mit einer Modulationsfrequenz, Beleuchten einer Absorptionsstrecke superfizial von einer Haut des Lebewesens mit der Anregungsstrahlung, Erzeugen einer Schallwelle durch eine Absorption der Anregungsstrahlung in dem Absorptionsgas und Erfassen zumindest einer Amplitude oder einer Phase der Schallwelle als Maß für eine Konzentration des Zielgases auf der Absorptionsstrecke. Die Erfindung betrifft zudem einen photoakustischen Sensor zum Bestimmen einer Konzentration eines Zielgases in Blut eines menschlichen oder tierischen Lebewesens.

Description

Verfahren und Sensor zum Bestimmen einer Konzentration eines Zielgases im Blut eines Lebewesens
Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zum Bestimmen einer Konzentration eines Zielgases in Blut eines menschlichen oder tierischen Lebewesens, einen Sensor hierfür sowie die Verwendung eines solchen Sensors.
Die bei Säugetieren in dem Blut gelösten Gase Sauerstoff (O2) und Kohlendioxid (CO2) sind spezifisch für den momentanen Zustand der Atmung. Sie geben sofort Aufschluss über eine z.B. unzureichende Sauerstoffzufuhr oder eine verminderte Atemfrequenz. Im klinischen Bereich wird die Konzentration von Sauerstoff und Kohlendioxid typischerweise über eine Maske direkt in der ausgeatmeten Atemluft bestimmt. Wenn eine solche Messung mithilfe einer Maske nicht möglich ist oder im klinischen Alltag hinderlich ist, so kann die Konzentration der Gase auch indirekt transkutan, d.h. mittels eines Sensors über der Haut, bestimmt werden.
Bei den aus dem Stand der Technik bekannten transkutanen, nicht invasiven Messverfahren werden kompakte Elektroden auf die Haut aufgeklebt und der Gasgehalt wird elektrochemisch erfasst. Das Kalibrierintervall bei elektrochemischen Sensoren liegt maximal in einem Bereich von bis zu 12 Stunden, da die Elektroden über einen längeren Zeitraum driften. Zum Kalibrieren muss der Sensor abgenommen und durch einen anderen ersetzt werden, um anschließend extern neu kalibriert zu werden.
Noch im Forschungs- und Entwicklungsstadium befinden sich Sensoren, mit denen die C02-Kon- zentration im Blut transkutan, nicht-invasiv mithilfe eines nicht dispersiven Infrarotsensors (NDIR- Sensor) erfasst wird. Bei solchen NDIR-Sensoren sind jedoch die Kosten vergleichsweise hoch und ohne einen Referenzkanal sind auch die NDIR-Sensoren anfällig für eine Drift und müssen in regelmäßigen, vergleichsweise kurzen Zeitintervallen nachkalibriert werden. Gegenüber dem Stand der Technik ist es daher eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Ver fahren und einen Sensor zum Bestimmen einer Konzentration eines Zielgases im Blut eines menschlichen oder tierischen Lebewesens bereitzustellen, welche, wenn sie im Einsatz sind, lange Kalibrierintervalle ermöglichen. Zudem ist es eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Verfah ren zum Bestimmen einer Konzentration eines Zielgases im Blut eines Lebewesens sowie einen Sensor hierfür bereitzustellen, die geringere Kosten als aus dem Stand der Technik bekannte Ver fahren und Sensoren verursachen.
Zumindest eine der zuvor vorgenannten Aufgaben wird durch ein Verfahren zum Bestimmen einer Konzentration eines Zielgases in Blut eines menschlichen oder tierischen Lebewesens gemäß dem unabhängigen Anspruch 1 gelöst. Dazu weist das erfindungsgemäße Verfahren die Schritte auf: Erzeugen von elektromagnetischer Anregungsstrahlung mit einer Trägerfrequenz, wobei die Trä gerfrequenz derart gewählt wird, dass das Zielgas und ein Absorptionsgas die Anregungsstrahlung absorbiert, Modulieren einer Amplitude oder der Trägerfrequenz der Anregungsstrahlung mit einer Modulationsfrequenz, Beleuchten einer Absorptionsstrecke superfizial von einer Haut des Lebe wesens mit der Anregungsstrahlung, Erzeugen einer Schallwelle durch eine Absorption der Anre gungsstrahlung in dem Absorptionsgas und Erfassen zumindest einer Amplitude oder einer Phase der Schallwelle als Maß für eine Konzentration des Zielgases auf der Absorptionsstrecke.
Die grundlegende Idee der vorliegenden Erfindung ist es, die Konzentration eines Zielgases im Blut eines menschlichen oder tierischen Lebewesens transkutan mit einem photoakustischen Ver fahren zu erfassen. Photoakustische Verfahren haben das Potenzial, ein hinreichend genaues Be stimmen einer Konzentration des Zielgases mit geringem Kostenaufwand und dennoch mit der erforderlichen Genauigkeit durchzuführen.
Bei einem photoakustischen Verfahren wird das Absorptionsgas, insbesondere ein das Absorpti onsgas enthaltendes Gasgemisch, mit der elektromagnetischen Anregungsstrahlung bestrahlt, wo bei die Anregungsstrahlung eine Frequenz ihres elektromagnetischen Wechselfeldes, d.h. eine Trägerfrequenz, aufweist, die gleich einer Absorptionsfrequenz des Absorptionsgases ist. Dadurch absorbiert das Absorptionsgas die Anregungsstrahlung. Es kommt zu einer Erwärmung des Ziel gases und damit einhergehend zu einer thermischen Ausdehnung des Absorptionsgases bzw. des das Absorptionsgas enthaltenden Gasgemisches.
Damit aus der Beleuchtung des Absorptionsgases mit der Anregungsstrahlung Rückschlüsse auf die Konzentration des Probengases gezogen werden können, wird die Anregungsstrahlung derart moduliert, dass die thermische Ausdehnung des Probengases periodisch erfolgt und somit eine Schallwelle innerhalb des Gases entsteht. In einer Ausführungsform der Erfindung liegt die Modulationsfrequenz in einem Bereich von 200 Hz bis 20 kHz.
Durch Erfassen der Amplitude oder der Phase der so generierten Schallwelle kann auf eine Eigen schaft des Absorptionsgases, insbesondere auf seine Konzentration, rückgeschlossen werden. Dabei dient die erfasste Amplitude und/oder Phase der Schallwelle als Maß für die Konzentration des Absorptionsgases.
Als physiologischer Vorgang diffundieren Gase aus dem Blut von Tieren oder Menschen durch die Haut hindurch. So weist die nähere Umgebung der Haut superfizial davon eine für die Konzentra tion der Zielgase im Blut, insbesondere von Kohlenstoffdioxid, charakteristische Konzentration auf. Aus der Konzentration des Zielgases superfizial zu der Haut lässt sich auf die jeweilige Konzent ration des Zielgases im Blut des Lebewesens rückschließen.
In einer Ausführungsform der Erfindung weist die Absorptionsstrecke einen Abstand von der Haut des Lebewesens von 5 cm oder weniger, bevorzugt von 2 cm oder weniger, weiter bevorzugt von 1 cm oder weniger und besonders bevorzugt von 7 mm oder weniger auf. Aufgrund des zugrunde liegenden physiologischen Diffusionsprozesses wird die Konzentration der Zielgase aus dem Blut des Lebewesens mit zunehmendem Abstand von der Haut des Lebewesens weniger charakteris tisch. Entscheidend für die Ausführung des erfindungsgemäßen Verfahrens ist, dass die Absorpti onsstrecke so superfizial von der Haut angeordnet wird, dass das Zielgas aus dem Blut in den Bereich der Absorptionsstrecke diffundiert.
Grundsätzlich besteht die Möglichkeit, dass das Zielgas als Absorptionsgas auf der Absorptions strecke die Anregungsstrahlung absorbiert und die daraus resultierende Schallwelle, die sich in dem Zielgas ausbreitet, erfasst wird. In einer solchen Ausführungsform der Erfindung sind das Zielgas und das Absorptionsgas identisch.
In einer solchen Ausführungsform ist zudem die Amplitude der generierten und erfassten Schall welle direkt proportional zur Konzentration des Zielgases im Bereich der Absorptionsstrecke und damit auch von der Konzentration des Zielgases im Blut des Lebewesens abhängig. Eine hohe Konzentration an Zielgas auf der Absorptionsstrecke führt zu einer Schallwelle mit großer Amplitude. Sinkt die Konzentration, so verringert sich die Amplitude der Schallwelle.
In einer Ausführungsform der Erfindung ist das Absorptionsgas in einem abgeschlossenen Detek tionsvolumen einer Detektionskammer eingeschlossen. Die Absorptionsstrecke durchläuft zudem außerhalb des Detektionsvolumens ein Absorptionsvolumen, wobei das Zielgas durch die Haut des Lebewesens in das Absorptionsvolumen diffundiert. In einer solchen Ausführungsform ist die Ab sorptionsstrecke zweigeteilt. Zum einen durchläuft sie das Absorptionsvolumen, in das das Zielgas aus der Haut des Lebewesens diffundiert und zum anderen das abgeschlossene Detektionsvolu men mit dem Absorptionsgas in der Detektionskammer. Das Absorptionsvolumen ist in einer Strahlrichtung der Anregungsstrahlung vor dem Detektionsvolumen angeordnet.
Dabei enthält die Detektionskammer eine vorgegebene und konstante Konzentration des Absorp tionsgases. Erfasst wird zumindest die Amplitude oder die Phase der Schallwelle, welche aufgrund der Absorption der Anregungsstrahlung in dem Absorptionsgas in der Detektionskammer erzeugt wird.
Zumindest die Amplitude oder die Phase der Schallwelle ist jedoch abhängig von der Leistung der Anregungsstrahlung, welche das Absorptionsgas in der Detektionskammer erreicht. Da das Ab sorptionsvolumen in der Strahlrichtung der Anregungsstrahlung vor der Detektionskammer ange ordnet ist, führt jede Absorption der Anregungsstrahlung in dem Absorptionsvolumen zu einer Ab schwächung der Leistung der Anregungsstrahlung, welche das Absorptionsgas in dem Detektions volumen erreicht. Die damit einhergehende Verringerung der Amplitude der in der Detektionskam mer erfassten Schallwelle oder Änderung ihrer Phase ist dann ein Maß für die Konzentration des Zielgases in dem Absorptionsvolumen.
Ein solches Zweikammersystem mit einem von der abgeschlossenen Detektionskammer getrenn ten Absorptionsvolumen lässt sich als ein Absorptionsspektrometer mit einem Detektor in Form der photoakustischen Detektionskammer beschreiben. Diese Anordnung hat verglichen mit einem Ab sorptionsspektrometer mit einem klassischen Photometerdetektor ein durch das Absorptionsgas sehr genau definiertes Absorptionsspektrum. Dadurch erhält man eine wesentlich höhere Sensor- sensitivität und damit auch ein hohes Signal-Rausch-Verhältnis sowie eine große Driftstabilität trotz der kurzen Absorptionsstrecke verglichen mit einem herkömmlichen Absorptionsspektrometer.
Ein Vorteil dieser Ausführungsform liegt darin, dass die Absorption durch das Zielgas in dem Ab sorptionsvolumen zu einer Signalverringerung oder allgemein -Veränderung ausgehend von einem durch das Absorptionsgas in der Detektionskammer definierten Niveau führt. Damit ist dieses Ver fahren gegenüber kleinen Konzentrationsänderungen des Zielgases in dem Absorptionsvolumen sensitiv. Die Amplitude der Schallwelle ist umgekehrt proportional zu der Konzentration des Ziel gases in dem Absorptionsvolumen. Eine Ausführungsform mit einer abgeschlossenen, von dem Absorptionsvolumen getrennten Detektionskammer (Zweikammersystem) weist ein höheres Sig- nal-Rausch-Verhältnis als ein Einkammersystem auf. Unter dem Absorptionsvolumen im Sinne der vorliegenden Anmeldung wird derjenige Bereich des Sensors verstanden, welcher während des Betriebs des Sensors das Zielgas enthält und zumin dest abschnittsweise von der Anregungsstrahlung durchleuchtet wird. In einer Ausführungsform ist das Absorptionsvolumen von einer von dem Gehäuse gebildeten Absorptionskammer begrenzt, wobei Absorptionsvolumen über eine Diffusionsöffnung mit der Hautoberfläche verbindbar ist.
Von dem Absorptionsvolumen zu unterscheiden ist das gesamte Zielgasvolumen des Sensors. Dieses Zielgasvolumen besteht aus sämtlichen Hohlräumen des Sensors, welche in dem Betrieb des Sensors das aus der Haut diffundierte Zielgas enthalten. Dieses Zielgasvolumen umfasst ne ben dem Absorptionsvolumen in der Absorptionskammer das Volumen der Diffusionsöffnung. Das Zielgasvolumen wird in dem Betrieb von den Innenwandflächen des Gehäuses und der Hautober fläche des Lebewesens begrenzt. Geometrisch ist das Zielgasvolumen definiert, wenn man die Diffusionsöffnung mit einer ebenen Platte verschließt.
Die hohe Sensitivität eines Sensors und eines Messverfahrens, welche auf einem Zweikammer system beruhen, ermöglicht es, die Länge der Absorptionsstrecke für die elektromagnetische An regungsstrahlung in dem Absorptionsvolumen sehr kurz zu gestalten. Dabei wird als Länge der Absorptionsstrecke im Sinne der vorliegenden Anmeldung die geometrische Länge des Absorpti onsvolumens entlang einer Strahlachse der elektromagnetischen Anregungsstrahlung bezeichnet.
Es versteht sich, dass zwischen dem Absorptionsvolumen und der Detektionskammer ein transpa rentes Element angeordnet ist, welches die beiden Bereiche voneinander trennt und einen Durch tritt der elektromagnetischen Strahlung aus dem Absorptionsvolumen in die Detektionskammer er möglicht. In einer Ausführungsform der Erfindung ist die betrachtete und gemessene Absorptions strecke senkrecht zu einer Oberfläche des transparenten Elements in dem Absorptionsvolumen.
In einer Ausführungsform der Erfindung ist das Absorptionsvolumen zudem durch ein transparen tes Element gegenüber der Quelle für die elektromagnetische Anregungsstrahlung abgeschlossen. In einer solchen Ausführungsform ist die Absorptionsstrecke geometrisch durch den senkrechten Abstand zwischen den beiden, vorzugsweise ebenen, transparenten Elementen definiert.
Das jeweilige transparente Element ist in einer Ausführungsform eine, vorzugsweise ebene, Scheibe, vorzugsweise aus Glas, Kunststoff oder einem Halbleitermaterial, welche für die verwen dete elektromagnetische Anregungsstrahlung transparent ist.
In einer Ausführungsform der Erfindung beträgt die Länge der Absorptionsstrecke in dem Absorp tionsvolumen 10 mm oder weniger. In einer weiteren Ausführungsform der Erfindung beträgt die Länge der Absorptionsstrecke in dem Absorptionsvolumen 2 mm oder weniger. In einer weiteren Ausführungsform der Erfindung beträgt die Länge der Absorptionsstrecke in dem Absorptionsvo lumen 1 ,5 mm oder weniger. In einer weiteren Ausführungsform der Erfindung beträgt die Länge der Absorptionsstrecke in dem Absorptionsvolumen 1 mm oder weniger. In noch einer weiteren Ausführungsform der Erfindung beträgt die Länge der Absorptionsstrecke in dem Absorptionsvo lumen 0,5 mm oder weniger. In einer Ausführungsform der Erfindung beträgt dabei die Länge der Absorptionsstrecke 0,1 mm oder mehr.
Eine derart verkürzte Absorptionsstrecke wiederum ermöglicht eine Ausgestaltung des Absorpti onsvolumens mit einem möglichst kleinen Wert für sein Volumen. In einer Ausführungsform der Erfindung beträgt das Zielgasvolumen 1 Milliliter oder weniger, bevorzugt 100 Mikroliter oder we niger, weiter bevorzugt 1 Mikroliter oder weniger, weiter bevorzugt 0,5 Mikroliter oder weniger und besonders bevorzugt 0,3 Mikroliter oder weniger. Da das Zielgasvolumen das Absorptionsvolumen umfasst, aber nicht notwendigerweise mit diesem identisch ist, versteht sich, dass die angegebe nen Obergrenzen für das Zielgasvolumen auch sachgerechte Obergrenzen für das Absorptionsvo lumen darstellen.
Die Größe des Zielgasvolumens wird maßgeblich von dem Absorptionsvolumen bestimmt. Das Zielgasvolumen bestimmt die Ansprechzeit, d.h. die Zeitkonstante, welche der Sensor benötigt, um einen zuverlässigen, die arterielle Gaskonzentration widerspiegelnde Messung zu ermöglichen. Erst wenn sich ein Gleichgewicht dahingehend eingestellt hat, dass kein weiteres Zielgas durch die Haut in das Zielgasvolumen des Sensors eindiffundiert, repräsentiert die Konzentration des Zielgases in dem Absorptionsvolumen die zu messende Größe. Verringert man nun das Zielgas volumen des Sensors, so wird die Zeitkonstante, welche die Dauer der Messung dominiert, eben falls verringert.
Zur Verringerung des Absorptionsvolumens und damit des Zielgasvolumens des Sensors trägt die durch die Absorptionsstrecke definierte Dimension des Absorptionsvolumens maßgeblich bei. Eine geringe Länge der Absorptionsstrecke verringert jedoch nicht nur diese Dimension des Absorpti onsvolumens, sondern sie ermöglicht auch die Verringerung der anderen Dimensionen des Ab sorptionsvolumens. Während die Länge der Absorptionsstrecke durch die Sensitivität des Sensors und die zu erzielenden Nachweisgrenze nach unten hin limitiert ist, werden die anderen Dimensi onen des Absorptionsvolumens durch die Anforderungen des optischen Strahlengangs der elekt romagnetischen Anregungsstrahlung bestimmt.
Hält man die Absorptionsstrecke kurz, so gelangt prinzipiell vergleichsweise viel Leistung der An regungsstrahlung bis in die Detektionskammer. Daher kann dann auch der Querschnitt des Ab sorptionsvolumens in der Absorptionskammer in einer Richtung senkrecht zur Absorptionsstrecke und damit der Strahlquerschnitt der Anregungsstrahlung verringert werden. Der damit ggf. einhergehende Leistungsverlust ist handhabbar.
Betrachtet wird nun eine Ausführungsform der Erfindung, in welcher die das Absorptionsvolumen definierende Absorptionskammer quaderförmig oder trapezoid-förmig ist. Die Breite und die Höhe des Absorptionsvolumens werden dann jeweils senkrecht zur Absorptionsstrecke gemessen. In einer Ausführungsform der Erfindung beträgt dabei die Breite des Absorptionsvolumens 10 mm oder weniger, bevorzugt 5 mm oder weniger, weiter bevorzugt 2 mm oder weniger und besonders bevorzugt 1 mm oder weniger. In einer Ausführungsform der Erfindung beträgt dabei die Höhe des Absorptionsvolumens 2 mm oder weniger, vorzugsweise 1 mm oder weniger und besonders bevorzugt 0,5 mm oder weniger.
In einer Ausführungsform mit einem im Wesentlichen kreisförmigen oder ovalen Querschnitt der Absorptionskammer senkrecht zu der Absorptionsstrecke beträgt der Durchmesser dieser Querschnittsfläche 10 mm oder weniger, bevorzugt 5 mm oder weniger, weiter bevorzugt 2 mm oder weniger und besonders bevorzugt 1 mm oder weniger.
In einer Ausführungsform der Erfindung ist das Absorptionsvolumen durch ein transparentes Element gegenüber der Quelle für die elektromagnetische Anregungsstrahlung abgeschlossen und die Quelle ist außerhalb des Absorptionsvolumens angeordnet. Die elektromagnetische Anregungsstrahlung wird durch das transparente Element in das Absorptionsvolumen eingestrahlt. Dabei gilt es zu vermeiden, dass die Anregungsstrahlung vor dem Durchtritt durch das transparente Element in das Absorptionsvolumen eine das Messergebnis verfälschende Absorption erfährt.
Dies ist in einer Ausführungsform dadurch realisiert, dass eine Austrittsfacette oder Austrittsfläche der Quelle für die Strahlung unmittelbar auf dem transparenten, das Absorptionsvolumen begrenzenden Element sitzt. Die Anordnung der Austrittsfacette bzw. der Austrittsfläche der Quelle für die Anregungsstrahlung auf dem transparenten Element hat zudem den Vorteil, dass aufgrund des verringerten Abstands zwischen Quelle und Absorptionsvolumen ein größerer Raumwinkel der aus der Quelle austretenden Anregungsstrahlung in das Absorptionsvolumen gelangt. Dies trotz des geringen Querschnitts des Absorptionsvolumens senkrecht zur Absorptionsstrecke.
In einer alternativen Ausführungsform ist die Quelle in einer gegenüber der Umgebung, aber auch gegenüber dem Absorptionsvolumen abgeschlossenen Quellenkammer angeordnet, wobei die Quellenkammer weder das Zielgas noch ein Gas mit identischer oder ähnlicher Absorption enthält. In einer Ausführungsform der Erfindung ist die Quellenkammer evakuiert oder enthält ein anderes Gas als das Zielgas und das Absorptionsgas. In einer Ausführungsform der Erfindung dichten die transparenten Elemente das Absorptionsvolu men zusammen mit dem restlichen Gehäuse gegen die Umgebung ab und bilden zusammen mit dem Gehäuse die Absorptionskammer. In einer Ausführungsform der Erfindung stellt die Diffusi onsöffnung den einzigen Zugang für Gas in das Absorptionsvolumen bereit.
Auch die Detektionskammer mit dem Absorptionsgas definiert einen Abschnitt der Absorptionsstre cke für die Anregungsstrahlung. In einer Ausführungsform der Erfindung ist die Länge dieses Ab schnitts der Absorptionsstrecke in der Detektionskammer senkrecht zu der ebenen Fläche des transparenten Elements, welches die Detektionskammer von dem Absorptionsvolumen abtrennt, definiert. In einer Ausführungsform der Erfindung ist die Länge des Abschnitts der Absorptionsstre cke in der Detektionskammer in der Strahlrichtung der Anregungsstrahlung in etwa gleich der mitt leren Absorptionslänge des Absorptionsgases. Dabei ist die Absorptionslänge des Zielgases im Sinne der vorliegenden Anmeldung diejenige Strecke in dem Zielgas, nach der die anfangs einfal lende Anregungsstrahlung bis auf 1/e absorbiert wurde. Ist das Absorptionsgas CO2, so beträgt daher in einer Ausführungsform der Erfindung die Länge des Abschnitts der Absorptionsstrecke in der Detektionskammer 0,2 mm.
Das Bestreben, das Zielgasvolumen zu minimieren, führt dazu, dass auch die Eintrittsöffnung in das Absorptionsvolumen, d.h. die Diffusionsöffnung für das Zielgas möglichst klein gestaltet wer den muss. In einer Ausführungsform der Erfindung hat die Diffusionsöffnung eine zylindrische In nenwandfläche mit einem Durchmesser von weniger als 50 % der Länge der Absorptionsstrecke in dem Absorptionsvolumen, bevorzugt mit einem Durchmesser von 30 % der Länge der Absorpti onsstrecke in dem Absorptionsvolumen oder weniger und besonders bevorzugt mit einem Durch messer von 10 % der Länge der Absorptionsstrecke in dem Absorptionsvolumen oder weniger.
Eine Minimierung der Querschnittsfläche der Diffusionsöffnung läuft aber der Anforderung zuwider, einen möglichst großen Flächenabschnitt der Hautoberflächen des Lebewesens abzudecken. Je größer der von dem Sensor in das Sammeln des Zielgases einbezogene Flächenabschnitt der Haut ist, desto mehr Zielgas steht für die Messung zur Verfügung und desto schneller ist der Mess prozess. Daher weist der Sensor in einer Ausführungsform der Erfindung ein zu dem Zielgasvolu men gehörendes Sammelelement auf. Das Sammelelement steht in Fluidverbindung mit der Diffu sionsöffnung, so dass das Zielgas aus der Haut durch das Sammelelement in die Diffusionsöffnung diffundieren kann.
In einer Ausführungsform der Erfindung ist das Sammelelement eine Platte aus einem porösen, gasdurchlässigen Material. In einer Ausführungsform der Erfindung ist das Sammelelement ein Blechabschnitt mit feinen Gaskanälen. Dabei sind die Gaskanäle beispielsweise in das Blech ein- gebohrt oder eingelasert. In einer Ausführungsform ist das Sammelelement von einer gasdurch lässigen Membran gebildet, wobei vorzugsweise in die von der Haut wegzeigende Oberfläche der Membran sammelnde Gaskanäle eingebracht sind.
In einer Ausführungsform weist das Sammelelement eine Fläche auf, die größer ist als die Quer schnittsfläche der Diffusionsöffnung. In einer Ausführungsform weist das Sammelelement eine von dem Zielgas durchströmbare Querschnittsfläche auf, die größer ist als die Querschnittsfläche der Diffusionsöffnung.
In einer Ausführungsform, in der das Zielgas und das Absorptionsgas räumlich voneinander ge trennt sind, können das Zielgas und das Absorptionsgas voneinander verschiedene Gase sein, solange diese bei der Trägerfrequenz der Anregungsstrahlung absorbierend sind. In einer anderen Ausführungsform der Erfindung sind aber auch bei einer solchen Ausgestaltung das Zielgas und das Absorptionsgas identisch.
In einer Ausführungsform, in welcher das Absorptionsgas in einer abgeschlossenen Detektions kammer eingeschlossen ist und die Absorptionsstrecke darüber hinaus über ein Absorptionsvolu men für das Zielgas verfügt, genügt es, wenn die Absorptionsstrecke in dem Bereich des Absorp tionsvolumens einen Abstand von der Haut des Lebewesens von 5 cm oder weniger aufweist.
In einer Ausführungsform umfasst das erfindungsgemäße Verfahren darüber hinaus den Schritt: Berechnen einer Konzentration des Zielgases in dem Blut des Lebewesens aus dem Maß für die Konzentration des Zielgases auf der Absorptionsstrecke.
In einer Ausführungsform der Erfindung fließen in die Berechnung der Konzentration des Zielgases in dem Blut des Lebewesens physiologische Parameter wie z.B. die Diffusionsrate des Zielgases durch die Haut und konstruktive Parameter des für die Ausführung des Verfahrens verwendeten photoakustischen Sensors, wie z.B. ein Wert für das Volumen des Absorptionsvolumens, ein.
Zumindest eine der zuvor genannten Aufgaben wird auch durch einen photoakustischen Sensor zum Bestimmen eines Gehalts eines Zielgases in dem Blut eines menschlichen oder tierischen Lebewesens gemäß dem auf den photoakustischen Sensor gerichteten unabhängigen Anspruch gelöst. Dabei weist der photoakustische Sensor auf: eine Quelle, die derart ausgestaltet ist, dass die Quelle in einem Betrieb des photoakustischen Sensors elektromagnetische Anregungsstrah lung mit einer Trägerfrequenz erzeugt, wobei die Anregungsstrahlung mit einer Modulationsfre quenz amplitudenmoduliert oder frequenzmoduliert ist, ein Absorptionsvolumen, das derart ausge staltet ist, dass sich in dem Betrieb des photoakustischen Sensors das durch eine Haut des Lebe- wesens diffundierende Zielgas in dem Absorptionsvolumen verteilt, wobei die Quelle und das Absorptionsvolumen derart angeordnet und ausgestaltet sind, dass in dem Betrieb des photoakustischen Sensors die elektromagnetische Anregungsstrahlung der Quelle eine Absorptionsstrecke innerhalb des Absorptionsvolumens beleuchtet, und einen Schalldetektor, wobei der Schalldetektor derart eingerichtet und angeordnet ist, dass im Betrieb des photoakustischen Sensors der Schalldetektor eine von der Anregungsstrahlung in einem Absorptionsgas, das eine Absorption bei der Trägerfrequenz aufweist, angeregte Schallwelle erfasst, wobei zumindest eine Amplitude oder Phase der Schallwelle ein Maß für eine Konzentration des Zielgases in dem Absorptionsvolumen ist.
Soweit im Folgenden Aspekte der Erfindung im Hinblick auf den photoakustischen Sensor beschrieben werden, so gelten diese auch für das zuvor beschriebene Verfahren zum Bestimmen einer Konzentration des Zielgases und umgekehrt. Soweit das Verfahren mit einem photoakustischen Sensor gemäß dieser Erfindung ausgeführt wird, so weist dieser die entsprechenden Einrichtungen hierfür auf. Insbesondere sind Ausführungsformen des photoakustischen Sensors zum Ausführen der zuvor beschriebenen Ausführungsformen des Verfahrens geeignet.
Die Quelle für die elektromagnetische Anregungsstrahlung kann in einer Ausführungsform eine inkohärente Quelle, wie z.B. eine Leuchtdiode, ein Glühstrahler oder eine Superkontinuumsquelle, oder in einer anderen Ausführungsform eine kohärente Quelle, wie z.B. ein Diodenlaser, sein.
Die Wahl der Trägerfrequenz bzw. der Wellenlänge der Anregungsstrahlung und damit der Quelle hängt davon ab, welches Zielgas aus dem Blut des Lebewesens erfasst werden soll. Es versteht sich, dass das Zielgas bei der Trägerfrequenz der Anregungsstrahlung eine Absorption zeigen muss.
Die Modulationsfrequenz wird so gewählt, dass eine Schallwelle mit einer Frequenz, die gleich zu der Modulationsfrequenz ist, mithilfe eines herkömmlichen Schalldetektors erfassbar ist. In einer Ausführungsform der Erfindung liegt die Modulationsfrequenz in einem Bereich von 200 Hz bis 20 kHz.
Es ist grundsätzlich möglich, die Amplitude der Anregungsstrahlung oder deren Frequenz zu modulieren. Entscheidend ist, dass durch die Modulation eine periodische Variation der Absorption und damit der thermischen Ausdehnung des Absorptionsgases erfolgt.
In einer Ausführungsform der Erfindung ist der Schalldetektor ein Wechseldruckwandler oder ein Wechselgasflusswandler. Ein Beispiel für einen Wechseldruckwandler ist ein Mikrofon, wobei es auf die konkrete Bauart des Mikrofons erfindungsgemäß nicht ankommt. Ein Wechseldruckwandler erfasst eine Druckänderung in dem Absorptionsgas, mit welchem der Wandler in Kontakt ist.
Ein Wechselgasflusswandler hingegen erfasst eine Änderung eines Gasflusses eines Gases, wel ches den Wandler umgibt. Ein Beispiel für einen Wechselgasflusswandler ist eine Messeinrichtung, die auf einer Temperaturänderung eines Drahtes beruht, wobei sich der Draht in der Schallwelle befindet.
In einer Ausführungsform der Erfindung weist der photoakustische Sensor auch eine Auswerteein- richtung auf, wobei die Auswerteeinrichtung derart wirksam mit dem Schalldetektor verbunden ist, dass die Auswerteeinrichtung in dem Betrieb des photoakustischen Sensors ein Messsignal als ein Maß für die Konzentration des Zielgases in dem Absorptionsvolumen von dem Schalldetektor er hält und wobei die Auswerteeinrichtung derart eingerichtet und ausgestaltet ist, dass die Auswer teeinrichtung in dem Betrieb des photoakustischen Sensors aus dem Maß für die Konzentration des Zielgases in dem Absorptionsvolumen eine Konzentration des Zielgases in dem Blut des Le bewesens berechnet und ausgibt.
In einer Ausführungsform der Erfindung umfasst der photoakustische Sensor eine Detektionskam mer, wobei die Detektionskammer ein abgeschlossenes, von dem Absorptionsvolumen getrenntes Detektionsvolumen aufweist, wobei das Detektionsvolumen der Detektionskammer das Absorpti onsgas enthält und wobei das Absorptionsgas bei der gleichen Trägerfrequenz eine Absorption aufweist wie das Zielgas.
In einer Ausführungsform der Erfindung ist das Absorptionsvolumen bis auf eine Diffusionsöffnung von einem Gehäuse abgeschlossen, wobei durch die Diffusionsöffnung in dem Betrieb des photo akustischen Sensors das Zielgas in das Absorptionsvolumen einströmt.
In einer Ausführungsform der Erfindung ist die Diffusionsöffnung des Gehäuses mit einer für das Zielgas permeablen Membran verschlossen. Auf diese Weise kann eine Verunreinigung des Ab sorptionsvolumens während des Betriebs des photoakustischen Sensors verhindert werden. Eine solche Ausführungsform macht den photoakustischen Sensor insbesondere für die Verwendung im medizinischen Umfeld geeignet.
In einer Ausführungsform der Erfindung ist das Absorptionsvolumen bis auf die Diffusionsöffnung durch das Gehäuse gasdicht gegenüber der Umgebung abgeschlossen. In einer Ausführungsform der Erfindung ist das Gehäuse biokompatibel, sodass es bedenkenlos mit dem Körper, insbesondere der Haut, des Lebewesens in Kontakt gebracht werden kann. Beispiele für solche biokompatiblen Materialien sind Edelstahl, Titan und ausgewählte Kunststoffe.
In einer Ausführungsform der Erfindung ist das Gehäuse sterilisationsfähig, sodass es im medizinischen Umfeld bedenkenlos eingesetzt und nach dem Einsatz sterilisiert werden kann. Insbesondere ist in einer Ausführungsform der Erfindung das Gehäuse in einem Autoklav sterilisationsfähig.
In einer Ausführungsform der Erfindung umfasst das Gehäuse neben dem Absorptionsvolumen auch die Detektionskammer mit dem von dem Absorptionsvolumen getrennten und nach außen abgeschlossenen Detektionsvolumen.
In einer weiteren Ausführungsform der Erfindung umfasst das Gehäuse darüber hinaus auch die Quelle. In einerweiteren Ausführungsform umfasst das Gehäuse auch die Auswerteeinrichtung.
In einer Ausführungsform der Erfindung umfasst der photoakustische Sensor eine Schnittstelle zum Anbinden der Auswerteeinrichtung an ein herkömmliches Datennetzwerk, insbesondere eine LAN- oder WLAN-Schnittstelle.
In einer Ausführungsform umfasst der photoakustische Sensor ein Display zum Anzeigen einer Konzentration des Zielgases in dem Blut des Lebewesens.
In einer Ausführungsform der Erfindung weist das Gehäuse eine Kontakteinrichtung auf, wobei die Kontakteinrichtung derart ausgestaltet und angeordnet ist, dass das Gehäuse mit der Kontakteinrichtung derart auf die Haut des Lebewesens aufsetzbar ist, sodass die Diffusionsöffnung zu der Haut hinzeigt.
In einer Ausführungsform der Erfindung bildet die Kontakteinrichtung einen geschlossenen umlaufenden Ring um die Diffusionsöffnung. Ein solcher Ring kann kreisringförmig sein, aber auch jede andere Form haben, beispielsweise rechteckig, quadratisch, polygonal oder oval ausgestaltet sein. Wesentlich ist, dass der Ring geschlossen umlaufend die Diffusionsöffnung umschließt. Bringt man diesen Ring in Kontakt mit der Haut, so kann das Zielgas durch die Diffusionsöffnung in das Absorptionsvolumen gelangen, während der Rest des Gehäuses das Absorptionsvolumen gasdicht gegenüber der Umgebung abdichtet.
In einer Ausführungsform der Erfindung umfasst die Kontakteinrichtung ein Dichtelement, wobei das Dichtelement derart ausgestaltet ist, dass mit dem Dichtelement eine im Wesentlichen gasdichte Abdichtung zwischen dem Gehäuse und der Haut des Lebewesens bereitstellbar ist. In einer Ausführungsform der Erfindung ist das Dichtelement eine um die Diffusionsöffnung ge schlossen umlaufende Dichtung, insbesondere eine Dichtung aus Gummi oder Kautschuk. In einer Ausführungsform ist das Dichtelement ein selbstklebender um die Diffusionsöffnung geschlosse ner umlaufender Ring.
In einerweiteren Ausführungsform weist der photoakustische Sensor eine Heizeinrichtung auf, wo bei die Heizeinrichtung derart angeordnet und ausgestaltet ist, dass die Heizeinrichtung in dem Betrieb des photoakustischen Sensors zumindest das Absorptionsvolumen oder die Haut des Le bewesens in der Umgebung der Diffusionsöffnung erwärmt.
Ein solches Heizelement stellt eine direkte oder indirekte Erwärmung der Haut des Lebewesens bereit. Eine Erwärmung bewirkt eine erhöhte Durchblutung der Haut und des sie umgebenden Gewebes, sodass eine für die Bestimmung der Konzentration des Zielgases ideale Bedingung ge schaffen wird.
In einer Ausführungsform der Erfindung ist die Heizeinrichtung derart eingerichtet, dass die Heiz einrichtung die Haut lokal auf eine Temperatur in einem Bereich von 40° C bis 45° C, vorzugsweise von 42° C erwärmt. Durch die erhöhte Durchblutung des Gewebes bei Erwärmung der Haut auf diesen Temperaturbereich kommt der transkutan gemessene Wert für die C02-Konzentration dem Wert der tatsächlichen derC02-Konzentration in einem arterienabschnitt und dem erwärmten Haut abschnitt sehr nahe.
In einer weiteren Ausführungsform der Erfindung ist die Heizeinrichtung derart angeordnet, dass sie in einem Betrieb des Sensors eine Fläche der Haut erwärmt, die unter der Diffusionsöffnung liegt, so dass das Zielgas durch den erwärmten Hautabschnitt in die Diffusionsöffnung einströmen kann.
Eine der zuvor vorgenannten Aufgaben wird auch durch die Verwendung eines photoakustischen Sensors in einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen zum Bestimmen der Konzentration des Zielgases in dem Blut des menschlichen oder tierischen Lebewesens gelöst.
In einer Ausführungsform wird bei der Verwendung des photoakustischen Sensors das Gehäuse derart auf die Haut des Lebewesens aufgesetzt, dass die Diffusionsöffnung in Richtung der Haut zeigt.
Zumindest eine der zuvor genannten Aufgaben wird auch durch ein System mit einem Sensor, so wie er in Ausführungsformen davon zuvor beschrieben wurde, gelöst, wobei das System während der Benutzung am Körper eines menschlichen oder tierischen Lebewesens getragen wird. Derar tige System werden auch als Wearables bezeichnet. Beispiele für ein System, das während der Benutzung am Körper des Lebewesens getragen wird, sind eine Smartwatch, eine digitale Sport uhr, ein Bekleidungsstück und ein „Smart care“-Produkt zur Überwachung einer Vitalfunktion.
Weitere Vorteile, Merkmale und Anwendungsmöglichkeiten der vorliegenden Erfindung werden anhand der folgenden Beschreibung zweier Ausführungsformen und der dazugehörigen Figuren deutlich. In den Figuren sind gleiche Elemente mit gleichen Bezugszeichen bezeichnet.
Figur 1 ist eine schematische Querschnittsansicht durch eine erste Ausführungsform eines photoakustischen Sensors zum Bestimmen einer Konzentration eines Zielgases in dem Blut eines Lebewesens.
Figur 2 ist eine schematische Querschnittsansicht durch eine weitere Ausführungsform ei nes solchen photoakustischen Sensors.
Figur 3 ist eine schematische Querschnittsansicht durch noch eine weitere Ausführungs form eines photoakustischen Sensors zum Bestimmen einer Konzentration eines Zielgases in dem Blut eines Lebewesens.
Figur 4 ist eine schematische Querschnittsansicht einer Abwandlung des photoakustischen
Sensors aus Figur 3.
In den Querschnittsansichten der Figuren 1 und 2 sind die photoakustischen Sensoren 1 in einer seitlichen Querschnittsansicht dargestellt, wobei die photoakustischen Sensoren während ihrer Verwendung zum Erfassen der Konzentration eines Zielgases gezeigt sind. Daher ist schematisch die Hautoberfläche 2 der Haut 9 eines Lebewesens dargestellt. Auf diese Hautoberfläche 2 ist der jeweilige photoakustische Sensor 1 aufgesetzt.
Mit den in den Figuren 1 und 2 dargestellten Ausführungsformen des photoakustischen Sensors 1 sollen die Konzentration von CO2 als Zielgas im Sinne der vorliegenden Anmeldung erfasst wer den. Daher weisen die photoakustischen Sensoren 1 aus den Figuren 1 und 2 eine Quelle 3 für elektromagnetische Anregungsstrahlung mit einer Wellenlänge beispielsweise in einem Bereich um 4,3 mhh auf. CO2 absorbiert die elektromagnetische Strahlung mit dieser Trägerfrequenz.
Die von der Quelle 3 emittierte und abgestrahlte Anregungsstrahlung 4 durchläuft in dem photo akustischen Sensor 1 eine Absorptionsstrecke 5. Eine durch Absorption der Anregungsstrahlung in einem Absorptionsgas generierte Schallwelle wird mithilfe eines Mikrofons 6 als Schalldetektor im Sinne der vorliegenden Anmeldung erfasst.
In beiden Ausführungsformen der Figuren 1 und 2 sind das Absorptionsgas und das Zielgas jeweils identisch. Dabei könnte bei der Ausführungsform aus Figur 1 grundsätzlich auch ein von dem Ziel gas verschiedenes Absorptionsgas verwendet werden, solange dieses die Anregungsstrahlung bei der gleichen Trägerfrequenz bzw. Wellenlänge absorbiert wie das Zielgas.
Die Quelle 3 und das Mikrofon 6 sind in einem Gehäuse 7 angeordnet. Damit die Anregungsstrah lung 4 nach dem Durchlaufen der Absorptionsstrecke 5 nicht eine Wand des Gehäuses 7 bestrahlt und dort eine zusätzliche Schallwelle generiert, ist in dem Gehäuse 7 ein Absorber 8 vorgesehen, welcher die Anregungsstrahlung 4 ohne Erwärmung und damit ohne eine thermische Ausdehnung des Materials der Wand 7, des Absorbers 8 oder des Gases absorbiert. Auf diese Weise wird ein Hintergrund- oder Störsignal aufgrund einer Interaktion der Anregungsstrahlung 4 mit dem Ge häuse 7 vermieden. Statt von dem Absorber 8 könnte die Anregungsstrahlung 4 auch von dem Gehäuse 7 absorbiert werden oder durch ein Fenster aus dem Gehäuse 7 austreten.
Bei der Ausführungsform der Figur 1 definiert das Gehäuse 7 in seinem Inneren ein Absorptions volumen 10 und ein von diesem abgetrenntes Detektionsvolumen 11. Das Detektionsvolumen 11 enthält das Kohlendioxid in einer vorgegebenen, unveränderlichen Konzentration. Das Detektions volumen 11 ist ein abgeschlossenes von dem Absorptionsvolumen 10 und von der Umgebung getrenntes und in einer Detektionskammer 12 eingeschlossenes Volumen. Zur Abtrennung des Absorptionsvolumens 10 von dem Detektionsvolumen 11 ist innerhalb des Gehäuses 7 ein für die Anregungsstrahlung 4 transparentes Fenster 13 vorgesehen.
Die Absorptionsstrecke 5 teilt sich somit auf das Absorptionsvolumen 10 und das Detektionsvolu men 11 auf, wobei das Absorptionsvolumen 10 in der Ausbreitungsrichtung der Anregungsstrah lung 4 vor dem Detektionsvolumen 11 angeordnet ist.
Die Anregungsstrahlung 4 von der Quelle 3 weist eine Amplitudenmodulation mit einer Modulati onsfrequenz von 700 Hz auf. Durch Absorption der Anregungsstrahlung in dem Absorptionsgas wird eine Schallwelle mit einer Schallfrequenz generiert, die gleich der Modulationsfrequenz ist.
In der Ausführungsform aus Figur 1 bildet die Detektionskammer 12 einen akustischen Resonator. Dieser Resonator weist dann, wenn er mit einem Gas, insbesondere einem das Absorptionsgas enthaltenden Gasgemisch, gefüllt ist, eine Resonanzfrequenz auf. Diese Resonanzfrequenz ist gleich der Modulationsfrequenz der Anregungsstrahlung 4 und damit der Frequenz der in dem Absorptionsgas generierten Schallwelle. Durch die Ausbildung der Detektionskammer 12 als Resonator erfährt die Schallwelle eine Amplitudenüberhöhung, welche wiederum das Signal-Rausch- Verhältnis verbessert.
Befindet sich in dem Absorptionsvolumen 10 kein die Anregungsstrahl 4 absorbierendes Gas, so wird in dem Detektionsvolumen 11 eine Schallwelle generiert, deren Amplitude durch die Leistung der Anregungsstrahlung 4 und die Konzentration des CO2 in dem Detektionsvolumen 11 bestimmt ist. Die Amplitude der Schallwelle wird mithilfe des Mikrofons 6 erfasst.
Da die normale Umgebungsluft immer auch CO2 enthält, wird, wenn das Absorptionsvolumen 10 der Umgebungsluft ausgesetzt ist, ein gewisser Anteil der Anregungsstrahlung 4 von dem in der Umgebungsluft enthaltenen CO2 absorbiert. Durch die Absorption in dem Absorptionsvolumen 10 reduziert sich die für die Anregung in dem Detektionsvolumen 11 bereitstehende Leistung der Anregungsstrahlung 4 und die aufgrund der Absorption in dem Detektionsvolumen 11 entstehende Schallwelle verringert ihre Amplitude.
Das Gehäuse 7 des photoakustischen Sensors 1 verfügt im Bereich des Absorptionsvolumens 10 über eine Diffusionsöffnung 14, durch die Gas in das Absorptionsvolumen 10 einströmen kann. In der dargestellten Ausführungsform ist die Diffusionsöffnung 14 ringförmig von einem selbstklebenden Film 15 umgeben. Auf dem selbstklebenden Film 15 wird der photoakustische Sensor 1 auf die Hautoberfläche 2 der Haut 9 des Lebewesens aufgesetzt, wobei die selbstklebende Folie 15 eine Abdichtung des Gehäuses und damit des Absorptionsvolumens 10 gegenüber der Hautoberfläche bereitstellt.
Diffundiert nun durch physiologische Prozesse das Zielgas, d.h. CO2, aus dem Blut des Lebewesens durch die Haut 9 in den Bereich der Diffusionsöffnung 14, so gelangt das CO2 in das Absorptionsvolumen 10. Dort absorbiert das CO2 die Anregungsstrahlung 4 und verringert die Leistung der Anregungsstrahlung 4, welche in das Detektionsvolumen 11 gelangt. Mit Zunahme der Konzentration von CO2, welches aus dem Blut durch die Haut 9 in das Absorptionsvolumen 10 diffundiert, nimmt die Amplitude der von dem Mikrofon 6 erfassten Schallwelle ab oder die Phase der Schallwelle ändert sich.
In den in den Figuren 1 und 2 dargestellten Ausführungsformen weist der photoakustische Sensor 1 ein Display 16 mit einer Auswerteeinrichtung auf, wobei die Auswerteeinrichtung 16 mit dem Mikrofon 6 verbunden ist. Auf diese Weise erhält die Auswerteeinrichtung 16 während des Betriebs des photoakustischen Sensors 1 Messwerte und damit ein Maß für die Amplitude der Schallwelle von dem Mikrofon 6. Aus dem Maß für die Amplitude der generierten Schallwelle kann die Auswer- teeinrichtung 16 ein Maß für die Konzentration des Zielgases in dem Absorptionsvolumen 10 berechnen. Da man die CC>2-Konzentration in der Umgebungsluft ziemlich genau abschätzen kann und der Diffusionsprozess als solcher bekannt ist, lässt sich aus der Konzentration des CO2 in dem Absorptionsvolumen 10 ein Maß für die Konzentration des CO2 in dem Blut des Lebewesens bestimmen.
Der photoakustische Sensor 1 weist zudem eine Heizeinrichtung 17 auf. Mit der Heizeinrichtung 17 lässt sich das Gehäuse in der Umgebung der Diffusionsöffnung 14 erwärmen. Da das Gehäuse über den sehr dünnen selbstklebenden Film 15 in thermischem Kontakt mit der Hautoberfläche 2 steht, erwärmt die Heizeinrichtung 17 während des Betriebs des photoakustischen Sensors 1 auch die Haut und das umliegende Gewebe. Durch die Erwärmung wird der Blutfluss in diesem Bereich des Lebewesens angeregt und die Konzentrationsmessung des CO2 in dem Absorptionsvolumen 10 wird aussagekräftiger für die tatsächliche Konzentration des CO2 im Blut.
Figur 2 zeigt eine Variante der Ausführungsform des photoakustischen Sensors 1 aus Figur 1. Der photoakustische Sensor 1 weist nur ein Absorptionsvolumen 10 auf, sodass die Absorptionsstrecke 5 vollständig innerhalb des Absorptionsvolumens 10 liegt. Ein zusätzliches, getrenntes Detektionsvolumen existiert hier nicht. In einer solchen Ausführungsform hängt die Amplitude der durch die Absorption der Anregungsstrahlung 4 in dem CO2 erzeugten Schallwelle unmittelbar von der Konzentration des CO2 in dem Absorptionsvolumen 10 ab. Je höher die C02-Konzentration in dem Absorptionsvolumen 10 ist, desto größer ist auch die Amplitude der Schallwelle. Eine solche Ausführungsform ist technisch einfacher und daher kostengünstiger zu realisieren, weist aber gegebenenfalls ein schlechteres Signal-Rausch-Verhältnis als der photoakustische Sensor 1 aus Figur 1 auf.
Die Figuren 3 und 4 zeigen jeweils einen photoakustischen Sensor 1 , welcher auf einer Zweikammeranordnung beruht. Das Prinzip einer solchen Zweikammeranordnung wurde zuvor unter Bezug auf die Ausführungsform aus Figur 1 bereits erläutert. Gegenüber der Ausführungsformen aus Figur 1 weisen die beiden Varianten der Figuren 3 und 4 eine Absorptionsstrecke 5 in dem Absorptionsvolumen 10 auf, welche durch zwei ebene Fenster 13, 18 präzise definiert ist.
In den Ausführungsformen der Figuren 3 und 4 sind das Absorptionsvolumen 10 in der von dem Gehäuse 7 und den Fenstern 13, 18 definierten Absorptionskammer möglichst klein und der Abschnitt 19 der Absorptionsstrecke in der Detektionskammer 12 möglichst kurz gestaltet.
Die Verringerung des Absorptionsvolumens 10 gelingt zum einen durch eine Verkürzung der Absorptionsstrecke 5 in der Absorptionskammer. In den dargestellten Ausführungsformen der Figuren 3 und 4 ist die Länge der Absorptionsstrecke 5 entlang der Strahlachse der Anregungsstrahlung 4 gemessen. Die Länge des Abschnitts der Absorptionsstrecke 5 in der Absorptionskammer ist gleich dem senkrechten Abstand zwischen den beiden Fenstern 13, 18, welche das Absorptionsvolumen 10 entlang der Strahlachse begrenzen. Die Länge der Absorptionsstrecke 10 in der Absorptions kammer beträgt in beiden Ausführungsformen nur 1 ,5 mm.
Die verringerte Länge der Absorptionsstrecke 10 in der Absorptionskammer ermöglicht eine Ver ringerung der anderen Dimensionen des Absorptionsvolumens 10, d.h. des Querschnitts des Ab sorptionsvolumens senkrecht zur Absorptionstrecke 5. Hält man die Absorptionsstrecke 5 kurz, so gelangt prinzipiell vergleichsweise viel Intensität der elektromagnetischen Strahlung 4 durch das Absorptionsvolumen 10 in die Detektionskammer 12. Daher kann dann auch der Querschnitt des Absorptionsvolumens 10 und damit der Strahlquerschnitt der elektromagnetischen Anregungs strahlung verringert werden. In der dargestellten Ausführungsform hat das Absorptionsvolumen 10 einen kreisförmigen Querschnitt, wobei die Querschnittsfläche senkrecht zu der Absorptionsstre cke 5 einen Durchmesser von nur 1 mm aufweist.
Das Zielgasvolumen der Sensoren 1 aus den Figuren 3 und 4 besteht neben dem Absorptionsvo lumen 10 auch noch aus dem Volumen der Diffusionsöffnung 14 sowie dem Volumen eines Sam melelements 10. In den Figuren 3 und 4 wird das Zielgasvolumen der Sensoren von der Hautober fläche 2 oder einer an deren Stelle aufgelegten ebenen Platte begrenzt.
In den gezeigten Ausführungsformen beträgt das Absorptionsvolumen 10 nur 0,5 Mikroliter. Das Zielgasvolumen ist nur geringfügig größer.
Das Absorptionsvolumen 10 ist durch das Fenster 18 gegenüber der Quelle 3 für die elektromag netische Anregungsstrahlung 4 abgeschlossen. Die Quelle 3 ist somit außerhalb des Absorptions volumens 10 positioniert. Die elektromagnetische Anregungsstrahlung 4 wird durch das Fenster 18 in das Absorptionsvolumen 10 eingestrahlt. Die Quelle 3 ist in der Ausführungsform der Figur 3 in einer gegenüber der Umgebung, aber auch gegenüber den Absorptionsvolumen 10 abgeschlos senen Quellenkammer 20 angeordnet. Die Quellenkammer 20 ist evakuiert, so dass die Anre gungsstrahlung 4 vor dem Durchtritt durch das Fenster 18 in das Absorptionsvolumen 10 keine das Messergebnis verfälschende Absorption erfährt.
In der Ausführungsform der Figur 4 hingegen sitzt die Austrittsfläche 21 der Leuchtdiode als Quelle 3 unmittelbar auf dem Fenster 18, so dass sich zwischen der Austrittsfacette 21 und dem Fenster 18 kein Gas befindet. Auch die Detektionskammer 12 mit dem Absorptionsgas bildet einen weiteren Abschnitt 19 der Absorptionsstrecke für die Anregungsstrahlung 4. Die Länge dieses zweiten Abschnitts 19 der Ab sorptionsstrecke senkrecht zur ebenen Fläche des Fensters 13 ist gleich der mittleren Absorpti onslänge der stärksten Absorptionslinien des Absorptionsgases. In den Ausführungsformen der Figuren 3 und 4 sind das Absorptionsgas und das Zielgas CO2. Daher beträgt die Länge des Ab schnitts 19 der Absorptionsstrecke in der Detektionskammer 12 nur 0,2 mm.
Die Diffusionsöffnung 14 stellt den einzigen Zugang für Gas in das Absorptionsvolumen 10 bereit. Eine Minimierung des Zielgasvolumens mit dem Absorptionsvolumen 10 und dem Volumen der Diffusionsöffnung 14 führt dazu, dass sich ein Gleichgewicht der Partialdrücke des Zielgases im Körper des Lebewesens und im Absorptionsvolumen 10 schneller einstellt und dadurch die Zeit nach der eine Änderung der arteriellen Zielgaskonzentration in dem Lebewesen zuverlässig erfasst werden kann, reduziert ist.
Andererseits gilt es für ein effektives Sammeln des Zielgases einen möglichst großen Flächenab schnitt der Hautoberfläche 2 in die Sammlung des Zielgases einzubeziehen, so dass möglichst viel Zielgas in das Absorptionsvolumen 10 einströmt.
Daher weist der Sensor 1 in den Ausführungsformen der Figuren 3 und 4 ein Sammelelement 22 auf, das effektiv die das Zielgas sammelnde Fläche des Sensors vergrößert, ohne im gleichen Maße das Zielgasvolumen des Sensors zu vergrößern. Das Sammelelement 22 steht in Fluidver bindung mit der Diffusionsöffnung 14.
In den dargestellten Ausführungsformen ist das Sammelelement 22 eine dünne poröse und daher gasdurchlässige Platte aus Kunststoff. In der Zeichnung der Figur 4 ist die Sammelwirkung des Sammelelements 22 schematisch angedeutet. Das Sammelelement 22 ist zur Hautoberfläche 2 hin mit einer für das Zielgas durchlässigen Membran 23 abgedeckt.
Für Zwecke der ursprünglichen Offenbarung wird darauf hingewiesen, dass sämtliche Merkmale, wie sie sich aus der vorliegenden Beschreibung, den Zeichnungen und den Ansprüchen für einen Fachmann erschließen, auch wenn sie konkret nur im Zusammenhang mit bestimmten weiteren Merkmalen beschrieben wurden, sowohl einzeln als auch in beliebigen Zusammenstellungen mit anderen der hier offenbarten Merkmale oder Merkmalsgruppen kombinierbar sind, soweit dies nicht ausdrücklich ausgeschlossen wurde oder technische Gegebenheiten derartige Kombinatio nen unmöglich oder sinnlos machen. Auf die umfassende, explizite Darstellung sämtlicher denk barer Merkmalskombinationen wird hier nur der Kürze und der Lesbarkeit der Beschreibung wegen verzichtet. Während die Erfindung im Detail in den Zeichnungen und der vorangehenden Beschreibung dargestellt und beschrieben wurde, erfolgt diese Darstellung und Beschreibung lediglich beispielhaft und ist nicht als Beschränkung des Schutzbereichs gedacht, so wie er durch die Ansprüche definiert wird. Die Erfindung ist nicht auf die offenbarten Ausführungsformen beschränkt.
Abwandlungen der offenbarten Ausführungsformen sind für den Fachmann aus den Zeichnungen, der Beschreibung und den beigefügten Ansprüchen offensichtlich. In den Ansprüchen schließt das Wort „aufweisen“ nicht andere Elemente oder Schritte aus, und der unbestimmte Artikel „eine“ oder „ein“ schließt eine Mehrzahl nicht aus. Die bloße Tatsache, dass bestimmte Merkmale in unter- schiedlichen Ansprüchen beansprucht sind, schließt ihre Kombination nicht aus. Bezugszeichen in den Ansprüchen sind nicht als Beschränkung des Schutzbereichs gedacht.
Bezugszeichenliste
1 photoakustischer Sensor
2 Hautoberfläche
3 Quelle
4 Anregungsstrahlung
5 Absorptionsstrecke
6 Mikrofon
7 Gehäuse
8 Absorber
9 Haut
10 Absorptionsvolumen 11 Detektionsvolumen 12 Detektionskammer
13, 18 Fenster
14 Diffusionsöffnung
15 selbstklebender Film
16 Auswerteeinrichtung 17 Heizeinrichtung
19 Abschnitt der Absorptionstrecke in der Detektionskammer
20 Quellenkammer 21 Austrittsfläche der Quelle 3 22 Sammelelement 23 Membran

Claims

P a t e n t a n s p r ü c h e
1. Verfahren zum Bestimmen einer Konzentration eines Zielgases in Blut eines menschlichen oder tierischen Lebewesens mit den Schritten
Erzeugen von elektromagnetischer Anregungsstrahlung (4) mit einer Trägerfre quenz, wobei die Trägerfrequenz derart gewählt wird, dass das Zielgas und ein Ab sorptionsgas die Anregungsstrahlung (4) absorbiert,
Modulieren einer Amplitude oder der Trägerfrequenz der Anregungsstrahlung (4) mit einer Modulationsfrequenz,
Beleuchten einer Absorptionsstrecke (5) superfizial von einer Haut (2) des Lebewe sens mit der Anregungsstrahlung (4),
Erzeugen einer Schallwelle durch eine Absorption der Anregungsstrahlung (4) in dem Absorptionsgas und
Erfassen zumindest einer Amplitude oder einer Phase der Schallwelle als Maß für eine Konzentration des Zielgases auf der Absorptionsstrecke (5).
2. Verfahren nach dem vorhergehenden Anspruch, wobei die Absorptionsstrecke (5) einen Abstand von der Haut (2) des Lebewesens von 5 cm oder weniger, bevorzugt von 2 cm oder weniger, weiter bevorzugt von 1 cm oder weniger und besonders bevorzugt von 0,8 mm oder weniger aufweist.
3. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei das Absorptionsgas in einer abgeschlossenen Detektionskammer (12) eingeschlossen ist, wobei die Absorptionsstre cke (5) außerhalb der Detektionskammer (12) und in einer Strahlrichtung der Anregungs strahlung (4) vor der Detektionskammer (12) ein Absorptionsvolumen (10) durchläuft, wo bei das Zielgas durch die Haut (2) des Lebewesens in das Absorptionsvolumen (10) diffun diert.
4. Photoakustischer Sensor (1) zum Bestimmen eines Gehalts eines Zielgases in Blut eines menschlichen oder tierischen Lebewesens, wobei der photoakustische Sensor (1 ) aufweist eine Quelle (3), die derart ausgestaltet ist, dass die Quelle (3) in einem Betrieb des photoakustischen Sensors (1) elektromagnetische Anregungsstrahlung (4) mit ei ner Trägerfrequenz erzeugt, wobei die Anregungsstrahlung (4) mit einer Modulati onsfrequenz amplitudenmoduliert oder frequenzmoduliert ist, ein Absorptionsvolumen (10), das derart ausgestaltet ist, dass sich in dem Betrieb des photoakustischen Sensors (1) das durch eine Haut (2) des Lebewesens diffun dierte Zielgas in dem Absorptionsvolumen (10) verteilt, wobei die Quelle (3) und das Absorptionsvolumen (10) derart angeordnet und ausgestaltet sind, dass in dem Betrieb des photoakustischen Sensors (1) die elektromagnetische Anregungsstrahlung (4) der Quelle (3) eine Absorptionsstrecke (5) innerhalb des Absorptionsvolumens (10) beleuchtet, und einen Schalldetektor (6), wobei der Schalldetektor derart eingerichtet und angeordnet ist, dass in dem Betrieb des photoakustischen Sensors (1) der Schalldetektor (6) eine von der Anregungsstrahlung (4) in einem Absorptionsgas, das eine Absorption bei der Trägerfrequenz aufweist, angeregte Schallwelle erfasst, wobei zumindest eine Amplitude oder Phase der Schallwelle ein Maß für eine Konzentration des Zielgases in dem Absorptionsvolumen (10) ist.
5. Photoakustischer Sensor (1) nach Anspruch 4, wobei der photoakustische Sensor (1) eine Detektionskammer (12) aufweist, wobei die Detektionskammer (12) ein abgeschlossenes, von dem Absorptionsvolumen (10) getrenntes Detektionsvolumen (11) aufweist, wobei die Detektionskammer (12) das Absorptionsgas enthält und wobei das Absorptionsgas bei der gleichen Trägerfrequenz eine Absorption aufweist wie das Zielgas.
6. Photoakustischer Sensor (1) nach dem vorhergehenden Anspruch, wobei die Länge der Absorptionsstrecke (5) in dem Absorptionsvolumen (10) 10 mm oder weniger, bevorzugt 2 mm oder weniger, weiter bevorzugt 1 ,5 mm oder weniger und besonders bevorzugt 1 mm oder weniger beträgt.
7. Photoakustischer Sensor (1) nach Anspruch 5 oder 6, wobei das 1 Milliliter oder weniger, bevorzugt 100 Mikroliter oder weniger, weiter bevorzugt 1 Mikroliter oder weniger, weiter bevorzugt 0,5 Mikroliter oder weniger und besonders bevorzugt 0,3 Mikroliter oder weniger.
8. Photoakustischer Sensor (1) nach einem der Ansprüche 5 bis 7, wobei eine Länge des Abschnitts (19) der Absorptionsstrecke in der Detektionskammer (12) in etwa gleich der mittleren Absorptionslänge bei der stärksten Absorptionslinie des Absorptionsgases ist.
9. Photoakustischer Sensor (1 ) nach einem der Ansprüche 4 bis 8, wobei das Absorptionsvolumen (10) zumindest abschnittsweise von einem Gehäuse abgeschlossen ist, wobei das Gehäuse (7) eine Diffusionsöffnung (14) aufweist, durch die in dem Betrieb des photoakustischen Sensors (1) das Zielgas in das Absorptionsvolumen (10) einströmt.
10. Photoakustischer Sensor (1) nach dem vorhergehenden Anspruch, wobei die Diffusionsöffnung (14) eine zylindrische Innenwandfläche mit einem Durchmesser von weniger als 50 % der Länge der Absorptionsstrecke (5) in dem Absorptionsvolumen (10), bevorzugt mit einem Durchmesser von 30 % der Länge der Absorptionsstrecke (5) in dem Absorptionsvolumen (10) oder weniger und besonders bevorzugt mit einem Durchmesser von 10 % der Länge der Absorptionsstrecke (5) in dem Absorptionsvolumen (10) oder weniger aufweist.
11. Photoakustischer Sensor (1) nach Anspruch 9 oder 10, wobei der photoakustische Sensor (1) ein Sammelelement (22) aufweist, wobei das Sammelelement (22) in Fluidverbindung mit der Diffusionsöffnung (24), so dass das Zielgas aus der Haut durch das Sammelelement (22) in die Diffusionsöffnung (24) diffundieren kann, und wobei das Sammelelement (22) eine von dem Zielgas durchströmbare Querschnittsfläche aufweist, die größer ist als eine Querschnittsfläche der Diffusionsöffnung (14).
12. Photoakustischer Sensor (1) nach einem der Ansprüche 4 bis 11 , wobei das Gehäuse (7) eine Kontakteinrichtung aufweist, wobei die Kontakteinrichtung derart ausgestaltet und angeordnet ist, dass das Gehäuse (7) mit der Kontakteinrichtung auf die Haut (2) des Lebewesens aufsetzbar ist, so dass die Diffusionsöffnung (14) in Richtung der Haut (2) zeigt, wobei vorzugsweise die Kontakteinrichtung einen geschlossen umlaufenden Ring um die Diffusionsöffnung (14) bildet und wobei vorzugsweise die Kontakteinrichtung ein Dichtelement umfasst, wobei das Dichtelement derart ausgestaltet ist, dass mit dem Dichtelement eine im Wesentlichen gasdichte Abdichtung zwischen dem Gehäuse (7) und der Haut (2) des Lebewesens breitstellbar ist.
13. Photoakustischer Sensor (1) einem der Ansprüche 4 bis 12, wobei der photoakustische Sensor (1 ) eine Heizeinrichtung (17) aufweist, wobei die Heizeinrichtung derart angeordnet und ausgestaltet ist, dass die Heizeinrichtung (17) in dem Betrieb des photoakustischen Sensors (1) zumindest das Absorptionsvolumen (10) oder die Haut (2) des Lebewesens in einer Umgebung der Diffusionsöffnung (14) erwärmt.
14. Photoakustischer Sensor (1 ) nach einem der Ansprüche 4 bis 13, wobei die Quelle (3) eine thermische Quelle oder eine Leuchtdiode ist.
15. System mit einem photoakustischen Sensor (1) nach einem der Ansprüche 4 bis 14, wobei das System während seiner Benutzung an einem Körper des menschlichen oder tierischen Lebewesens tragbar ist.
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