DE69837425T2 - Verfahren und Vorrichtung zur nichtinvasiven photoakustischen Messung von Blutglukose - Google Patents

Verfahren und Vorrichtung zur nichtinvasiven photoakustischen Messung von Blutglukose Download PDF

Info

Publication number
DE69837425T2
DE69837425T2 DE69837425T DE69837425T DE69837425T2 DE 69837425 T2 DE69837425 T2 DE 69837425T2 DE 69837425 T DE69837425 T DE 69837425T DE 69837425 T DE69837425 T DE 69837425T DE 69837425 T2 DE69837425 T2 DE 69837425T2
Authority
DE
Germany
Prior art keywords
medium
acoustic
response
acoustic energy
acoustic signal
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired - Fee Related
Application number
DE69837425T
Other languages
English (en)
Other versions
DE69837425D1 (de
Inventor
Chou Rancho Palos Verdes Mau-Song
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Northrop Grumman Corp
Original Assignee
Northrop Grumman Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Family has litigation
First worldwide family litigation filed litigation Critical https://patents.darts-ip.com/?family=25525965&utm_source=google_patent&utm_medium=platform_link&utm_campaign=public_patent_search&patent=DE69837425(T2) "Global patent litigation dataset” by Darts-ip is licensed under a Creative Commons Attribution 4.0 International License.
Application filed by Northrop Grumman Corp filed Critical Northrop Grumman Corp
Publication of DE69837425D1 publication Critical patent/DE69837425D1/de
Application granted granted Critical
Publication of DE69837425T2 publication Critical patent/DE69837425T2/de
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Fee Related legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • 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
    • G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
    • 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
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • 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
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • 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
    • A61B5/14532—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 glucose, e.g. by tissue impedance measurement
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • 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
    • A61B5/1455—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 using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters

Description

  • HINTERGRUND DER ERFINDUNG
  • Die vorliegende Erfindung betrifft allgemein Messvorrichtungen und insbesondere für eine nicht-invasive Messung von Blutzucker mittels Fotoakustik.
  • Geschätzte 16 Millionen Amerikaner (ungefähr 7 % der Gesamtbevölkerung in den Vereinigten Staaten) leiden an Diabetes, einer Krankheit, die dem Herzen, den Nieren, den Augen und Nerven ernsthaften Schaden zufügen kann. Diabetiker müssen ihren Blutzuckerspiegel überwachen, häufig bis zu 6-mal am Tag, um einen richtigen Insulinpegel in ihrem Blut aufrecht zu erhalten. Intensives Testen und Behandlung von Diabetes kann die Komplikationen, einschließlich Blindheit, Nierenversagen und Herzanfall, um bis zu 70 % verringern.
  • Eine gut bekannte invasive Prozedur zum Überwachen von Blutzuckerpegeln bzw. -spiegeln umfasst das Anstechen des Fingers eines Patienten, um eine Blutprobe zu erhalten, und Analysieren davon auf den Glukosegehalt mittels der Verwendung eines Enzym-basierten Verfahrens. Dieses invasive Verfahren, das schmerzhaft ist und das Risiko einer Infektion trägt, verhindert häufig, dass der Patient das benötigte häufige Testen und die Behandlung durchführt. Zusätzlich sind die Kosten für diese Technik hoch, weil das Überwachen durch Fingerstechen eine Enzym-basierte Technik ist.
  • Techniken, die auf dem nicht-invasiven Überwachen von Glukose beruhen, verwenden allgemein die Infrarot- oder Nahinfrarot-Technologie, um optische Signaturen nicht-invasiv zu erhalten, welche den Glukosespiegel angeben. Einige dieser Infrarottechniken beruhen auf Verfahren zur direkten fotoakustischen Erzeugung zum nicht-invasiven Überwachen. Bei den Verfahren der direkten fotoakustischen Erzeugung wird die akustische Welle in einer Probe erzeugt, in welcher der Anregungsstrahl absorbiert wird. Beispielsweise offenbart US 5,348,002 an Caro eine Vorrichtung zum Messen des Blutzuckers, welche eine Lichtquelle zum Anlegen einer elektromagnetischen Strahlung an ein zu analysierendes Gewebe umfasst, als auch einen Wandler zum Erfassen akustischer Energie. Der Wandler ist an einer Seite des Fingers angebracht, und die einlaufende elektromagnetische Welle trifft auf die andere Seite des Fingers, und zwar gegenüberliegend dem Wandler. Diese Technik ist allgemein unzuverlässig, weil ein Gewebe, wie beispielsweise ein Körperteil, optisch dick ist. Die auftreffende elektromagnetische Energie wird durch das Gewebe fast vollständig absorbiert. Folglich wird die gemessene akustische Welle auf die gesamte einfallende elektromagnetische Energie antworten, und nicht nur auf dem Teil, der durch den Blutzucker absorbiert wird.
  • Die in Caro offenbarte Technik kompensiert auch keine nachteiligen Effekte, die durch die Absorption der Strahlung durch Wasser erzeugt werden, anstatt durch das auszumessende Medium, wie beispielsweise Glukose. Der Effekt einer starken Wasserabsorption ist zweifach. Erstens kann, weil Gewebe einen hohen Prozentsatz an Wasser aufweist, eine Wasserabsorption einen Lichtstrahl daran hindern, bis zu einer ausreichenden Tiefe durch das Gewebe zu dringen. Zweitens kann die Wasserabsorption ein akustisches Signal ergeben, das im Vergleich zu dem von Glukose überwältigend groß ist. Insbesondere, wenn elektromagnetische Energie auf Wasser unter bestimmten Wellenlängen auftrifft, absorbiert das Wasser die elektromagnetische Energie optisch, erzeugt einen Temperaturanstieg und zugehörige Druckschwankungen im Gewebe. Die Druckschwankungen, die durch das Wasser erzeugt werden, werden zum Wandler als eine Serie von Pulsen oder Wellen übertragen, wodurch sie überwiegend mit der Messung der Glukose interferieren.
  • Ein weiteres fotoakustisches Verfahren zum direkten, nicht-invasiven Überwachen der Glukose, welches ebenfalls die negativen Effekte nicht anspricht, die durch die Absorption von Strahlung durch Wasser erzeugt werden, ist in EP 0 282 234 beschrieben, welche eine Technik zum Messen von Blutzucker offenbart, die einen Wandler zum Überwachen akustischer Energie verwendet. In EP 0 282 234 wird ein Halbleiterlaser, der im Wellenlängenbereich von ca. 1300 bis 1580 nm arbeitet, dazu verwendet, Glukose in einem Blutstrom anzuregen, um akustische Energie zu erzeugen. Bei diesem Wellenlängenbereich kann eine Wasserabsorption die Glukosemessungen negativ beeinträchtigen. Wie bei anderen direkten fotoakustischen Techniken muss das Medium für genaue Messungen optisch dünn sein. Unglücklicherweise ist der Großteil des Gewebes in jedem Körperteil optisch dick.
  • Andere bekannte, nicht-invasive Vorrichtungen zum Überwachen von Blutzucker leiden ebenfalls unter Nachteilen. Eine solche Vorrichtung, als der "Dream Beam" bezeichnet, der von Futrex Medical Instrumentation, Inc. aus Gaithersburg, Maryland entwickelt worden ist und in US 5,028,787 , US 5,077,376 und US 5,576,544 offenbart worden ist, umfasst einen batteriebetriebenen Kasten von ungefähr der Größe einer Fernsehfernbedienung, der dazu entworfen ist, nicht-invasive Glukosemessungen mit Hilfe von Infrarotstrahlung bereit zu stellen. Infrarotlicht mit einer Wellen länge zwischen ca. 600 und 1000 nm wird durch einen Finger durchlaufen gelassen. Dieser Ansatz hat ebenfalls keine genauen Messungen erzeugt.
  • Eine weitere nicht-invasive Vorrichtung, die als der "Diasensor 1000" bezeichnet wird, die von Biocontrol Technology, Inc. aus Pittsburgh, Pennsylvania entwickelt worden ist und in US 5,070,874 offenbart ist, hat ebenfalls keine genauen Ergebnisse erzeugt. Bei dieser Vorrichtung ist ein Spektrophotometer-Tischgerät dazu ausgelegt, ein Glukosemuster einer Person durch die Verwendung eines Lichtstrahls zu erkennen, der durch die Haut des Unterarms in das Blut läuft und dann zu einem Sensor zurück reflektiert wird. Ein Mikroprozessor ist dazu vorgesehen, die Daten zu interpretieren und den Blutzuckerspiegel zu berechnen. Diese Reflexionstechnik leidet an verschiedenen Nachteilen, einschließlich eines kleinen Rücksignals, Streuung aus dem Gewebe (welches das Signal verringert und eine Fluktuation erhöht) und von Interferenzen durch starkes Hintergrundlicht.
  • Bis heute sind keine nicht-invasiven Glukoseüberwachungsgeräte, einschließlich der oben besprochenen Vorrichtungen, durch die "Federal Drug Administration" genehmigt worden.
  • Dies ist hauptsächlich deshalb der Fall, weil aktuelle Verfahren, die größtenteils auf einer optischen Übertragung oder Reflexion beruhen, allgemein keine ausreichende Genauigkeit aufweisen. Insbesondere die Absorption durch Glukosemoleküle ist im Vergleich zu anderen Blutbestandteilen extrem schwach. Folglich ist das Rücksignal, das durch andere Blutbestandteile erzeugt wird, im Vergleich zu dem von Glukose überwiegend, was zu ungenauen Messungen führt. Zusätzlich sind diese optischen Techniken durch Rauschen ernsthaft begrenzt, das durch Lichtstreuung durch das Gewebe und Zellwände induziert wird. Ein ausgefeilter chemometrischer Datenverarbeitungsalgorithmus wird häufig benötigt, um solches Rauschen zu unterdrücken.
  • Was daher benötigt wird, sind eine Vorrichtung und ein Verfahren zum Überwachen von Blutzucker, welche schmerzlos, nicht-invasiv, genau und preisgünstig sind.
  • Eine solche Vorrichtung und Verfahren sind aus WO 91/18548 bekannt. Jedoch fokussieren sich die Vorrichtung und das Verfahren, die in diesem Dokument beschrieben sind, auf die Verwendung von Infrarotlicht auf eine allgemeine Art.
  • Es ist daher eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, eine Vorrichtung und ein Verfahren zum Überwachen des Blutzuckers auf eine schmerzfreie, nicht-invasive, genaue und preisgünstige Art mit hoher Genauigkeit bereitzustellen.
  • ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
  • Diese Aufgabe wird gelöst mittels einer Vorrichtung mit den Merkmalen nach Anspruch 1 und durch ein Verfahren nach Anspruch 4.
  • Die vorliegende Erfindung stellt eine Vorrichtung zum Bestimmen einer Konzentration einer Komponente in einem ersten Medium bereit, einschließlich einer Quelle zum Bestrahlen eines Teils des ersten Mediums durch Hitzediffusion, um akustische Energie zu erzeugen, die sich in einem zweiten Medium über eine Oberfläche des ersten Mediums als Antwort auf die Bestrahlung ausbreitet, eines Detektors zum Erfassen der akustischen Energie und Bereitstellen eines akustischen Signals als Antwort auf die akustische Energie und eines Prozessors zum Bestimmen der Konzentration der Komponente als Antwort auf das akustische Signal und Eigenschaften der Komponente.
  • Unter noch einem weiteren Gesichtspunkt stellt die vorliegende Erfindung eine Vorrichtung zum Ausmessen einer Konzentration einer zu analysierenden Substanz in einem ersten Medium bereit, einschließlich einer Quelle zum Bereitstellen elektromagnetischer Energie bei Wellenlängen, die den Absorptionseigenschaften der zu analysierenden Substanz entsprechen, um einen Teil des ersten Mediums durch Hitzediffusion anzuregen, um akustische Energie zu erzeugen, die sich in einem zweiten Medium als Antwort auf die Anregung ausbreitet, eines Detektors zum Erfassen der akustischen Energie und Bereitstellen eines akustischen Signals als Antwort auf die akustische Energie und eines Prozessors zum Bestimmen der Konzentration als Antwort auf das akustische Signal und das Absorptionsspektrum der zu analysierenden Substanz.
  • Unter einem weiteren Gesichtspunkt stellt die vorliegende Erfindung ein Verfahren zum Messen einer Konzentration einer zu analysierenden Substanz in einem ersten Medium bereit, einschließlich der Schritte des Bereitstellens elektromagnetischer Energie bei Wellenlängen, die den Absorptionseigenschaften der zu analysierenden Substanz entsprechen, um einen Teil des ersten Mediums durch Hitzediffusion anzuregen, um akustische Energie zu erzeugen, die sich in einem zweiten Medium als Antwort auf die Anregung ausbreitet, Erfassen der akustischen Energie und Bereit stellen eines akustischen Signals als Antwort auf die akustische Energie und Bestimmen der Konzentration als Antwort auf das akustische Signal und das Absorptionsspektrum der zu analysierenden Substanz.
  • Unter einem weiteren Gesichtspunkt stellt die vorliegende Erfindung eine Vorrichtung zum Bestimmen einer Konzentration von Glukose in einem Körperteil bereit, einschließlich einer Quelle zum Bestrahlen eines Bereichs des Körperteils durch Hitzediffusion, um akustische Energie zu erzeugen, die sich in der Luft über einer Oberfläche des Körperteils an Antwort auf die Bestrahlung ausbreitet, eines Detektors zum Erfassen der akustischen Energie und Bereitstellen eines akustischen Signals in Antwort auf die akustische Energie und eines Prozessors zum Bestimmen der Konzentration von Glukose in Antwort auf das akustische Signal und Eigenschaften von Glukose.
  • Unter einem weiteren Gesichtspunkt stellt die vorliegende Erfindung ein Verfahren zum Bestimmen einer Konzentration von Glukose in einem Körperteil bereit, einschließlich der Schritte des Bestrahlens eines Bereichs des Körperteils durch Hitzediffusion, um akustische Energie zu erzeugen, die sich in Luft über einer Oberfläche des Körperteils in Antwort auf die Bestrahlung ausbreitet, Erfassen der akustischen Energie und Bereitstellen eines akustischen Signals in Antwort auf die akustische Energie und Bestimmen der Konzentration von Glukose als Antwort auf das akustische Signal und Eigenschaften von Glukose.
  • Die obigen und zusätzliche Merkmale und Vorteile dieser Erfindung werden aus der genauen Beschreibung und den beigefügten Zeichnungsfiguren unten klar. In den Figuren und der schriftlichen Beschreibung geben Bezugsziffern die verschiedenen Merkmale der Erfindung an, gleiche Bezugsziffern beziehen sich auf gleiche Merkmale, durchgängig sowohl in den Figuren als auch der schriftlichen Beschreibung.
  • KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
  • 1 ist ein Diagramm einer nicht-invasiven fotoakustischen Messvorrichtung gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung;
  • 2 ist ein genaues Diagramm der in 1 dargestellten Sonde;
  • 3 ist ein Graph, der das Absorptionsspektrum von Glukose zeigt, das aus einer 0,75-M Glukose/Wasser-Lösung abgeleitet wurde;
  • 4 ist ein Graph, der das Absorptionsspektrum von Wasser zeigt;
  • 5 ist ein Graph, der abgeschätzte prozentuale Veränderungen in der Absorption einer 100 mg/dl Glukose/Wasser-Lösung über Wasser zeigt;
  • 6 ist ein Diagramm, das eine Laboranordnung für nicht-invasive fotoakustische Messungen von Glukose in einer Glukose/Wasser-Lösung zeigt;
  • 7 ist ein Graph, der fotoakustische Spektren einer gesättigten Glukose/Wasser-Lösung und von Wasser zeigt, die durch die in 6 dargestellte Messvorrichtung erzeugt worden sind; und
  • 8 ist ein Graph, der den prozentualen Anstieg der normalisierten akustischen Intensität von Glukose über Wasser gegen eine Glukosekonzentration für verschiedene Laserwellenlängen zeigt.
  • GENAUE BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORMEN
  • Bezugnehmend auf 1 ist ein nicht-invasives fotoakustisches System 10 zum Messen einer Konzentration einer Probe dargestellt. Das nicht-invasive fotoakustische System 10 nach der vorliegenden Erfindung wird vorzugsweise verwendet, um Blutzuckerspiegel zu messen und eine indirekte, reagenzienlose, differenzielle, fotoakustische Technik bereit zu stellen, die auf eine Absorption in einer dünnen Oberflächenschicht reagiert. Insbesondere ist in der vorliegenden Erfindung nur die Absorption in einer relativ dünnen Schicht der auszumessenden Probe, gekennzeichnet durch eine Hitzediffusionslänge, verantwortlich für die Erzeugung einer akustischen Emission. Das direkte fotoakustische System 10 der vorliegenden Erfindung kann daher dazu verwendet werden, die Absorption einer Probe sogar unter optisch dicken Bedingungen zu sondieren.
  • Die vorliegende Erfindung ist nicht auf die Messung von Blutzuckerspiegeln beschränkt, sondern kann auch dazu verwendet werden, die Konzentration anderer Substanzen oder zu analysierender Substanzen, insbesondere solcher in menschlichem Körpergewebe, zu messen. Beispielsweise kann die vorliegende Erfindung dazu verwendet werden, Adenosintriphosphat, Blutalkohol, Blutgas, Hämoglobin, Cholesterin und verschiedene Ionen in Blutströmen und Missbrauch von Drogen zu überwachen.
  • Wie in den 1 und 2 dargestellt, umfasst das fotoakustische System 10 eine Anregungsquelle 12, einen Controller/Modulator 14, eine Sonde 16, einen Lock-In-Verstärker 18 und einen Prozessor 20 zum Messen der Konzentration einer Probe, wie beispielsweise Glukose. Die Anregungsquelle stellt elektromagnetische Energie bereit, die dazu verwendet wird, das Gewebe, wie beispielsweise Haut, zu bestrahlen. Die Ausgabe der Strahlung der Anregungsquelle 12 bei der gewünschten Wellenlänge wird durch eine Übertragungsvorrichtung 22, wie beispielsweise ein faseroptisches Bündel, eingekoppelt, welches die elektromagnetische Energie auf die Körperoberfläche 24 strahlt. Die vorliegende Erfindung ist nicht auf eine Verwendung der Übertragungsvorrichtung 22 beschränkt. Stattdessen kann die Ausgabe der Strahlung der Anregungsquelle 12 direkt auf die Körperoberfläche 24 oder indirekt durch die Übertragungsvorrichtung 22 übertragen werden. Für Darstellungszwecke wird jedoch eine Übertragungsvorrichtung 22 in Form eines faseroptischen Bündels verwendet. Bei Bestrahlung wird akustische Energie durch die Absorption der elektromagnetischen Energie in einer relativ dünnen Schicht der auszumessenden Probe erzeugt, gekennzeichnet durch eine Hitzediffusionslänge, wie weiter unten genauer beschrieben.
  • Wie genauer in 2 dargestellt, wird die akustische Energie durch die Sonde 16 erfasst, welche eine Messzelle 26, eine Referenzzelle 28, ein Fenster 30 und ein Differenzmikrofon 32 umfasst. Eine akustische Welle wird in der Messzelle 26 durch Hitze- bzw. Wärmeübertrag von der dünnen Schicht des bestrahlten Gewebes 24 erzeugt. Insbesondere ist die Ausgabe der Strahlung durch die Übertragungsvorrichtung 22, wie beispielsweise ein faseroptisches Bündel, gekoppelt, welche eine Probe, wie beispielsweise Gewebe, bestrahlt. Absorption des Lichtstrahls führt zu einer periodischen Aufheizung des Gewebes an oder in der Nähe der Gewebeoberfläche 24. Die Strahlung wird durch das Fenster 30 der Messzelle 26 auf die Gewebeoberfläche fokussiert. Die Messzelle 26 ist an einem Ende mit dem Fenster 30 luftdicht versiegelt, das über der Messzellenöffnung angebracht ist. Das Fenster 30 wird vorzugsweise aus einem geeigneten Material hergestellt, das aufgrund der Lichtübertragung von der Anregungsquelle 12 ausgewählt wird. Da der Laserstrahl mit bestimmten Frequenzen moduliert ist, ist die Temperatur des Gewebes ebenfalls mit der gleichen Frequenz in dem Bereich moduliert, auf den der Laserstrahl einfällt. Die Luft 38 in Kontakt mit der Gewebeoberfläche 24 in der Messzelle 26 wird wiederum periodisch mit der gleichen modulierten Frequenz aufgeheizt. Aufgrund dieser periodischen Temperaturschwankung der Luft in der Messzelle 26 dehnt sich die Luft periodisch aus, und kontrahiert entsprechend, wodurch eine periodische akustische Welle mit der gleichen modulierten Frequenz in der Messzelle 26 erzeugt wird. Diese akustische Welle wird durch das Differenzmikrofon 32 erfasst, dessen eines Ende 40 in der Messzelle 26 positioniert ist, und dessen anderes Ende 42 sich in der Referenzzelle 28 befindet. Absorption des Lichts in der Luft 38 selbst ist minimal, und daher tritt im Wesentlichen die gesamte Aufheizung aufgrund der Absorption des Lichts in der dünnen Schicht des bestrahlten Gewebes 24 auf.
  • Die Mess- und Referenzzellen 26 und 28 sind vorzugsweise Luftzellen, die zueinander eng beabstandet sind, typischerweise so, dass ihre äußeren Ränder innerhalb von 1 mm bis 1 cm voneinander angeordnet sind, und zwar weit genug entfernt, dass eine Strahlung nicht von einer Zelle zur anderen streut. Die Enden 40 und 42 der Mess- und Referenzzellen 26 bzw. 28 werden durch die Oberfläche 24 eines Körperteils gebildet. Die Ränder der Zellen 26 und 28 werden vorzugsweise auf die Körperoberfläche 24 gedrückt, um im Wesentlichen abgedichtete Räume innerhalb jeder entsprechenden Zelle 26 und 28 zu bilden. Die Differenzzellen 26 und 28 verhindern ein Überlasten des Lock-In-Verstärkers 18 aufgrund von Körperrauschen, typischerweise erzeugt durch Muskelkrämpfe und/oder einen pulsierenden Blutfluss durch subkutane Gefäße. Jede Zelle 26 und 28 hat ihren entsprechenden akustischen Ausgang 40 bzw. 42 mit einem Geräuschanschluss des Differenzmikrofons 32 verbunden, welches den Unterschied in der akustischen Antwort von den zwei eng beabstandeten Zellen 26 und 28 misst, während sie gegen die Körperoberfläche 24 gedrückt werden. Ein fotoakustisches Signal wird in der Messzelle 26 durch Bestrahlen der Körperoberfläche 24 erzeugt. Beim Betrieb befindet sich die Messzelle 26 daher, bei Bestrahlung der Körperoberfläche 24, oberhalb einer laserbestrahlten Körperoberfläche 46, und die Referenzzelle 28 befindet sich über einer nicht durch den Laser bestrahlten Körperoberfläche 48. Körperrauschen, welches zu Zeiten in beiden Zellen 26 und 28 erzeugt wird, wird durch das Differenzmikrofon 32 unterdrückt. Insbesondere werden die Rauschsignale sowohl von der Mess- als auch der Referenzzelle 26 und 28, typischerweise fast gleich in Bezug auf Größe und Phase, durch das Differenzmikrofon 32 ausgelöscht. Das Differenzmikrofon trennt daher das akustische Signal vom Hintergrundrauschen.
  • Die erfassten Signale von der Sonde 16 werden dann an den Lock-In-Verstärker 18 angelegt, welcher das Ausgabesignal vom Differenzmikrofon 32 aufnimmt und mittelt. Der Lock-In-Verstärker 18 extrahiert aus dem Ausgangssignal auch nur solche Signale, welche die gleiche Frequenzkomponente wie die Modulationsfrequenz des ausgestrahlten Lichts aufweisen, das durch die Anregungsquelle 12 unter der Steuerung des Controllers/Modulators 14 erzeugt worden ist. Die extrahierte Frequenzkomponente wird dann an den Prozessor 20 angelegt, typischerweise ein Mikroprozessor-Datenerfassungssystem. Der Prozessor 20 kann eine Frequenzdomänen-Analyse einführen, um die zeitweilige Frequenzantwort des extrahierten akustischen Signals zu analysieren, um das Signal-zu-Rausch-Verhältnis zu verbessern. Eine chemometrische Spektralanalysentechnik kann ebenfalls verwendet werden, um das beobachtete fotoakustische Spektrum abzuleiten, um die Erfassungsgrenze und Genauigkeit zu verbessern.
  • Das fotoakustische System 10 der vorliegenden Erfindung misst Glukose innerhalb einer charakteristischen Hitzediffusionslänge von der Oberfläche 24 eines Mediums, beispielsweise eines Körperteils, d.h. der Haut. Die Hitzediffusionslänge wird in Übereinstimmung mit der folgenden Gleichung definiert: Diffusionslänge = (D/π·f)0,5 (1)wobei
    • D
    = Wärmeleitfähigkeitskoeffizient (cm2/s)
    f
    = Modulationsfrequenz der Anregungsquelle (Hz)
    π
    = 3.14159265 (Konstante)
    ist.
  • Der Leitfähigkeitskoeffizient (D) wird gemäß der folgenden Gleichung definiert: D = k/(ρ·c) (2)wobei
    • k
    = Wärmeleitfähigkeit (cal/cm·s·°C)
    c
    = Wärmekapazität des Materials (cal/g·°C)
    ρ
    = Dichte des Materials (g/cm3)
    ist.
  • Beispielsweise würde nach Gleichung (2), unter der Annahme einer Wärmekapazität (c) von 0,8 cal/g·°C und einer Wärmeleitfähigkeit bzw. Wärmediffusion (k) von 0,0015 +/– 0,003 cal/cm·s·°C bei 23–25°C der Diffusionskoeffizient (D) einer typischen Haut ungefähr 7 × 10–4 cm2/s betragen. Nach Gleichung (1) würde für einen WärmeLeitfähigkeitskoeffizienten (D) von ca. 7 × 10–4 cm2/s für eine typische Haut und einen Diodenlaser mit einer Modulationsfrequenz (f) von 1 Hz die Wärmediffusionslänge einer typischen Haut ca. 150 μm betragen. Daher kann eine Diffusionslänge von ca. 100 bis 200 μm mit einer geeigneten Auswahl der Frequenz des ausgestrahlten Lichts erreicht werden.
  • Die vorliegende Erfindung ist daher insbesondere nützlich zum Überwachen in solchen Körperflächen, in welchen die Oberhaut bzw. Hormhautschicht relativ dünn ist und Glukose innerhalb der dünnen Schicht unterhalb der Gewebeoberfläche erreichbar ist. Die innere Lippe ist ein bevorzugter Körperteil, weil ihre Schleimhaut relativ dünn ist, typischerweise im Bereich von ca. 50 bis 100 μm. Glukose in Interstitialflüssigkeit oder in Kapillarblutgefäßen unterhalb der Schleimhaut kann daher innerhalb von 100 bis 200 μm einer abgeschätzten Diffusionslänge, wie oben diskutiert, zugegriffen werden. Da Glukose in Interstitialflüssigkeit allgemein gut mit derjenigen in Blut im Gleichgewicht steht, kann die vorliegende Erfindung dazu verwendet werden, Glukose in der Gewebeflüssigkeit als auch in den kapillaren Blutgefäßen zu messen.
  • Die vorliegende Erfindung ist relativ immun gegenüber trüben Bedingungen. Insbesondere läuft der optische Absorptionsprozess weiter, wie es die fotoakustische Erzeugung tut, obwohl das einfallende Licht durch Streumedien, wie beispielsweise rote Blutzellen, Gewebe und Blutgefäßwände gestreut werden kann. Obwohl das Vorhandensein von Streuzentren den Radius des interaktiven Gebiets erhöhen kann, sollte die fotoakustische Antwort fast die gleiche bleiben. Dies ist insbesondere wichtig, da biologisches Gewebe ein Medium ist, welches dazu neigt, Licht hochgradig zu streuen.
  • Die Anregungsquelle 12 ist vorzugsweise bei Wellenlängen betreibbar, welche mit denjenigen Wellenlängen übereinstimmen, bei denen die Absorption der auszumessenden Substanz relativ stark und die Absorption jeglicher interferierender Substanzen, wie beispielsweise Wasser, relativ schwach ist. Beispielsweise wird, Bezug nehmend auf den Graphen 34 in 3, zum Bestimmen der Konzentration von Glukose in einem Blutstrom, die Anregungsquelle 12 vorzugsweise auf die Absorptionsbänder von Glukose in den Spektralbereichen von ca. 1520–1850 nm und ca. 2050–2340 nm abgestimmt, um eine starke fotoakustische Emission zu induzieren. In diesen Wellenlängenbereichen ist die Wasserabsorption relativ schwach und die Glukoseabsorption relativ stark. Daher ist erfindungsgemäß bei den oben benannten Wellenlängenbereichen, obwohl Gewebe einen hohen Prozentsatz an Wasser aufweisen kann, die elektromagnetische Strahlung in der Lage, durch das Gewebe bis zu einer ausreichenden Tiefe hindurchzudringen, um genaue Messungen zu ermöglichen. Trotz der Wasserabsorption wird das akustische Signal, das durch die Absorption elektromagnetischer Strahlung durch Glukose erzeugt wird, nicht durch das durch Wasser erzeugte überlagert. Insbesondere wenn elektromagnetische Energie auf Glukose bei den oben bestimmten Wellenlängen auftrifft, absorbiert die Glukose die Energie optisch, induziert einen Temperaturanstieg und erzeugt eine akustische Emission indirekt in der Luft. Die akustische Emission, welche durch die Glukose erzeugt wird, wird zum Mikrofon als eine Serie von Pulsen oder Wellen übertragen.
  • Bezugnehmend auf 1 mag die Anregungsquelle 12 eine Vielzahl von Laserdioden sein. Eine Laserdiode ist allgemein bevorzugt aufgrund ihrer kompakten Größe und geringen Kosten. Da der abstimmbare Wellenlängenbereich eines Diodenlasers nicht groß genug sein mag, um die gewünschten Wellenlängenbetriebsbereiche abzudecken, mag in einigen Fällen, wie beispielsweise für die Messung der Konzentration von Glukose, eine Vielzahl von Laserdioden, die jeweils variable abstimmbare Wellenlängen aufweisen, dazu verwendet werden, elektromagnetische Energie zu erzeugen, um mit den Wellenlängenbereichen überein zu stimmen, bei denen die Absorption am stärksten ist. In einem solchen Fall wird der sich von den Dioden ergebende Strahl direkt oder durch die Übertragungsvorrichtung 22, wie beispielsweise ein faseroptisches Bündel, geliefert, um die Körperoberfläche 24, wie in 2 gezeigt, zu bestrahlen. Die Übertragungsvorrichtung 22 ist nicht auf ein faseroptisches Bündel beschränkt, sondern kann stattdessen jeder Wellenleiter sein, der es der elektromagnetischen Strahlung, welche durch die Anregungsquelle erzeugt wird, ermöglicht, verlässlich zur Körperoberfläche 24 übertragen zu werden.
  • Zusätzlich ist die vorliegende Erfindung nicht auf die Verwendung eines oder mehrerer Diodenlaser als der Anregungsquelle 12 beschränkt. Stattdessen mag die vorliegende Erfindung einen Vorteil aus herkömmlichen oder neu entwickelten kohärenten und nicht kohärenten Lichtquellen, als auch aus Festkörpervorrichtungen ziehen. Solche bekannten Quellen umfassen, sind aber nicht beschränkt auf, Leuchtdioden (LED), optische parametrische Oszillatorlaser (OPO), Fourier-transformierte Infrarot (FTIR)-basierte Lichtquellen und andere nicht kohärente Lichtquellen, wie beispielsweise Heizdrähte und Lampen. OPO-Laser werden in "Optical Parametric Oscillators", Laser Handbook, von E. Smith, F.T. Arecchi und E.O. Schultz-Dubois (North Holland Amsterdam, 1972), Band I, Seiten 837–895, beschrieben. FTIR-basierte kontinuierliche Lichtquellen werden in "Quantitative Depth Profiling of Layered Samples Using Phase-Modulation FTIR Photoacoustic Spectroscopy", von Roger W. Jones und John F. McClelland, Applied Spectroscopy, Band 50, Nr. 10, 1996, diskutiert. Wie bei der Verwendung einer Vielzahl von Diodenlasern mag es wünschenswert sein, ein oder mehrere Lichtquellen in Kombination zu verwenden, um das gewünschte Spektrum an Wellenlängen zu erzeugen.
  • Die hierin vorgestellten Beispiele sind dazu gedacht, bestimmte praktische Beispiele der Erfindung darzustellen und sind nicht dazu gedacht, die vorliegende Erfindung auf diese Beispiele zu beschränken.
  • Bezugnehmend auf 3 ist ein Graph 34 des Absorptionsspektrums von Glukose, das aus einer 0,75-M (oder 13,5 g/dl) Glukose/Wasser-Lösung abgeleitet worden ist, gezeigt. Das Absorptionsspektrum von Glukose wurde gemessen, um geeignete Laserwellenlängen für Glukosemessungen zu bestimmen. Insbesondere wurde ein Fourier Transform Infrared (FTIR)-Spektrometer, in diesem Fall ein Galaxy Model 7600 von Mattson Instruments aus Madison, Wisconsin, mit einer spektralen Auflösung von 2 cm–1 verwendet, um das Absorptionsspektrum einer Glukose/Wasser-Lösung in einer Zelle mit einer Pfadlänge von 0,5 mm zu messen. Das Absorptionsspektrum von Glukose, das in 3 dargestellt ist, wurde abgeleitet durch Subtrahieren der Absorption von Wasser alleine von derjenigen der Glukose-Lösung. Die zwei relativ starken Spitzen 46 und 48 der Glukoseabsorption liegen bei ca. 1600 und 2120 nm, und die zwei schwächeren Spitzen 50 und 52 liegen bei ca. 2270 und 2320 nm.
  • Bezugnehmend auf 4 ist ein Graph 54 des Absorptionsspektrums von Wasser dargestellt. Die Glukoseabsorptionsspitzen, in 3 gezeigt, fallen in die Wasserabsorptions-Übertragungsfenster. Sogar in den Wasserübertragungsfenstern ist die Absorption durch Wasser weit stärker als die durch Glukose im interessierenden Konzentrationsbereich. Beruhend auf 4 beträgt die Absorptionstiefe von Wasser 56 und 68 ca. 0,57 und 4,8 mm bei ca. 2120 bzw. 1600 nm. Die Absorptionstiefe ist definiert als der Abstand, bei welchem das einfallende Licht um 1/e verringert wird (wobei e = die Basis des Systems natürlicher Logarithmen mit dem ungefähren numerischen Wert 2,71828). So lange die Absorptionstiefe größer als die abgeschätzte Hitzediffusionslänge ist, können effektive Messungen durchgeführt werden.
  • Bezugnehmend auf 5 ist ein Graph 60 der prozentualen Änderung in der Absorption einer 100 mg/dl Glukose/Wasser-Lösung dargestellt, wie abgeschätzt aus derjenigen bei einer 7,5-M Glukose/Wasser-Lösung, die in 3 gezeigt ist, im Vergleich zu der von Wasser alleine (4). Der positive Wert gibt einen Anstieg in der Absorption aufgrund des Vorhandenseins von Glukose an. Der negative Wert gibt einen Abfall in der Wasserabsorption aufgrund der Ersetzung von Wassermolekülen durch Glukose an. Der Anstieg erreicht ein Maximum 62 von ca. 0,12 % bei 1600 nm und ein weiteres Maximum 64 von ca. 0,057 % bei 2120 nm. Bezugnehmend auf die 3 und 5 mag, obwohl die Absorptionsspitze 48 bei 2120 nm für Glukose stärker als die Absorptionsspitze 46 bei 1600 nm ist, der Absorptionspeak 46 bei der 1600 nm-Spitze eine höhere Empfindlichkeit ergeben aufgrund des höheren Prozentsatzes 62 (um ca. einen Faktor von 2,1) über die Wasserabsorption, wie in 5 gezeigt.
  • Ein Fachmann wird erkennen, dass die vorliegende Erfindung auf ein Bereitstellen einer indirekten, fotoakustischen Technik gerichtet ist, die auf eine Absorption in einer dünnen Oberflächenschicht reagiert und nicht auf die in 1 gezeigte Konfiguration beschränkt ist. Insbesondere mag in Übereinstimmung mit einer anderen Ausführungsform der Erfindung die vorliegende Erfindung daran angepasst sein, mit einem Mikrofon verwendet zu werden, das sich oberhalb der Oberfläche zum Erfassen der akustischen Welle befindet. Zusätzlich ist die vorliegende Erfindung nicht auf die Verwendung eines Lock-In-Verstärkers zum Extrahieren des erfassten akustischen Signals aus interferierenden Signalen, wie beispielsweise Hintergrundrauschsignalen, beschränkt. Stattdessen können ein digitales Oszilloskop oder andere Datenerfassungsvorrichtung verwendet werden, um das akustische Signal zu mitteln und es dann von jeglichen interferierenden Signalen zu unterscheiden.
  • Beim Betrieb kann die vorliegende Erfindung dazu verwendet werden, fotoakustische Messungen von Glukose/Wasser-Lösungen bei verschiedenen Glukosekonzentrationen bereitzustellen, wie in der Laboranordnung der vorliegenden Erfindung 66 dargestellt, die in 6 gezeigt ist. Ein Co:Mg:F2-Laser 68 von Schwartz Electro-Optics, Inc. aus Orlando, Florida stellt eine Ausgabewellenlänge bereit, die von ca. 1900 bis 2500 nm abstimmbar ist, die als Anregungsquelle verwendet wurde. Der Laser 68, welcher bei ca. 1 Hz gepulst ist, wird mittels eines Abstimmspiegels 70 gerichtet auf eine, und dann mittels einer Linse 72 fokussiert in eine Glukose/Wasser-Lösung 74 in einem 50-ml-Glasbecher. Ein Mikrofon 76, das in der Luft oberhalb der Glukose/Wasser-Lösung 74 angeordnet ist, wird dazu verwendet, die sich ergebende akustische Welle 78 zu überwachen, die wie oben diskutiert indirekt erzeugt wird. Die Ausgabe vom Mikrofon 76 wird an einen Vorverstärker 94 zur Verstärkung angelegt. Das verstärkte Signal wird dann an ein Aufnahmegerät 80 angelegt, in diesem Fall ein digitales Oszilloskop von Tektronix aus Wilsonville, Oregon zum Aufnehmen und Mitteln von ca. 20 Pulsen bei jeder Wellenlängeneinstellung.
  • Ergebnisse der mittels der vorliegenden Laboranordnung 66 durchgeführten Messungen sind im Graph 82 dargestellt, der in 7 gezeigt ist. Die normalisierte akustische Intensität ist als I/E gegeben, wobei I die Spitze der akustischen Intensität ist und E die einfallende Laserenergie ist. Glukose hat eine relativ breite und starke Spitze bei ca. 2120 nm, und zwei schwächere Spitzen 86 und 88 bei ca. 2270 bzw. 2320 nm. Diese Spitzen 84, 86 und 88 sind konsistent mit dem, was aus dem in 3 gezeigten Glukoseabsorptionsspektrum zu erwarten war. Die vorliegende Erfindung kann daher dazu verwendet werden, Glukose sogar unter einer optisch dicken Bedingung zu messen.
  • 8 ist ein Graph 90, der den prozentualen Anstieg in der normalisierten fotoakustischen Intensität von Glukose über Wasser gegen die Glukosekonzentration für verschiedene Anregungswellenlängen zeigt. Die fotoakustische Intensität ist ungefähr linear proportional zur Glukosekonzentration über eine 20-fache Schwankung in der Konzentration. Der Anstieg in der fotoakustischen Intensität 92 über Wasser beträgt ca. 7,7 % bei ca. 4000 mg/dl für eine Anregungswellenlänge von 2147 nm.
  • Die vorliegende experimentelle Anordnung zeigte, ohne Hilfe eines Datenanalysealgorithmus, die Fähigkeit, die Glukosekonzentration auf 200 mg/dl zu messen. Die Erfassungsgenauigkeit kann um einen Faktor von ca. 2,1 verbessert werden durch Umschalten auf eine Anregungswellenlänge von ca. 1600 nm, wie in 5 gezeigt. Ferner wird jeglicher in 8 gezeigte experimentelle Fehler hauptsächlich durch die Schwankung in der Laserpulsenergie bewirkt. Eine Schwankung von Puls zu Puls vorliegenden Co:MgF2-Laser ist relativ hoch, nämlich ca. 10 bis 20 %. Die Messempfindlichkeit kann weiter wesentlich verbessert werden durch Verwendung eines stabileren Lasers. Ein Diodenlaser ist dafür bekannt, dass er sehr stabil mit Fluktuationen von weniger als ca. 0,1 % über einen langen Zeitraum von mehreren zehn Minuten ist. Durch Extrapolieren der vorläufigen Daten auf das, was von einem Diodenlaser bei ca. 1600 nm erwartet werden kann, kann die hohe Empfindlichkeit, die für einen interessierenden physiologischen Konzentrationsbereich von ca. 30 bis 400 mg/dl benötigt wird, erreicht werden.
  • Es wird dem Fachmann klar sein, dass die vorliegende Erfindung nicht auf das beschränkt ist, was oben gezeigt und beschrieben worden ist, noch auf die unmittelbar oben beschriebenen Größenabmessungen der physikalischen Implementierung. Der Umfang der Erfindung ist ausschließlich durch die folgenden Ansprüche beschränkt.

Claims (5)

  1. Vorrichtung (10) zum Bestimmen einer Konzentration von Blutzucker in einem ersten Medium, aufweisend: – eine Quelle (12), die eine elektromagnetische Energie zum Bestrahlen eines Teils des ersten Mediums (24) durch Hitzediffusion bereitstellt, um akustische Energie zu erzeugen, die sich in einem zweiten Medium (38) über eine Oberfläche (46) des ersten Mediums (24) als Antwort auf die Bestrahlung ausbreitet; – einen Detektor (32) zum Erfassen der akustischen Energie und zum Bereitstellen eines akustischen Signals als Antwort auf die akustische Energie; und – einen Prozessor (20) zum Bestimmen der Konzentration von Blutzucker als Antwort auf das akustische Signal und Eigenschaften von Blutzucker, dadurch gekennzeichnet, dass die Quelle (12) eine elektromagnetische Energie bei Wellenlängen bereitstellt, die sich in einem Bereich zwischen ca. 2050 und 2340 nm befinden.
  2. Vorrichtung (10) nach Anspruch 1, bei der das erste Medium (24) ein Körperteil aufweist und bei der das Körperteil vorzugsweise eine innere Lippe aufweist; wobei das zweite Medium Luft aufweist; wobei die Quelle (12) ferner einen Laser (12) aufweist; wobei die Vorrichtung (10) ferner aufweist: eine Vorrichtung zum Aufnehmen und Mitteln des akustischen Signals und zum Erzeugen eines photoakustischen Spektrums von Blutzucker; wobei der Prozessor (20) zum Bestimmen der Konzentration von Blutzucker als Antwort auf das akustische Signal und Eigenschaften von Blutzucker ferner aufweist: eine Analyseeinheit zum Analysieren des photoakustischen Spektrums des akustischen Signals; wobei die Vorrichtung ferner aufweist: eine Führung (22) zum Übertragen der Strahlung von der Quelle zum ersten Medium (24), und wobei die Führung (22) ferner eine faseroptische Führung aufweist.
  3. Vorrichtung (10) nach Anspruch 1, bei welcher der Detektor zum Erfassen der akustischen Energie und zum Bereitstellen eines akustischen Signals als Antwort auf die akustische Energie ferner aufweist: eine Vorrichtung (32) zum Umwandeln der akustischen Energie in das akustische Signal, welche ausserhalb des ersten Mediums (24) angeordnet ist und sich in einer Kontaktbeziehung mit dem zweiten Medium zum Erfassen der akustischen Energie befindet und wobei die Vorrichtung ein Mikrofon (32), vorzugsweise ein Differenzmikrofon, aufweist und wobei der Detektor zum Erfassen der akustischen Energie und zum Bereitstellen eines akustischen Signals als Antwort auf die akustische Energie ferner aufweist: eine erste Zelle (26), die in einer Kontaktbeziehung mit dem bestrahlten Teil (46) des ersten Mediums angeordnet ist und mit dem Differenzmikrofon (32) verbunden ist; und eine zweite Zelle (20), die in einer Kontaktbeziehung mit dem ersten Medium angeordnet ist, und zwar benachbart zum bestrahlten Teil (46), und verbunden mit dem Differenzmikrofon (32), wobei die akustische Energie in der ersten Zelle (26) aufgrund eines Effekts der Bestrahlung am ersten Medium (24) erzeugt wird.
  4. Verfahren zum Bestimmen einer Konzentration von Blutzucker in einem ersten Medium, aufweisend die folgenden Schritte: – Bestrahlen eines Teils (46) des ersten Mediums (24) durch Hitzediffusion, um eine akustische Energie zu erzeugen, die sich in einem zweiten Medium (38) über eine Oberfläche des ersten Mediums (24) als Antwort auf die Bestrahlung ausbreitet; – Erfassen der akustischen Energie und Bereitstellen eines akustischen Signals als Antwort auf die akustische Energie; und – Bestimmen der Konzentration von Blutzucker als Antwort auf das akustische Signal und Eigenschaften von Blutzucker, dadurch gekennzeichnet, dass das Bestrahlen durchgeführt wird durch elektromagnetische Energie bei Wellenlängen, die sich in einem Bereich zwischen ca. 2050 und 2340 nm befinden.
  5. Verfahren nach Anspruch 4, bei dem das erste Medium (24) ein Körperteil aufweist; wobei das Körperteil eine innere Lippe aufweist; wobei das zweite Medium Luft aufweist und wobei der Schritt des Bestrahlen eines Teils (46) des ersten Mediums (24) durch Hitzediffusion, um eine akustische Energie zu erzeugen, die sich in einem zweiten Medium über eine Oberfläche des ersten Mediums (24) als Antwort auf die Bestrahlung ausbreitet, ferner den folgenden Schritt aufweist: Bereitstellen einer elektromagnetischen Energie bei Wellenlängen, die den Absorptionseigenschaften von Blutzucker entsprechen, und wobei der Schritt des Erfassens der akustischen Energie und des Bereitstellens eines akustischen Signals als Antwort auf die akustische Energie ferner den folgenden Schritt aufweist: Umwandeln der akustischen Energie in das akustische Signal, welches ausserhalb des ersten Mediums (24) angeordnet ist und sich in einer Kontaktbeziehung mit dem zweiten Medium zum Erfassen der akustischen Energie befindet und wobei der Schritt des Umwandelns der akustischen Energie in das akustische Signal ferner den folgenden Schritt aufweist: Differenzieren des akustischen Signals von Hintergrundsignalen und wobei der Schritt des Erfassens der akustischen Energie und des Bereitstellens eines akustischen Signals als Antwort auf die akustische Energie ferner die folgenden Schritte aufweist: Bestimmen einer ersten akustischen Antwort in einer ersten Zelle (26), die sich in einer Kontaktbeziehung mit dem bestrahlten Teil (46) des ersten Mediums (24) befindet; Bestimmen einer zweiten akustischen Antwort in einer zweiten Zelle (28), die sich in einer Kontaktbeziehung mit dem ersten Mediums (24) befindet, und zwar benachbart zum bestrahlten Teil (46); und Differenzieren der ersten und der zweiten akustischen Antworten, um das akustische Signal zu erzeugen, wobei das Verfahren ferner den folgenden Schritt aufweist: Aufnehmen und Mitteln des akustischen Signals und Erzeugen eines photoakustischen Spektrums von Blutzucker; und wobei der Schritt des Bestimmens der Konzentration von Blutzucker als Antwort auf das akustische Signal und Eigenschaften von Blutzucker ferner den folgenden Schritt aufweist: Analysieren des photoakustischen Spektrums des akustischen Signals; wobei das Verfahren ferner den folgenden Schritt aufweist: Übertragen der Strahlung von der Quelle (12) zum ersten Medium (24) unter Verwendung einer Führung (22), und wobei die Führung (22) eine faseroptische Führung aufweist.
DE69837425T 1997-11-25 1998-11-24 Verfahren und Vorrichtung zur nichtinvasiven photoakustischen Messung von Blutglukose Expired - Fee Related DE69837425T2 (de)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US978317 1997-11-25
US08/978,317 US5941821A (en) 1997-11-25 1997-11-25 Method and apparatus for noninvasive measurement of blood glucose by photoacoustics

Publications (2)

Publication Number Publication Date
DE69837425D1 DE69837425D1 (de) 2007-05-10
DE69837425T2 true DE69837425T2 (de) 2007-12-13

Family

ID=25525965

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
DE69837425T Expired - Fee Related DE69837425T2 (de) 1997-11-25 1998-11-24 Verfahren und Vorrichtung zur nichtinvasiven photoakustischen Messung von Blutglukose

Country Status (6)

Country Link
US (2) US5941821A (de)
EP (2) EP0919180B1 (de)
JP (1) JP3210632B2 (de)
KR (1) KR19990045525A (de)
DE (1) DE69837425T2 (de)
TW (1) TW408219B (de)

Families Citing this family (137)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6405069B1 (en) 1996-01-31 2002-06-11 Board Of Regents, The University Of Texas System Time-resolved optoacoustic method and system for noninvasive monitoring of glucose
US6050950A (en) 1996-12-18 2000-04-18 Aurora Holdings, Llc Passive/non-invasive systemic and pulmonary blood pressure measurement
US7039446B2 (en) * 2001-01-26 2006-05-02 Sensys Medical, Inc. Indirect measurement of tissue analytes through tissue properties
NZ509964A (en) * 1998-09-11 2004-01-30 Berkshire Lab Inc Methods for using resonant acoustic and/or resonant acousto-EM energy to detect and/or effect structures
JP3594534B2 (ja) * 1999-04-30 2004-12-02 ヘルマン ファウ、リリエンフェルトアル 物質を検出する装置
AU6894500A (en) 1999-08-06 2001-03-05 Board Of Regents, The University Of Texas System Optoacoustic monitoring of blood oxygenation
US6694173B1 (en) 1999-11-12 2004-02-17 Thomas Bende Non-contact photoacoustic spectroscopy for photoablation control
WO2001035881A1 (en) * 1999-11-12 2001-05-25 Thomas Bende Non-contact photoacoustic spectroscopy for photoablation control
US6751490B2 (en) 2000-03-01 2004-06-15 The Board Of Regents Of The University Of Texas System Continuous optoacoustic monitoring of hemoglobin concentration and hematocrit
US7034943B1 (en) * 2000-03-03 2006-04-25 Aritron Intrumente AG Gas sensors
US7509153B2 (en) * 2000-09-26 2009-03-24 Sensys Medical, Inc. Method and apparatus for control of skin perfusion for indirect glucose measurement
US6466806B1 (en) 2000-05-17 2002-10-15 Card Guard Scientific Survival Ltd. Photoacoustic material analysis
US6477393B1 (en) 2000-07-19 2002-11-05 Trw Inc. Non-invasive blood glucose measurement techniques
US6571117B1 (en) * 2000-08-11 2003-05-27 Ralf Marbach Capillary sweet spot imaging for improving the tracking accuracy and SNR of noninvasive blood analysis methods
IL138073A0 (en) 2000-08-24 2001-10-31 Glucon Inc Photoacoustic assay and imaging system
US6522903B1 (en) * 2000-10-19 2003-02-18 Medoptix, Inc. Glucose measurement utilizing non-invasive assessment methods
US20020118364A1 (en) * 2000-12-20 2002-08-29 Amonette James E. Detection of trace levels of water
US6609015B2 (en) * 2001-01-18 2003-08-19 Koninklijke Philips Electronics N.V. Analysis of a composition
KR20010067623A (ko) * 2001-02-23 2001-07-13 홍영표 전기삼투압을 이용한 무채혈 글루코스 추출법
US6490470B1 (en) * 2001-06-19 2002-12-03 Optosonics, Inc. Thermoacoustic tissue scanner
KR100419094B1 (ko) * 2001-06-28 2004-02-19 (주)나노믹스 기체 식별기
US20050085725A1 (en) * 2001-08-09 2005-04-21 Ron Nagar Photoacoustic assay and imaging system
US6678542B2 (en) * 2001-08-16 2004-01-13 Optiscan Biomedical Corp. Calibrator configured for use with noninvasive analyte-concentration monitor and employing traditional measurements
FR2829286B1 (fr) * 2001-09-03 2008-04-04 Ge Med Sys Global Tech Co Llc Dispositif et procede d'emission de rayons x
US20040142325A1 (en) * 2001-09-14 2004-07-22 Liat Mintz Methods and systems for annotating biomolecular sequences
JP2005504985A (ja) * 2001-10-09 2005-02-17 グルコン インク 物質の電磁波吸収の測定方法とその装置
US6958809B2 (en) 2001-11-08 2005-10-25 Optiscan Biomedical Corporation Reagent-less whole-blood glucose meter
US7061593B2 (en) 2001-11-08 2006-06-13 Optiscan Biomedical Corp. Device and method for in vitro determination of analyte concentrations within body fluids
US7050157B2 (en) * 2001-11-08 2006-05-23 Optiscan Biomedical Corp. Reagent-less whole-blood glucose meter
US6989891B2 (en) * 2001-11-08 2006-01-24 Optiscan Biomedical Corporation Device and method for in vitro determination of analyte concentrations within body fluids
KR100493154B1 (ko) 2002-03-20 2005-06-03 삼성전자주식회사 광음향분광학을 이용한 비침습적 생체성분 측정장치
AU2003238656A1 (en) * 2002-06-25 2004-01-06 Glucon Inc. Method and apparatus for performing myocardial revascularization
US20060100489A1 (en) * 2002-06-25 2006-05-11 Glucon, Inc. Method and apparatus for determining tissue viability
AU2002322640B2 (en) * 2002-07-26 2008-01-10 The Board Of Regents Of The University Of Texas System Continuous optoacoustic monitoring of hemoglobin concentration and hematocrit
ATE359802T1 (de) * 2002-10-04 2007-05-15 Photokinetix Inc Photokinetische abgabe von biologisch aktiven subtanzen unter verwendung von pulsierendem inkohaerentem licht.
US7646484B2 (en) * 2002-10-07 2010-01-12 Intellidx, Inc. Method and apparatus for performing optical measurements of a material
JP4234393B2 (ja) 2002-10-31 2009-03-04 株式会社東芝 生体情報計測装置
US8326388B2 (en) * 2002-10-31 2012-12-04 Toshiba Medical Systems Corporation Method and apparatus for non-invasive measurement of living body characteristics by photoacoustics
US20040132168A1 (en) * 2003-01-06 2004-07-08 Peter Rule Sample element for reagentless whole blood glucose meter
JP2006516207A (ja) * 2003-01-13 2006-06-29 グルコン インク 光音響分析方法及び装置
JP2004249025A (ja) * 2003-02-17 2004-09-09 Hiroto Tateno 生体光音響共鳴非侵襲生化学成分分析器と血液成分測定法
US20080194929A1 (en) * 2003-04-01 2008-08-14 Glucon, Inc. Photoacoustic Assay Method and Apparatus
AU2004233870B2 (en) * 2003-04-24 2009-11-05 The Board Of Regents Of The University Of Texas System Noninvasive blood analysis by optical probing of the veins under the tongue
US20040225206A1 (en) * 2003-05-09 2004-11-11 Kouchnir Mikhail A. Non-invasive analyte measurement device having increased signal to noise ratios
EP1635696A2 (de) * 2003-06-09 2006-03-22 Glucon Inc. Tragbarer blutzuckermesser
US7597693B2 (en) * 2003-06-13 2009-10-06 Covidien Ag Vessel sealer and divider for use with small trocars and cannulas
JP2007518443A (ja) * 2003-07-09 2007-07-12 グルコン インク 装着可能なグルコメータ
US7448269B2 (en) * 2003-08-12 2008-11-11 Northwestern University Scanning near field ultrasound holography
US8438927B2 (en) * 2003-08-12 2013-05-14 Northwestern University Scanning near field thermoelastic acoustic holography (SNFTAH)
US6954662B2 (en) * 2003-08-19 2005-10-11 A.D. Integrity Applications, Ltd. Method of monitoring glucose level
US20050054906A1 (en) * 2003-09-08 2005-03-10 Joseph Page Spatial detectors for in-vivo measurement of bio chemistry
US20050090725A1 (en) * 2003-10-28 2005-04-28 Joseph Page Disposable couplings for biometric instruments
US7020506B2 (en) * 2003-11-06 2006-03-28 Orsense Ltd. Method and system for non-invasive determination of blood-related parameters
WO2005063117A2 (en) * 2003-12-29 2005-07-14 Glucon Inc. Glucometer comprising an implantable light source
WO2005062986A2 (en) * 2003-12-31 2005-07-14 The University Of South Carolina Thin-layer porous optical sensors for gases and other fluids
WO2005068973A1 (en) * 2004-01-13 2005-07-28 Glucon Inc. Photoacoustic sensor
EP1711101A1 (de) * 2004-01-15 2006-10-18 Glucon Inc. Tragbarer blutzuckermesser
WO2005071059A2 (en) * 2004-01-27 2005-08-04 Compugen Ltd. Methods of identifying putative gene products by interspecies sequence comparison and biomolecular sequences uncovered thereby
EP1713900A4 (de) * 2004-01-27 2009-06-17 Compugen Ltd Verfahren und systeme zur kommentierung biomolekularer sequenzen
US20050171413A1 (en) * 2004-02-04 2005-08-04 Medoptix, Inc. Integrated device for non-invasive analyte measurement
JP4643153B2 (ja) * 2004-02-06 2011-03-02 株式会社東芝 非侵襲生体情報映像装置
US7223237B2 (en) * 2004-04-22 2007-05-29 Pacesetter, Inc. Implantable biosensor and methods for monitoring cardiac health
US8332006B2 (en) 2004-05-06 2012-12-11 Nippon Telegraph And Telephone Corporation Constituent concentration measuring apparatus and constituent concentration measuring apparatus controlling method
EP2532356A1 (de) * 2004-07-14 2012-12-12 Glusense Ltd. Implantierbare Stromquellen und -Sensoren
US20070201136A1 (en) * 2004-09-13 2007-08-30 University Of South Carolina Thin Film Interference Filter and Bootstrap Method for Interference Filter Thin Film Deposition Process Control
EP1797478A4 (de) * 2004-10-04 2009-07-15 Univ South Carolina Multivariate optische berechnung thermaler selektivität
US7722537B2 (en) * 2005-02-14 2010-05-25 Optiscan Biomedical Corp. Method and apparatus for detection of multiple analytes
US8251907B2 (en) 2005-02-14 2012-08-28 Optiscan Biomedical Corporation System and method for determining a treatment dose for a patient
US20060195045A1 (en) * 2005-02-14 2006-08-31 Gable Jennifer H Fluid handling cassette having a fluid transport network
WO2006097933A2 (en) * 2005-03-17 2006-09-21 Glucon Inc. Method for monitoring changes in blood glucose level
US20070088206A1 (en) * 2005-10-14 2007-04-19 Peyman Gholam A Photoacoustic measurement of analyte concentration in the eye
US8554296B2 (en) 2005-10-14 2013-10-08 Gholam A. Peyman Photoacoustic measurement of analyte concentration in the eye
US20070093717A1 (en) * 2005-10-20 2007-04-26 Glucon Inc. Wearable glucometer configurations
US20070093698A1 (en) * 2005-10-20 2007-04-26 Glucon Inc. Apparatus and methods for attaching a device to a body
US7723120B2 (en) * 2005-10-26 2010-05-25 General Electric Company Optical sensor array system and method for parallel processing of chemical and biochemical information
US8133741B2 (en) 2005-10-26 2012-03-13 General Electric Company Methods and systems for delivery of fluidic samples to sensor arrays
US20070166245A1 (en) 2005-11-28 2007-07-19 Leonard Mackles Propellant free foamable toothpaste composition
US8358418B2 (en) * 2005-11-28 2013-01-22 Halliburton Energy Services, Inc. Optical analysis system for dynamic real-time detection and measurement
WO2007064575A1 (en) 2005-11-28 2007-06-07 Ometric Corporation Optical analysis system and method for real time multivariate optical computing
US8345234B2 (en) 2005-11-28 2013-01-01 Halliburton Energy Services, Inc. Self calibration methods for optical analysis system
US20070179365A1 (en) * 2006-01-31 2007-08-02 Glucon Inc. Method for monitoring body fluids
WO2007110867A2 (en) * 2006-03-28 2007-10-04 Glusense Ltd. Implantable sensor
EP2033196A2 (de) 2006-06-26 2009-03-11 University of South Carolina Datenvalidierung und -klassifizierung in optischen analysesystemen
US8501099B2 (en) * 2006-07-11 2013-08-06 The Curators Of The University Of Missouri Photo-acoustic detection device and method
WO2008008402A2 (en) * 2006-07-11 2008-01-17 The Curators Of The University Of Missouri Photo-acoustic detection device and method
WO2008057912A2 (en) 2006-11-02 2008-05-15 University Of South Carolina Multi-analyte optical computing system
US8184295B2 (en) 2007-03-30 2012-05-22 Halliburton Energy Services, Inc. Tablet analysis and measurement system
WO2008121684A1 (en) * 2007-03-30 2008-10-09 University Of South Carolina Novel multi-analyte optical computing system
US8212216B2 (en) 2007-03-30 2012-07-03 Halliburton Energy Services, Inc. In-line process measurement systems and methods
US20080255433A1 (en) * 2007-04-11 2008-10-16 The Board Of Regents Of The University Of Texas Syatem Optoacoustic monitoring of multiple parameters
US10231656B2 (en) 2007-04-11 2019-03-19 Noninvasix, Inc. Systems and methods for measuring oxygenation
US10226206B2 (en) 2007-04-11 2019-03-12 The Board Of Regents Of The University Of Texas System Systems and methods for measuring neonatal cerebral oxygenation
US8597190B2 (en) 2007-05-18 2013-12-03 Optiscan Biomedical Corporation Monitoring systems and methods with fast initialization
EP2207474B1 (de) * 2007-11-05 2018-08-22 Biosensor, Inc. Optischer sensor zur bestimmung der konzentration eines analyten
US8283633B2 (en) * 2007-11-30 2012-10-09 Halliburton Energy Services, Inc. Tuning D* with modified thermal detectors
US20110052501A1 (en) * 2008-01-31 2011-03-03 Liat Dassa Polypeptides and polynucleotides, and uses thereof as a drug target for producing drugs and biologics
US8212213B2 (en) 2008-04-07 2012-07-03 Halliburton Energy Services, Inc. Chemically-selective detector and methods relating thereto
US20100160749A1 (en) * 2008-12-24 2010-06-24 Glusense Ltd. Implantable optical glucose sensing
CN102333478B (zh) * 2008-12-24 2014-12-10 葡萄糖传感器公司 可植入的光学葡萄糖感测
US20100285518A1 (en) * 2009-04-20 2010-11-11 The Curators Of The University Of Missouri Photoacoustic detection of analytes in solid tissue and detection system
US9091676B2 (en) 2010-06-09 2015-07-28 Optiscan Biomedical Corp. Systems and methods for measuring multiple analytes in a sample
JP2013518673A (ja) * 2010-02-02 2013-05-23 ネルコー ピューリタン ベネット エルエルシー 連続発光の光音響分光法
US8235897B2 (en) 2010-04-27 2012-08-07 A.D. Integrity Applications Ltd. Device for non-invasively measuring glucose
WO2011152747A1 (en) 2010-06-01 2011-12-08 H.L Human Laser Limited Photoacoustic material analysis
US8930145B2 (en) * 2010-07-28 2015-01-06 Covidien Lp Light focusing continuous wave photoacoustic spectroscopy and its applications to patient monitoring
US8997572B2 (en) 2011-02-11 2015-04-07 Washington University Multi-focus optical-resolution photoacoustic microscopy with ultrasonic array detection
US20120232364A1 (en) * 2011-03-08 2012-09-13 Transvivo Inc. Method and apparatus for optoacoustic monitoring of blood components in a blood flow
JP5995414B2 (ja) * 2011-06-20 2016-09-21 キヤノン株式会社 レーザー装置
US9037205B2 (en) 2011-06-30 2015-05-19 Glusense, Ltd Implantable optical glucose sensing
US9055869B2 (en) 2011-10-28 2015-06-16 Covidien Lp Methods and systems for photoacoustic signal processing
US8886294B2 (en) 2011-11-30 2014-11-11 Covidien Lp Methods and systems for photoacoustic monitoring using indicator dilution
US9131852B2 (en) 2011-12-05 2015-09-15 Covidien Lp Methods and systems for photoacoustic monitoring using indicator dilution
US9186068B2 (en) 2011-12-05 2015-11-17 Covidien Lp Methods and systems for photoacoustic monitoring using hypertonic and isotonic indicator dilutions
EP2829225A1 (de) 2012-03-20 2015-01-28 BIRMELE, Kalyna Maya Verfahren und vorrichtung zur nichtinvasiven untersuchung des blutzuckerspiegels
US8885155B2 (en) 2012-04-30 2014-11-11 Covidien Lp Combined light source photoacoustic system
JP6080485B2 (ja) * 2012-10-18 2017-02-15 キヤノン株式会社 被検体情報取得装置および被検体情報取得装置の制御方法
US11020006B2 (en) 2012-10-18 2021-06-01 California Institute Of Technology Transcranial photoacoustic/thermoacoustic tomography brain imaging informed by adjunct image data
US9380981B2 (en) 2013-03-15 2016-07-05 Covidien Lp Photoacoustic monitoring technique with noise reduction
WO2015077355A1 (en) * 2013-11-19 2015-05-28 Washington University Systems and methods of grueneisen-relaxation photoacoustic microscopy and photoacoustic wavefront shaping
EP3166494A4 (de) 2014-07-08 2018-03-21 The Board of Regents of The University of Texas System Systeme und verfahren zur messung der zerebralen oxygenierung bei einem fetus
EP3206567A1 (de) 2014-10-13 2017-08-23 Glusense, Ltd. Analytmessvorrichtung
CN107427219B (zh) * 2015-03-04 2020-08-11 南洋理工大学 光声感测装置及其操作方法
AU2016233575A1 (en) 2015-03-14 2017-07-13 The Board Of Regents Of The University Of Texas System Systems and methods for measuring neonatal cerebral oxygenation
JP6290807B2 (ja) * 2015-03-17 2018-03-07 日本電信電話株式会社 成分濃度測定装置
US10716497B1 (en) 2015-04-06 2020-07-21 Inesa, Inc. Method and apparatus for non-invasively monitoring blood glucose level in domesticated animals
CN108366736B (zh) * 2015-12-21 2021-09-07 皇家飞利浦有限公司 用于组织状况测量的设备
EP3445872A1 (de) 2016-04-20 2019-02-27 Glusense Ltd. Fret-basierte glucosedetektionsmoleküle
US10492714B2 (en) 2016-09-20 2019-12-03 Furman University Optical glucometer
WO2018209046A1 (en) 2017-05-10 2018-11-15 Washington University Snapshot photoacoustic photography using an ergodic relay
CN107255657B (zh) * 2017-06-07 2020-01-10 苏州大学 一种血糖无损检测的混沌编解码方法
TWI614502B (zh) * 2017-07-26 2018-02-11 國立成功大學 分析物濃度的檢測方法
JP6444462B2 (ja) * 2017-08-03 2018-12-26 キヤノン株式会社 生体検査装置
EP3761851A1 (de) 2018-03-09 2021-01-13 Technische Universität München Sensor für gewebemessungen
WO2020037082A1 (en) 2018-08-14 2020-02-20 California Institute Of Technology Multifocal photoacoustic microscopy through an ergodic relay
US11592652B2 (en) 2018-09-04 2023-02-28 California Institute Of Technology Enhanced-resolution infrared photoacoustic microscopy and spectroscopy
US11369280B2 (en) 2019-03-01 2022-06-28 California Institute Of Technology Velocity-matched ultrasonic tagging in photoacoustic flowgraphy
KR20220062161A (ko) * 2020-11-06 2022-05-16 ㈜에이치엠이스퀘어 광음향 진단 장치 및 방법

Family Cites Families (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
NO880891L (no) * 1987-03-03 1988-09-05 Elizabeth May Dowling Fremgangsmaate og apparat for maaling eller deteksjon av konsentrasjonen av en substans.
JP3212996B2 (ja) * 1990-06-06 2001-09-25 ノボ ノルディスク アクティーゼルスカブ 生体内の血糖レベルを測定するための装置
JPH04357440A (ja) * 1990-08-20 1992-12-10 Shiseido Co Ltd 光音響セルおよび光音響測定装置
US5348002A (en) * 1992-04-23 1994-09-20 Sirraya, Inc. Method and apparatus for material analysis
DE4400674C2 (de) * 1994-01-12 1995-10-26 Siemens Ag Photoakustischer Sensor
FR2728452B1 (fr) * 1994-12-22 1997-07-25 Dior Christian Parfums Dispositif pour l'analyse photoacoustique de peau in situ

Also Published As

Publication number Publication date
JPH11235331A (ja) 1999-08-31
KR19990045525A (ko) 1999-06-25
DE69837425D1 (de) 2007-05-10
US5941821A (en) 1999-08-24
US6049728A (en) 2000-04-11
EP1795120A1 (de) 2007-06-13
EP0919180B1 (de) 2007-03-28
JP3210632B2 (ja) 2001-09-17
EP0919180A1 (de) 1999-06-02
TW408219B (en) 2000-10-11

Similar Documents

Publication Publication Date Title
DE69837425T2 (de) Verfahren und Vorrichtung zur nichtinvasiven photoakustischen Messung von Blutglukose
EP0726729B1 (de) Verfahren und vorrichtung zur analyse von glucose in einer biologischen matrix
DE102006036920B3 (de) Verfahren zur Messung der Glukosekonzentration in pulsierendem Blut
DE19840452B4 (de) Verfahren und Vorrichtung zur nicht-invasiven Messung von Konzentrationen von Blutkomponenten
US5372135A (en) Blood constituent determination based on differential spectral analysis
DE10311452B4 (de) Analysesystem zur reagenzienfreien Bestimmung der Konzentration eines Analyten im lebenden Gewebe
DE102014108424B3 (de) Nicht-invasive Stoffanalyse
DE69737363T2 (de) Überwachung von gewebe-bestandteilen mittels infrarot-strahlung
EP0876596B1 (de) Verfahren und vorrichtung zur bestimmung eines analyten in einer streuenden matrix
EP0707826B1 (de) Verfahren und Vorrichtung zur Analyse von Glukose in einer biologischen Matrix
EP0758211B1 (de) Verfahren und vorrichtung zur analyse von glucose in einer biologischen probe
DE19880369C1 (de) Verfahren und Vorrichtung zur nicht-invasiven in-vivo Bestimmung von Blutinhaltsstoffen
DE60113105T2 (de) Vorrichtung zur messung der konzentration von glukose oder anderer substanzen in blut
DE69721732T2 (de) Vorrichtung zur multispektralen analyse bei der nichtinvasiven nir-spektroskopie
DE69637244T2 (de) Verfahren zur nicht-invasiven messung eines blutwertes mit hilfe einer verbesserten optischen schnittstelle
DE69723548T2 (de) Verfahren und vorrichtung zur multispektralen analyse bei der nichtinvasiven infrarot-spektroskopie
DE2944113C2 (de)
EP1292220A1 (de) Verfahren und vorrichtung zum nachweisen von substanzen in körperflüssigkeiten mittels raman-spektroskopie
DE4400674A1 (de) Photoakustischer Sensor
EP3095384A1 (de) Verfahren und vorrichtung zur nicht-invasiven bestimmung einer messgrösse eines analyten in einem biologischen körper
DE4314835A1 (de) Verfahren und Vorrichtung zur Analyse von Glucose in einer biologischen Matrix
DE69333010T2 (de) Nicht-invasives verfahren und instrument zur messung des blutzuckerspiegels
DE19629342A1 (de) Verfahren und Anordnung zur nicht-invasiven, transkutanen Bestimmung von Stoffkonzentrationen in Körpergeweben
EP0984718B1 (de) Messgerät zur Ermittlung des Konzentrationsgehaltes von in Flüssigkeit enthaltenen Substanzen mittels einem ATR Element.
DE4415728A1 (de) Verfahren und Vorrichtung zur Analyse von Glucose in einer biologischen Probe

Legal Events

Date Code Title Description
8364 No opposition during term of opposition
8339 Ceased/non-payment of the annual fee