DE10110599A1

DE10110599A1 - Verfahren zur Bestimmung eines Lichttransportparameters in einer biologischen Matrix

Info

Publication number: DE10110599A1
Application number: DE10110599A
Authority: DE
Inventors: Uwe Kraemer; Heinz-Michael Hein; Dietmar Volz
Original assignee: Roche Diagnostics GmbH
Current assignee: Roche Diagnostics GmbH
Priority date: 2001-03-06
Filing date: 2001-03-06
Publication date: 2002-09-12
Also published as: US20040152089A1; AU2002251002A1; EP1365681A2; WO2002069790A3; US7565249B2; WO2002069790A2

Abstract

Verfahren zur selektiven Bestimmung eines für die Lichtstreuung in einer biologischen Matrix (5) charakteristischen Lichttransportparameters, insbesondere zum Zwecke der nichtinvasiven Bestimmung der Konzentration von Glucose in der biologischen Matrix. Es schließt eine Mehrzahl von Detektionsmessungen ein, bei denen jeweils Licht als Primärlicht in die biologische Matrix eingestrahlt und ein Intensitätsmeßwert von an einem Detektionsort, der sich bei der Mehrzahl von Detektionsmessungen in unterschiedlichen Meßabständen von dem Einstrahlungsort befindet, austretenden Sekundärlicht gemessen wird. In einem Auswerteschritt wird der für die Lichtstreuung in der biologischen Matrix charakteristische Lichttransportparameter mittels eines Auswertealgorithmus aus den Intensitätsmeßwerten abgeleitet. Zur selektiven Bestimmung des Streukoeffizienten wird vorgeschlagen, daß der Auswertealgorithmus einen Schritt einschließt, bei dem aus mindestens zwei zu unterschiedlichen Zeitpunkten gewonnenen Intensitätsmeßwerten ein die zeitliche Änderung des Intensitätsmeßwertes beschreibender Zeitableitungswert DELTA¶t¶I(r) berechnet wird.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur selektiven Be stimmung eines für die Lichtstreuung in einer biologi schen Matrix charakteristischen Lichttransportparameters, insbesondere zum Zwecke der nichtinvasiven Bestimmung der Konzentration von Glucose in der biologischen Matrix.

Der Begriff "biologische Matrix" bezeichnet eine Körper flüssigkeit oder ein Gewebe eines lebenden Organismus. Biologische Matrices, auf die sich die Erfindung bezieht, sind optisch heterogen, d. h. sie enthalten eine Vielzahl von Streuzentren, an denen eingestrahltes Licht gestreut wird. Im Falle von biologischem Gewebe, insbesondere Hautgewebe, werden die Streuzentren von den Zellwänden und anderen in dem Gewebe enthaltenen, festen Bestandtei len gebildet. Körperflüssigkeiten, insbesondere Blut, sind ebenfalls optisch heterogene, biologische Matrices, weil sie Partikel enthalten, an denen Licht vielfach ge streut wird.

Der Transport von Licht in einer biologischen Matrix wird im wesentlichen durch die Lichtstreuung an in der Matrix enthaltenen Streuzentren und durch die optische Absorpti on bestimmt. Physikalische Größen, die diese beiden Ei genschaften quantitativ beschreiben, werden als Licht transportparameter (Streuparameter bzw. Absorptionspara meter) bezeichnet. Unter einem Streuparameter in diesem Sinne ist in erster Linie der Streukoeffizient µ_s und un ter einem Absorptionsparameter in erster Linie der opti sche Absorptionskoeffizient µ_a zu verstehen. Es ist al lerdings im Rahmen der Erfindung nicht erforderlich, daß diese Parameter quantitativ in den gebräuchlichen Maßein heiten bestimmt werden. Vielmehr ist es das Ziel der Er findung, reproduzierbar und selektiv einen Parameter zu ermitteln, der die optische Streuung in der biologischen Probe unabhängig von deren optischer Absorption be schreibt. Nachfolgend wird ohne Beschränkung der Allge meinheit auf den Streukoeffizienten µ_s als Beispiel für einen Streuparameter Bezug genommen.

Die selektive Bestimmung des Streukoeffizienten in einer biologischen Matrix ist aus verschiedenen Gründen von In teresse, beispielsweise zur Charakterisierung von Hautei genschaften in der Dermatologie.

Von besonderer Bedeutung ist die Untersuchung des Streu verhaltens einer biologischen Matrix zum Zweck der nichtinvasiven Bestimmung der Konzentration von Glucose. Der Zusammenhang zwischen der Glucosekonzentration und der Lichtstreuung in biologischen Matrices wird in der EP 0659055 B1 beschrieben. Wie darin (und in zahlreichen anderen Publikationen, die sich mit der Analyse von Glu cose im menschlichen Körper befassen) erläutert wird, ist die Qualität der Therapie von Diabetikern entscheidend davon abhängig, daß der zeitliche Verlauf des Blutzucker spiegels in ihrem Körper sehr häufig, nach Möglichkeit kontinuierlich, bestimmt wird. Dadurch können schwerwie gende Spätschäden des Diabetes Mellitus, wie Erblindung oder schwere Durchblutungsstörungen, die zur Amputation von Gliedmaßen führen können, vermieden werden. Die wün schenswerte, kontinuierliche Beobachtung des Blutzucker spiegels ist mit den konventionellen, invasiven Methoden (bei denen ein Blutstropfen aus dem Körper des Patienten gewonnen und mit einem heutzutage in guter Qualität zu günstigen Kosten erhältlichen Analysesystem ausgewertet wird) nicht möglich. Es hat deshalb schon zahlreiche Ver suche gegeben, die Konzentration der Glucose auf nichtin vasivem Wege zu bestimmen. Eine nähere Darlegung hierzu ist der genannten, europäischen Patentschrift zu entneh men.

Bei dem in der EP 0659055 B1 beschriebenen Verfahren wird zur Bestimmung eines Glucosewertes eine Mehrzahl von "De tektionsmessungen" durchgeführt, bei denen jeweils Licht als Primärlicht an einem definierten Einstrahlungsort in die biologische Matrix eingestrahlt wird, das Licht in der biologischen Matrix entlang einem Lichtweg propagiert und ein Intensitätsmeßwert von an einem definierten De tektionsort austretendem Sekundärlicht gemessen wird. Aus der Abhängigkeit des Intensitätsmeßwertes von dem Meßab stand zwischen dem jeweiligen Einstrahlungsort und dem jeweiligen Detektionsort wird in einem Auswerteschritt mittels eines Auswertealgorithmus und einer Kalibration die Glucosekonzentration ermittelt.

Die überraschende Erkenntnis, daß mit einem derartigen Meßverfahren der Verlauf der Glucosekonzentration in Hautgewebe oder einer anderen, biologischen Matrix gemes sen werden kann, wird in der EP 0659055 B1 damit erklärt, daß die mit der Änderung der Glucosekonzentration verbun dene Änderung des Brechungsindex der in der Matrix ent haltenen Flüssigkeit (obwohl sehr klein) für die Bestim mung der Glucosekonzentration verwendet werden kann, wenn man das Streuverhalten des Lichts unter Beachtung des dort beschriebenen Meßverfahrens untersucht. Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform sollen in dem Auswerteschritt die Einflüsse der Absorption und der Streuung durch Aus wertung der Intensitätsverteilung des Sekundärlichts als Funktion des Abstandes des Detektionsortes von dem Ein strahlungsort getrennt werden.

Auch in der wissenschaftlichen Literatur wird bereits seit längerem diskutiert, µ_a und µ_s aus der Abhängigkeit I(r) der Intensität I des Sekundärlichts von dem Meßab stand r (nachfolgend als "Intensitätsprofil" bezeichnet) zu bestimmen. Als theoretische Grundlagen dienen dabei die Diffusionstheorie sowie nummerisch-statistische Ver fahren (Monte-Carlo-Rechnungen). Die Theorie bildet ein Modell zur Beschreibung des Lichtausbreitungsverhaltens in einer streuenden Matrix, durch das ein mathematischer Zusammenhang zwischen dem Intensitätsprofil I(r) und den in dem Modell verwendeten Modellparametern (vor allem den Lichttransportparametern µ_a und µ_s und der Intensität des eingestrahlten Primärlichts I₀) hergestellt wird. Im Prinzip ist es möglich, die Lichttransportparameter da durch zu bestimmen, daß man einen Fit durchführt, bei dem durch Variation der Modellparameter das theoretisch be rechnete Intensitätsprofil optimal an experimentelle Er gebnisse angepaßt wird. Hierzu kann beispielsweise auf folgende Publikationen verwiesen werden:

1. T. J. Farrell et al.: "A diffusion theory model of spatially resolved, steady-state diffuse reflectance for the noninvasive determination of tissue optical properties in vivo", Med. Phys. 19, 879 bis 888 (1992).
2. R. C. Haskell et al.: "Boundary conditions for the diffusion equation in radiative transfer", J. Opt. Soc. Am A, 11, 2727 bis 2741 (1994).

Obwohl darin über eine gute Übereinstimmung von Meßwerten und theoretischen Berechnungen berichtet wird, haben die se Verfahren keine praktische Bedeutung (insbesondere für die Bestimmung der Gluocosekonzentration in einer biolo gischen Matrix) erlangt.

In der Patentliteratur sind verschiedene Verfahren be schrieben, deren Ziel es ist, in einer biologischen Ma trix µ_a und µ_s mit dem Ziel zu bestimmen, daraus analyti sche Daten für medizinische Zwecke, insbesondere zur Be stimmung der Glucosekonzentration, zu gewinnen:

1. Gemäß der EP 0760091 B1 werden für jeweils mindestens zwei unterschiedliche Meßlichtwege jeweils mindestens zwei Frequenzdomänen-spektroskopische Messungen durchgeführt, bei denen jeweils die Phasenverschie bung des Sekundärlichts gegenüber dem Primärlicht so wie ein Intensitätsmeßwert (nämlich die DC-Intensität oder die AC-Intensität) bestimmt wird. Aus diesen mindestens vier Meßwerten wird ein Absorptionsparame ter und/oder ein Streuparameter abgeleitet. Frequenz domänen-Meßverfahren arbeiten mit im GHz-Bereich mo duliertem Licht und bedingen dadurch einen großen meßtechnischen Aufwand.
2. In der EP 0774658 A2 ist ein Verfahren beschrieben, bei dem zur Analyse der Streueigenschaften einer bio logischen Matrix die Reflexionseigenschaften an der Oberfläche der Matrix variiert werden. Beispielsweise kann die Kontaktfläche des für die Messung verwende ten Meßkopfes unterschiedliche Teilbereiche mit un terschiedlicher Reflektivität aufweisen. Auf diese Weise werden bei zwei Meßabständen die Reflexionsei genschaften mindestens zweifach variiert. In der Pu blikation wird dargelegt, daß diese mindestens vier Meßwerte verwendet werden können, um (entweder auf Basis der Diffusionstheorie oder empirisch- nummerisch) Absorption und Streuung zu trennen. Auch dieses Verfahren ist jedoch relativ aufwendig. Außer dem ist es schwierig, die für die Analyse der Gluco sekonzentration erforderliche Reproduzierbarkeit der Meßwerte zu erreichen.

Hiervon ausgehend liegt der Erfindung die Aufgabe zugrun de, in einer biologischen Matrix µ_s (oder einen anderen die Lichtstreuung beschreibenden Parameter) selektiv mit einem Verfahren zu bestimmen, das sich durch einfache Handhabung, einen geringen apparativen Aufwand und hohe Genauigkeit auszeichnet.

Diese Aufgabe wird gelöst durch ein Verfahren zur selek tiven Bestimmung eines für die Lichtstreuung in einer biologischen Matrix charakteristischen Lichttransportpa rameters, insbesondere zum Zwecke der nichtinvasiven Be stimmung der Konzentration von Glucose in der biologi schen Matrix, umfassend eine Mehrzahl von Detektionsmes sungen, bei denen jeweils Licht als Primärlicht an einem Einstrahlungsort in die biologische Matrix eingestrahlt wird, das Licht in der biologischen Matrix entlang einem Lichtweg propagiert und ein Intensitätsmeßwert von an ei nem Detektionsort, der sich bei der Mehrzahl von Detekti onsmessungen in unterschiedlichen Meßabständen von dem Einstrahlungsort befindet, austretendem Sekundärlicht gemessen wird und einen Auswerteschritt, bei dem der für die Lichtstreuung in der biologischen Matrix charakteri stische Lichttransportparameter mittels eines Auswerteal gorithmus aus den bei der Mehrzahl von Detektionsmessun gen gemessenen Intensitätsmeßwerten abgeleitet wird, das dadurch gekennzeichnet ist, daß der Auswertealgorithmus einen Schritt einschließt, bei dem aus mindestens zwei zu unterschiedlichen Zeitpunkten gewonnenen Intensitätsmeß werten ein die zeitliche Änderung des Intensitätsmeßwer tes beschreibender Zeitableitungswert Δ_tI(r) berechnet wird und der Zeitableitungswert zur Bestimmung des Licht transportparameters verwendet wird.

Die Messung des Intensitätsmeßwertes ist vorzugsweise ei ne DC-Messung, bei der Primärlicht mit konstanter Inten sität eingestrahlt wird. Es kann jedoch auch gechoptes oder intensitätsmoduliertes Primärlicht und ein frequenz selektives Meßverfahren verwendet werden. Bei sehr hohen Modulationsfrequenzen (im GHz-Bereich) führt ein fre quenzmoduliertes Verfahren zur Messung der AC-Intensität. Wegen des erhöhten Meßaufwandes bei sehr hohen Meßfre quenzen ist ein solches Verfahren derzeit weniger bevor zugt.

Die Intensität des Sekundärlichts muß im Rahmen der Er findung nicht absolut gemessen werden. Vielmehr genügt eine Relativmessung zu mindestens zwei Meßzeitpunkten, aus der ein Zeitableitungswert berechnet werden kann. Ein Intensitätsmeßwert im Sinne der Erfindung ist demzufolge ein Wert einer Meßgröße in beliebigen Maßeinheiten, der eine Aussage über die relative Änderung der Intensität des Sekundärlichts erlaubt. Ein solcher Intensitätsmeß wert für einen Zeitpunkt t und einen Meßabstand r wird nachfolgend als I(r, t) bezeichnet.

Mathematisch ausgedrückt entspricht der Zeitableitungs wert (die relative; zeitliche Änderung des für einen be stimmten Meßabstand r gemessenen Intensitätsmeßwertes) der partiellen Ableitung der Funktion I(r, t) nach der Zeit:

∂_tI(r) = ∂lnI(r, t)/∂t = ∂I(r, t)/[∂t.I(r)] (1):

In der Praxis wird die Intensität zu mindestens zwei dis kreten Meßzeitpunkten t_i gemessen. Der Zeitableitungswert wird daraus als Differenzenquotient berechnet gemäß:

Die Erfindung erfordert in ihrer allgemeinsten Form min destens zwei Detektionsmessungen zu zwei unterschiedli chen Meßzeitpunkten t_i für einen festen Meßabstand r₀. Bevorzugt werden zu mindestens zwei Meßzeitpunkten Inten sitätsmeßwerte für mehrere unterschiedliche Meßabstände (Intensitätsprofile) gemessen.

Eine wichtige Grundlage der Erfindung ist die Erkenntnis, daß sich die Funktion, die die relative zeitliche Ände rung des Intensitätsmeßwertes in Abhängigkeit von den Lichttransportparametern µ_a und µ_s und der Intensität I₀ des Primärlichts beschreibt, als Summe schreiben läßt, deren Summenglieder jeweils nur von einem der Modellpara meter (µ_a, µ_s, I₀) abhängig sind. Es gilt:

Darin bezeichnet P_i die Modellparameter, ∂_tP_i deren zeit liche Ableitung (∂_tP_i = ∂P_i/∂t) und S_{P_i} die Sensitivität des Intensitätsprofils I(r) hinsichtlich des Parameters P_i, die berechnet wird gemäß:

Für die meßtechnische Praxis bedeutet dieser mathemati sche Zusammenhang, daß der die relative; zeitliche Ände rung des Intensitätsprofils beschreibende Zeitableitungs wert ein Zwischenwert ist, der es in sehr vorteilhafter Weise ermöglicht, die Einflüsse der unterschiedlichen Mo dellparameter voneinander zu trennen und dadurch den Streukoeffizienten selektiv zu bestimmen. Im Gegensatz zu dem vorbekannten Stand der Technik wird der Zeitablei tungswert dabei nicht berechnet, um eine Information über die zeitliche Änderung des Streukoeffizienten oder der Glucosekonzentration zu gewinnen. Vielmehr stellt der Zeitableitungswert einen Zwischenwert innerhalb des Algo rithmus zur Bestimmung des Streukoeffizienten bzw. der Glucosekonzentration dar. Er kann unmittelbar verwendet werden, beispielsweise um einen Parameter zu eliminieren, dessen Sensitivitätsverlauf in Abhängigkeit von dem Meß abstand bekannt ist. Der auf Basis dieses Zeitableitungs wertes berechnete Wert (z. B. des Streukoeffizienten bzw. der Glucosekonzentration) wird dem mittleren Zeitpunkt der Detektionsmessungen zugeordnet, aus denen der Zeitab leitungswert berechnet wurde.

Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform schließt der Aus wertealgorithmus Schritte ein, bei denen für mindestens zwei unterschiedliche Meßabstände zwischen Einstrahlungs ort und Detektionsort Detektionsmessungen zu mindestens zwei Zeitpunkten durchgeführt werden. Aus den dabei ge messenen (mindestens vier) Intensitätsmeßwerten, werden mindestens zwei Zeitableitungswerte berechnet, aus denen wiederum die räumliche Ableitung des Zeitableitungswertes nach dem Meßabstand berechnet wird. Das Ergebnis dieser Operationen ist unabhängig von Schwankungen der Primär lichtintensität I₀. Schwankungen der Lichtquellenintensi tät, die im Signal eine sogenannte "Common Mode-Drift" verursachen, werden demzufolge aus dem Meßergebnis elimi niert.

Gemäß einer weiteren bevorzugten Ausführungsform enthält der Auswertealgorithmus Schritte, bei denen für minde stens drei unterschiedliche Meßabstände zwischen Ein strahlungsort und Detektionsort Detektionsmessungen zu jeweils mindestens zwei Zeitpunkten durchgeführt werden. Aus den dabei gewonnenen (mindestens sechs) Intensitäts meßwerten werden mindestens drei Zeitableitungswerte be rechnet. Aus diesen Zeitableitungswerten wird die zweite räumliche Ableitung des Zeitableitungswertes nach dem Meßabstand berechnet. Die zweite räumliche Ableitung ent spricht der Krümmung der Funktion ∂_tI(r). Das dabei gewon nene Meßergebnis ist im wesentlichen unabhängig von dem Absorptionskoeffizienten µ_a. Soweit Gültigkeit des Ab sorptionsgesetzes von Lambert-Beer vorausgesetzt werden kann, läßt sich dies einfach dadurch erklären, daß die gemäß der Gleichung (4) berechnete Sensitivität S_{µ_a}(r) eine lineare Funktion von r ist. Die zweite Ableitung ei ner linearen Funktion ist Null.

Bevorzugt erfolgen die Detektionsmessungen, die im Rahmen des vorstehend erläuterten Algorithmus verwendet werden, mit ungewöhnlich kurzen Meßabständen. Vorzugsweise betra gen die Meßabstände der zwei bzw. drei Detektionsmessun gen (allgemeiner gesagt sämtlicher Detektionsmessungen, die für den Auswertealgorithmus verwendet werden) weniger als die vierfache, besonders bevorzugt weniger als die dreifache mittlere freie Weglänge (mean free path; MFP) des Lichts in der biologischen Matrix. Besonders vorteil haft ist es, wenn mindestens eine der Detektionsmessungen mit einem Meßabstand durchgeführt wird, der kleiner als die mittlere, freie Weglänge ist. In den obersten Schich ten der menschlichen Haut liegt die mittlere, freie Weglänge etwa bei 0,7 mm. Daraus ergibt sich, daß alle Meßabstände für im Rahmen der Erfindung verwendete Mes sungen an der Haut vorzugsweise unter 3 mm und besonders bevorzugt unter 2 mm liegen. Diese kurzen Meßabstände er lauben eine sehr kompakte Gestaltung des Meßkopfes. Die Erfindung eignet sich aus diesem Grund sehr gut für die medizinische Diagnostik, einschließlich endoskopischer Untersuchungen, an Gewebe.

Die Erfindung wird nachfolgend anhand von in den Figuren dargestellten Ausführungsbeispielen näher erläutert. Die darin beschriebenen Besonderheiten können einzeln oder in Kombination verwendet werden, um bevorzugte Ausgestaltun gen der Erfindung zu schaffen. Es zeigen:

Fig. 1 eine schematische Querschnittsdarstellung einer Vorrichtung für die optische Analyse einer bio logischen Matrix,

Fig. 2 einen ersten Plot eines erfindungsgemäß gemes senen Verlaufs der Glucosekonzentration im Kör per eines Probanden im Vergleich zu konventio nell invasiv gewonnenen Meßergebnissen,

Fig. 3 einen Plot entsprechend Fig. 2, jedoch mit an deren Meßabständen,

Fig. 4 einen Plot entsprechend Fig. 2, jedoch mit nochmals anderen Meßabständen,

Fig. 5 einen Plot ähnlich Fig. 2, bei dem ein konven tionell invasiv gemessener Verlauf der Glucose konzentration mit den Meßergebnissen eines vor bekannten, nichtinvasiven Verfahrens auf Basis der Diffusionstheorie verglichen wird,

Fig. 6 eine graphische Darstellung der Abhängigkeit der Streusensitivität S_{µ_s} von dem Meßabstand,

Fig. 7 eine dreidimensionale, graphische Darstellung der Abhängigkeit der Relation der Streusensiti vität S_{µ_s} zu der Absorptionssensitivität S_{µ_a} von dem Meßabstand r und dem Abstand d zwischen den Detektionsorten.

Die in Fig. 1 stark schematisiert dargestellte Vorrich tung zur selektiven Bestimmung von µ_s in einer biologi schen Matrix besteht im wesentlichen aus einem Meßkopf 1 und einer Signalverarbeitungs- und Auswerteeinheit 2.

Der Meßkopf 1 liegt mit der Unterseite einer Probenkon taktplatte 3 auf einer Grenzfläche 4 der zu untersuchen den, biologischen Matrix 5 auf, die eine Vielzahl von Streuzentren 6 enthält. Im Inneren des Meßkopfes 1 befin den sich Lichteinstrahlungsmittel 7, die im dargestellten Fall durch eine Leuchtdiode 8 gebildet werden und dazu dienen, Primärlicht (Pfeil 9) in die biologische Matrix 5 einzustrahlen. Der Einstrahlungsort 10 des Primärlichts wird durch eine entsprechende Ausnehmung der Hautkontakt platte 3 definiert.

Durch Pfeile 12 symbolisiertes Sekundärlicht, das an drei ebenfalls von entsprechenden Ausnehmungen der Probenkon taktplatte 3 definierten Detektionsorten 13, 14 und 15 austritt, wird von insgesamt mit 16 bezeichneten Detekti onsmitteln detektiert. Die Detektionsmittel 16 schließen bei der dargestellten Ausführungsform Lichtleitfasern 17 ein, durch die das Sekundärlicht aller drei Detektionsor te einem gemeinsamen Fotoempfänger 18 (beispielsweise ei ner Fotodiode, insbesondere Avalanche-Fotodiode 18, zuge führt wird. Um die notwendige Trennung der Intensitäts meßwerte der drei Detektionsorte zu ermöglichen, enthal ten die Lichtleitfasern 17 nicht dargestellte, optische Schalter.

Die Lichtwege, längs der das in die biologische Matrix 5 eingestrahlte Licht zwischen dem Einstrahlungsort 11 und dem Detektionsort 12 bis 14 propagiert, sind in Fig. 1 symbolisch dargestellt und mit 20 bis 22 bezeichnet. In folge der Streuung in der biologischen Matrix lassen sich selbstverständlich keine scharf begrenzten Lichtwege an geben. Es ist jedoch davon auszugehen, daß die meisten der als Sekundärlicht detektierten Photonen näherungswei se auf einem gekrümmten Lichtweg - ähnlich wie darge stellt - propagieren, wobei die mittlere Eindringtiefe mit der Größe des Meßabstandes r zwischen Einstrahlungs ort 10 und Detektionsort 12 bis 14 zunimmt.

Das Ausgangssignal des Fotoempfängers wird über ein Kabel 24 einer Signalverarbeitungselektronik 25 zugeführt. Dort wird es in üblicher Weise verstärkt, aufbereitet und di gitalisiert, so daß an ihrem Ausgang in digitaler Form Intensitätsmeßwerte zur Verfügung stehen, die der Inten sität des an den Detektionsorten 13 bis 15 austretenden Sekundärlichts entsprechen.

Insoweit ist die dargestellte Vorrichtung konventionell und muß deshalb nicht näher erläutert werden. Sowohl die Einstrahlungsmittel als auch die Detektionsmittel können in Form von unmittelbar in die Probenkontaktplatte 3 in tegrierten Lichtsendern bzw. lichtempfindlichen Elementen oder mit Hilfe von Lichtleitfasern realisiert sein, die das Licht von einem weiter entfernten Lichtsender zu der Hautkontaktplatte 3 hinführen bzw. von dieser zu einem Lichtempfänger transportieren. Die unterschiedlichen Meß abstände können durch unterschiedliche Kombinationen von Einstrahlungs- und Detektionsorten realisiert sein. Bei spielsweise können die in Fig. 1 dargestellten drei Meß abstände r₁, r₂ und r₃ auch dadurch realisiert sein, daß an drei unterschiedlichen Einstrahlungsorten eingestrahlt und an einem Detektionsort gemessen wird. Weitere Einzel heiten zur Konstruktion des Meßkopfes, zur Durchführung der Detektionsmessungen und zur Messung der Intensitäts meßwerte für unterschiedliche Meßabstände können dem pu blizierten Stand der Technik entnommen werden. Dabei kann insbesondere auf die EP 0659055 B1 verwiesen werden, in der unterschiedliche Anordnungen und Konstruktionen der Lichteinstrahlungsmittel und der Detektionsmittel be schrieben sind. Der Inhalt dieser Druckschrift wird durch Bezugnahme zum Inhalt der vorliegenden Anmeldung gemacht.

Der Meßkopf 1 und die Signalverarbeitungselektronik 25 sind jedenfalls so ausgebildet, daß von der Signalverar beitungselektronik 25 Intensitätsmeßwerte für jeden ge wünschten Meßzeitpunkt und für die bei dem jeweiligen Meßkopf möglichen Meßabstände (im dargestellten Fall die Meßabstände r₁, r₂ und r₃) bestimmt und in digitaler Form an die Auswerteelektronik 26 weitergeleitet werden. Dort werden, wie weiter oben erläutert, aus jeweils mindestens zwei zu unterschiedlichen Zeitpunkten gemessenen Intensi tätsmeßwerten Zeitableitungswert berechnet (Gleichung 2) und diese zur Bestimmung des Lichttransportparameters verwendet. Diese Berechnungen erfolgen mittels eines han delsüblichen Digitalcomputers.

Mit einer Vorrichtung, deren prinzipieller Aufbau der Darstellungen in Fig. 1 entsprach, wurde im Rahmen der experimentellen Erprobung der Erfindung der nachfolgend beschriebene Versuch durchgeführt.

Einem gesunden, männlichen Probanden wurde oral ein Glu cosetrunk verabreicht, der einen Anstieg seines Blutglu cosewertes um 130 mg/dl (von 80 mg/dl auf 210 mg/dl) be wirkte. Danach fiel der Glucosewert auf den Normalwert von 80 mg/dl zurück. Auf der Haut am Bauch dieses Proban den wurde ein Meßkopf mit einem Einstrahlungsort (kreis punktförmig, 0,1 mm Durchmesser) und sechs Detektionsor ten (jeweils kreissegmentförmig mit einem Öffnungswinkel von 30°) fixiert. Die Hautkontaktplatte des Kopfes und damit die Haut war auf eine Temperatur von 33,5°C tempe riert. Die in dem Meßkopf möglichen Abstände zwischen dem Einstrahlungsort und dem Detektionsort betrugen 0,8 mm, 1,2 mm, 1,6 mm, 2,0 mm, 2,4 mm und 2,8 mm. Das Primär licht wurde mit einer Wellenlänge von 805 nm einge strahlt. Die Auswertung der gemessenen Intensitätsmeßwer te I(r, t) erfolgte mit folgendem Algorithmus:
Zunächst wurden gemäß Gleichung (2) für jeweils drei Meß abstände r Zeitableitungswerte Δ_tI(r) berechnet. Aus den diesen Zeitableitungswerten wurde die zweite, räumliche Ableitung des Zeitableitungswertes nach dem Meßabstand berechnet gemäß:

Δ_r ²(Δ_tI(r)) = Δ_tI(r₁) - 2Δ_tI(r₂) + Δ_tI(r₃) (5).

Diese relativ einfache Formel gilt für den bevorzugten Sonderfall, daß sich die Meßabstände r₁, r₂ und r₃ bei den mindestens drei Detektionsmessungen um den jeweils glei chen Betrag unterscheiden. Für beliebige Meßabstände r₁, r₂ und r₃ gilt:

Dieser Algorithmus wurde mit drei unterschiedlichen Meß abstand-Trippeln durchgeführt, nämlich:

a) r₁ = 0,8 mm, r₂ = 1,2 mm, r₃ = 1,6 mm
b) r₁ = 1,2 mm, r₂ = 1,6 mm, r₃ = 2,0 mm
c) r₁ = 1,6 mm, r₂ = 2,0 mm, r₃ = 2,4 mm

Die Ergebnisse sind in den Fig. 2 bis 4 als Meßkurve NI dargestellt, nämlich Fig. 2 für das Meßabstandstrip pel a, Fig. 3 für das Meßabstandstrippel b und Fig. 4 für das Meßabstandstrippel c. Darin bezeichnet jeweils die Kurve NI das Ergebnis des Auswertealgorithmus. Die dickere Kurve I stellt eine Vergleichsmessung dar, bei der auf konventionelle Weise die Konzentration C_G der Glu cose im Blut invasiv bestimmt wurde. Beide Kurven wurden an einem Punkt normiert. Dies entspricht einer Eichung des erfindungsgemäßen nichtinvasiv gemessenen Glucosever laufes NI mittels einer einzigen, invasiven Kontrollmes sung.

Die Ergebnisse zeigen:

- Der Verlauf der invasiv und nichtinvasiv gemessenen Meßkurven stimmt sehr gut überein. Daraus folgt, daß der erfindungsgemäße Algorithmus, bei dem die relati ven zeitlichen Änderungen eines gemessenen Intensi tätsprofils (nicht, wie im bisherigen Stand der Tech nik, die gemessenen Intensitätsprofile selbst) als Grundlage der Auswertung herangezogen werden, auf einfache Weise eine sehr gute, nichtinvasive Kontrolle des zeitlichen Verlaufs des Blutzuckerspiegels ermöglicht.
- Die Ergebnisse sind umso besser, je kürzer die in dem jeweiligen Algorithmus verwendeten Meßabstände sind.

Fig. 5 zeigt die Ergebnisse eines Vergleichsversuches, bei dem die gleichen Intensitätsmeßwerte mit einem Algo rithmus nach dem Stand der Technik ausgewertet wurden. Zu diesem Zweck wurde das gemessene Intensitätsprofil (unter Verwendung sämtlicher Meßabstände zwischen 0,8 mm und 2,4 mm) an ein mittels der Diffusionstheorie errechnetes Modell gefittet. Auch in diesem Fall ist das Ergebnis der nichtinvasiven Messung mit NI bezeichnet, wobei in einem Punkt eine Normierung auf die ebenfalls eingetragene, kon ventionell gemessene Meßkurve I erfolgte. Es ist festzu stellen, daß keine akzeptable Korrelation der berechneten Ergebnisse der nichtinvasiven Messung mit der Glucoseva riation zu erkennen ist.

Wie dargelegt, werden erfindungsgemäß die besten Ergeb nisse bei sehr kurzen Meßabständen erzielt. Insoweit un terscheidet sich die Erfindung grundlegend von vorbekann ten, auf der Diffusionstheorie basierenden Verfahren, bei denen - wie bei den einleitend zitierten Publikationen 1. und 2. - relativ große Meßabstände für die Auswertung herangezogen werden. Dies wird unter anderem auch in der Publikation:

1. F. Bevilacqua et al. "In vivo local determination of tissue optical properties", SPIE, Vol. 3194, 262 bis 268

bestätigt. Da das dort beschriebene Verfahren für die op tische Biopsie zur Erkennung maligner Gewebestrukturen eingesetzt werden soll, wird eine hohe, örtliche Auflösung angestrebt und deshalb eine Meßsonde mit kurzen Meßab ständen (weniger als 2 mm) verwendet. Das Verfahren er fordert jedoch eine Absolutmessung und die Verwendung theoretischer Vorgaben hinsichtlich des Streukoeffizien ten (berechnet nach der Mie-Theorie). Es ist deshalb mit dem Verfahren der vorliegenden Erfindung nicht vergleich bar.

Um die gefundenen, experimentellen Ergebnisse besser zu verstehen, haben die Erfinder Streusensitivitäten S_{µ_s} ge mäß Gleichung (4) auf Basis der Diffusionstheorie berech net. Für den Fall äquidistanter Meßabstände mit einem Ab stand von 0,4 mm der Detektionsorte untereinander ergibt sich die in Fig. 6 dargestellte, funktionale Abhängigkeit der zweiten, räumlichen Ableitung der Streusensitivität Δ_r ² S_{µ_s} (Ordinate in willkürlichen Einheiten) als Funktion des Meßabstandes (r in mm). Man sieht eine näherungsweise exponentielle Abnahme der Streusensitivi tät mit zunehmendem Meßabstand. Dies bestätigt, daß die selektive Messung der Streuung am besten mit kurzen Meß abständen gelingt.

Fig. 7 zeigt für den Fall äquidistanter Meßabstände die zweite, räumliche Ableitung des Verhältnisses der Streu sensitivität S_{µ_s} zu der Absorptionssensitivität S_{µ_a} als Funktion des Meßabstandes r und des Abstandes d zwischen den Detektionsorten in mm. Aus dieser graphischen Dar stellung läßt sich erkennen, daß sich das Verhältnis zwi schen S_{µ_s} und S_{µ_a} für kleine Meßabstände vergrößert. Auch dadurch werden die experimentellen Ergebnisse bestätigt.

Claims

1. Verfahren zur selektiven Bestimmung eines für die Lichtstreuung in einer biologischen Matrix (5) cha rakteristischen Lichttransportparameters, insbesonde re zum Zwecke der nichtinvasiven Bestimmung der Kon zentration von Glucose in der biologischen Matrix (5), umfassend:
eine Mehrzahl von Detektionsmessungen, bei denen je weils Licht als Primärlicht (9) an einem Einstrah lungsort (10) in die biologische Matrix (5) einge strahlt wird, das Licht in der biologischen Matrix entlang eines Lichtwegs (20 bis 22) propagiert und ein Intensitätsmeßwert von an einem Detektionsort (12 bis 14), der sich bei der Mehrzahl von Detektionsmessun gen in unterschiedlichen Meßabständen (r₁ bis r₃) von dem Einstrahlungsort befindet, austretendem Sekundär licht (12) gemessen wird und
einen Auswerteschritt, bei dem der für die Licht streuung in der biologischen Matrix (5) charakteri stische Lichttransportparameter mittels eines Auswer tealgorithmus aus den bei der Mehrzahl von Detekti onsmessungen gemessenen Intensitätsmeßwerten abgelei tet wird,
dadurch gekennzeichnet, daß
der Auswertealgorithmus einen Schritt einschließt, bei dem aus mindestens zwei zu unterschiedlichen Zeitpunkten gewonnenen Intensitätsmeßwerten ein die zeitliche Änderung des Intensitätsmeßwertes beschrei bender Zeitableitungswert (Δ_tI(r)) berechnet wird und
der Zeitableitungswert zur Bestimmung des Lichttrans portparameters verwendet wird.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Auswertealgorithmus Schritte einschließt, bei denen für mindestens zwei unterschiedliche Meßabstän de zwischen Einstrahlungsort und Detektionsort ein Zeitableitungswert und daraus die räumliche Ableitung des Zeitableitungswertes nach dem Meßabstand berech net wird.

3. Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß jeder der mindestens zwei Meßabstände kleiner als die vierfache, bevorzugt kleiner als die dreifache, mittlere, freie Weglänge des Lichts in der biologi schen Matrix ist.

4. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Auswertealgorithmus Schritte einschließt, bei denen für mindestens drei unterschiedliche Meßabstän de zwischen Einstrahlungsort und Detektionsort ein Zeitableitungswert und daraus die zweite räumliche Ableitung des Zeitableitungswertes nach dem Meßab stand berechnet wird.

5. Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß jeder der mindestens drei Meßabstände kleiner als die vierfache, bevorzugt kleiner als die dreifache, mittlere, freie Weglänge des Lichts in der biologi schen Matrix ist.

6. Verfahren nach Anspruch 4 oder 5, dadurch gekenn zeichnet, daß die Meßabstände zwischen dem Einstrah lungsort und dem Detektionsort bei den mindestens drei Detektionsmessungen sich um den jeweils gleichen Betrag unterscheiden.

7. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß mindestens einer der Meß abstände kleiner als die mittlere, freie Weglänge des Lichts in der biologischen Matrix ist.

8. Computerprogrammprodukt, das direkt in den Speicher eines digitalen Computers geladen werden kann und Softwareabschnitte umfaßt, mit denen die Schritte des Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 7 ausge führt werden, wenn das Produkt auf einem Computer läuft.

9. Computergeeignetes Speichermedium mit einem Computer programmprodukt nach Anspruch 8.

10. Vorrichtung zur optischen Analyse einer biologischen Matrix, enthaltend ein Computerprogrammprodukt nach Anspruch 8.