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Deutsche Übersetzung
der Beschreibung
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Die
vorliegende Erfindung betriff Messung einer Konzentration einer
Komponente in einem Probanden. Insbesondere betrifft die vorliegende
Erfindung ein Verfahren und eine Vorrichtung zur genauen Messung
einer Konzentration einer Komponente in einem Probanden, wie einer
Körperflüssigkeit
in einem menschlichen Körper
durch Eliminieren einer Zeitdifferenz zwischen einer Messung eines
Referenzlichts und einer Messung eines Signallichts.
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Mit
den gesamten Verbesserungen der Lebensqualität und Lebensbedingungen hat
das Interesse an der persönlichen
Gesundheit zugenommen. Als Folge davon wurde eine breite Vielfalt
an medizinischer Ausrüstung
für den
Hausgebrauch erforscht und entwickelt, die es Leuten ermöglichen,
ihre persönliche
Gesundheit zu überwachen.
In einem normalen menschlichen Körper
wird Körperflüssigkeit organisch
im Kreislauf geführt
und eingestellt, so dass eine Menge an Körperfluid in einem bestimmten Bereich
gehalten ist. Körperflüssigkeiten
beinhalten Blut, Urin, Zwischenraumfluid, Schweiß und Speichel. Insbesondere
Konzentrationen an Blut und Urin (Glucose und Protein) sind wesentliche
Parameter bei der Bestimmung des Gesundheitszustands einer Person.
Außerdem
spielen Konzentrationen an Blutkomponenten wie Glucose, Hämoglobin,
Bilirubin, Cholesterin, Albumin, Creatinin, Protein und Harnstoff
eine bedeutende Rolle bei der Bewertung des Gesundheitszustands
einer Person.
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Wenn
ein menschlicher Körper
mit einer Krankheit infiziert ist, verändert sich die Zusammensetzung
oder Menge einer Komponente eines Körperfluids, was zum Tode führen kann.
Zum Beispiel beträgt
die Glucosekonzentration im Blut bei einer normalen Person ungefähr 80 mg/dl
vor einer Mahlzeit und ungefähr
120 mg/dl nach einer Mahlzeit. Um eine solche normale Glucosekonzentration
einzuhalten, sondert die Bauch speicheldrüse (Pankreas) des Menschen
vor der nach der Mahlzeit eine geeignete Menge an Insulin ab, so
dass Glucose in die Leber und Skelettmuskelzellen aufgenommen werden kann.
Wenn jedoch der Pankreas aufgrund einer Erkrankung oder aus anderen
Gründen,
keine geeignete Menge an Insulin absondert, um eine normale Blutglucosekonzentration
einzuhalten, ist eine übermäßige Menge
an Glucose im Blut vorhanden, was zu einer Erkrankung des Herzens
oder der Leber, Arteriosklerose, Hypertension (Hochdruck), Katarakt
(grauer Star), Netzhautblutung, Nervenschädigung, Hörverlust oder Sehbeeinträchtigung
führen
kann, die alle ernste Probleme einschließlich den Tod verursachen können. Dementsprechend
wird eine Technik zum Messen einer Veränderung in einem Körperfluid eines
menschlichen Körpers
als sehr wichtig angesehen.
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Verfahren
zum Messen der Konzentration einer Komponente eines Körperfluids
beinhalten invasive Verfahren zum direkten Abnehmen einer Probe von
einem Probanden und Durchführen
von Messungen an der genommenen Probe des Probanden und nichtinvasive
Verfahren zum Durchführen
von Messungen, ohne direkt eine Probe von einem Probanden abzunehmen.
Da invasive Verfahren viele Probleme bereiten, wurden kontinuierlich
Techniken zum leichten Analysieren von Komponenten einer Körperflüssigkeit
unter Verwendung eines nichtinvasiven Verfahrens erforscht und entwickelt.
Beim herkömmlichen
Messen einer Komponente einer Körperflüssigkeit,
zum Beispiel Blutglucose, wird Blut abgenommen, mit einem Reagans
umgesetzt und dann unter Verwendung eines klinischen Analysesystems analysiert
oder eine Farbveränderung
eines Teststreifens quantitativ ausgewertet. Wenn ein solcher Blutglucosetest
jeden Tag durchgeführt
wird, leidet der Patient Schmerz bei der direkten Blutabnahme und
ist für
Infektion anfällig.
Da es außerdem
schwierig ist, den Blutglucosespiegel kontinuierlich zu überwachen,
ist es schwierig, einen Patienten in einer Notfallsituation richtig
zu behandeln. Außerdem
kann die Verwendung von Einmalstreifen und Rea genzien für den Patienten
eine finanzielle Belastung darstellen. Ferner verursachen diese
Einmalmessstreifen und Reagenzien Umweltverschmutzung, und erfordern
deshalb Spezialbehandlung. Dementsprechend ist die Entwicklung einer
Technik zum Messen einer Blutglucosekonzentration ohne Abnahme von
Blut zum Überwachen
und Einstellen des Blutglucosespiegels bei einem Diabetiker oder
zur Diagnose des Gesundheitszustands einer Person gewünscht. Es wurden
viele Verfahren zum nichtinvasiven Messen der Blutglucose erforscht,
aber es wurden noch keine Instrumente zur Anwendung dieser Verfahren
auf den Markt gebracht.
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Bei
den meisten herkömmlichen
spektroskopischen Verfahren zum Messen der Konzentration einer Blutkomponente
in einem menschlichen Körper wird
Licht in einem Wellenlängenbereich
der sichtbaren Strahlung oder nahen Infrarotstrahlung (NIR) auf einen
Teil des menschlichen Körpers
gestrahlt, und dann wird vom Körper
reflektiertes oder durchgelassenes Licht erfasst. Bei solchen spektroskopischen Verfahren
wird üblicherweise
ein Spektrum gemessen, um die Konzentration einer Blutkomponenten
zu messen. Hier ist eine Referenzlichtquelle mit einer Wellenlänge, die
am besten auf eine zu messende Blutkomponente anspricht und eine
Bandbreite, die einen Einfluss einer Interferenzsubstanz effektiv
ausgleicht, erforderlich. Herkömmlich
wird als Lichtquelle eine kontinuierliche Wellelampe (CW, continuous wave)
verwendet und die Intensität
des Lichts wird unter Verwendung eines teuren Detektors gemessen oder
es wird ein Spektrum unter Verwendung eines spektroskopischen Systems
gemessen, um die Konzentration einer Komponente zu errechnen. Alternativ
kann eine Lichtemissionsdiode (LED) oder eine Laserdiode (LD) als
Lichtquelle verwendet werden.
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Da
jedoch die Konzentration einer zu messenden Komponente im Blut sehr
gering sein kann und ein Lichtdiffusionseffekt größer ist
als ein Lichtabsorptionseffekt im lebenden Gewebe und Blut, sind erfasste
Sig nale sehr schwach. Daher ist ein Verfahren zum Verstärken des
Signals erforderlich. Da darüber
hinaus organische Substanzen im menschlichen Körper kontinuierlich strömen, kann
eine Komponentenkonzentration nur genau gemessen werden, wenn die
Messung schnell durchgeführt
wird. Es ist außerdem
anzumerken, dass eine auf einen menschlichen Körper eingestrahlte mittlere
Energie einen Grenzwert nicht überschreiten
sollte, die den menschlichen Körper
schädigen
könnte.
Insbesondere ist in einem NIR-Wellenlängenbereich von ungefähr 700 bis
2500 nm ein Glucoseabsorptionsband weit verbreitet, aber eine maximale
Glucoseabsorption ist im Vergleich zu einem großen Hintergrundspektrum des
Wassers gering. Daraus folgt ein geringes Signal-Rausch-Verhältnis (SNR,
signal to noise ratio), das genaue Messung sehr schwierig macht.
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Bei
verschiedenen herkömmlichen
nichtinvasiven Verfahren zum Messen einer Konzentration einer Komponente
bei einem Probanden wird Absorption gemessen und eine multivariante
statistische Analyse an der Absorption durchgeführt, um eine Komponentenkonzentration
zu analysieren. Die Absorption kann als negatives Logarithmenverhältnis zwischen
bei einer Probe gemessener Signallichtintensität und einer Referenzlichtintensität ausgedrückt werden.
Da die ohne einen menschlichen Körper
gemessene Signallichtintensität
und die im menschlichen Körper
gemessene Signallichtintensität
bei bestimmten Zeitintervallen gemessen werden, besteht eine Zeitdifferenz
zwischen der Messung der Signallichtintensität und der Messung der Referenzlichtintensität. Eine
solche Zeitdifferenz kann eliminiert werden, indem die Referenzlichtintensität und die
Signallichtintensität
gleichzeitig gemessen werden. Bei einem herkömmlichen Ansatz zur Eliminierung
der Zeitdifferenz wird ein Strahl mit einem Strahlsplitter in zwei
Strahlen aufgespalten, bevor er auf einen menschlichen Körper eingestrahlt
wird. Einer der beiden Strahlen wird zu einem Referenzlichtintensitätskanal
gesendet und der andere wird zu einem Signallichtintensitätskanal
gesendet. Die Intensi täten
dieser beiden Strahlen werden separat gemessen und verwendet, um
die Konzentration einer bestimmten Komponente vorauszusagen. Bei
dieser Situation sind jedoch ein zusätzliches optisches System zum Aufspalten
eines Eingangsstrahls und zugehörige Teile
erforderlich. Deshalb ist es schwierig, ein kompaktes System zu
konstruieren. Wenn indessen kein Strahlsplitter verwendet wird,
wird zunächst
die Referenzlichtintensität
gemessen, dann wird die Signallichtintensität gemessen, um die Absorption
zu berechnen. Aufgrund des Einflusses verschiedener Veränderungen,
die in einem Zeitintervall zwischen der Messung der Referenzlichtintensität und der Messung
der Signallichtintensität
auftreten, ist es schwierig, die Konzentration einer Komponente
genau vorherzusagen.
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US 5,039,855 beschreibt
ein einstellbares akustisch-optisches Doppelstrahlspektrometer,
das zwei Strahlen aus einem akustisch-optischen Filter erzeugt,
wobei ein Strahl zum Messen der Probe und der andere als Referenz
verwendet wird, wobei zwei Detektoren verwendet werden.
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US 4,771,629 beschreibt
ein ähnliches
Verfahren unter Verwendung eines einzigen Detektors.
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Ein
anderes ähnliches
Verfahren ist in
EP 699898 beschrieben,
das wiederum einen ähnlichen Detektor
verwendet.
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Gemäß einem
Aspekt der Erfindung wird eine Vorrichtung zum Messen einer Konzentration
einer Komponente in einem Probanden nach Anspruch 4 zur Verfügung gestellt.
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Die
Vorrichtung kann ferner eine Kondensatorlinse auf einem optischen
Pfad zwischen der Lichtquelle und dem einstellbaren Filter aufweisen,
um das von der Lichtquelle emittierte Licht zu kondensieren. Die
Lichtquelle kann eine Halogenlampe sein. Der erste und zweite Lichtdetektor können Photodetektoren
sein, die aus einem Material gebildet sind, das aus der Gruppe bestehend
aus InGaAs, PbS und InSb ausgewählt
ist. Der einstellbare Filter kann einen Wandler und ein akustisch-optisches
Medium aufweisen und das akustisch-optische Medium kann ein Kristall
sein.
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Die
Vorrichtung kann ferner eine Strahlführungseinheit aufweisen, die
den vom einstellbaren Filter erzeugten positiven Strahl so führt, dass
er parallel zum Probanden geleitet wird und der vom einstellbaren
Filter erzeugten negativen Strahl parallel zum Referenzmaterial
geleitet wird. Die erste und zweite Strahlführungseinheit können aus
der Gruppe bestehend aus einem verjüngten Aluminiumrohr, einem
Glasstab und einem hohlen Wellenleiter gewählt sein.
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Die
Vorrichtung kann ferner eine Brechungsindexvergleichseinheit aufweisen,
die zwischen der Strahlführungseinheit
und dem Probanden angeordnet ist, um einen internen Brechungsindex
des Probanden mit einem äußeren Brechungsindex
des Probanden zu vergleichen.
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Bei
der Vorrichtung kann der Signalprozessor die Intensitätsverhältnisgleichung
unter Verwendung eines positiven Strahls und eines negativen Strahls
ermitteln, die vom Referenzmaterial ausgegeben sind, wenn ein vom
einstellbaren Filter erzeugter positiver Strahl und ein negativer
Strahl bei einer speziellen Wellenlänge auf das Referenzmaterial
eingestrahlt werden.
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Gemäß einem
anderen Aspekt der vorliegenden Erfindung wird ein Verfahren zum
Messen einer Konzentration einer Komponente in einem Probanden nach
Anspruch 1 zur Verfügung
gestellt.
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Bei
dem Verfahren kann Aufstellen der Intensitätsverhältnisgleichung Erzeugen von
positiven und negativen Strahlen mit dem zweiten Wel lenlängenband
des Lichts beinhalten, das das erste Wellenlängenband aufweist und von einer
Lichtquelle bereitgestellt wird, entsprechend einem Radiofrequenzsignal (RF)
mit einer bestimmten Frequenz, Einstrahlen von positiven und negativen
Strahlen auf das Referenzmaterial und Erfassen der Intensitäten der
entsprechenden positiven und negativen Strahlen, die vom Referenzmaterial
ausgegeben werden, und Aufstellen der Intensitätsverhältnisgleichung ausgehend von
den erfassten Intensitäten
der positiven und negativen Strahlen.
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Beim
Verfahren können
das Anwenden von Licht mit dem ersten Wellenlängenband und Erfassen der Intensitäten des
positiven Strahls, der vom Probanden ausgegeben wird und des negativen Strahls,
der vom Referenzmaterial ausgegeben wird, Erzeugen der positiven
und negativen Strahlen mit dem zweiten Wellenlängenband des Lichts beinhalten,
das das erste Wellenlängenband
aufweist und von der Lichtquelle bereitgestellt wird, entsprechend einem
Radiofrequenzsignal (RF) mit einer bestimmten Frequenz und Einstrahlen
der erzeugen positiven und negativen Strahlen auf den Probanden
bzw. die Referenzsubstanz und Erfassen der Intensität des positiven
Strahls, der vom Probanden ausgegeben wird und der Intensität des negativen
Strahls, der von der Referenzsubstanz ausgegeben wird.
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Gemäß noch einem
anderen Merkmal einer Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung wird ein computerlesbares Aufzeichnungsmedium
zur Verfügung
gestellt, das darauf aufgezeichnet ein Programm zum Ausführen des
obigen Verfahrens aufweist.
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Im
Bemühen,
mindestens einige der oben genannten Probleme zu lösen, ist
ein Merkmal einer Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung, ein Verfahren zum genauen Messen einer
Konzentration einer Komponente in einem Probanden zur Verfügung zu
stellen, indem eine Zeitdif ferenz zwischen einer Messung eines Referenzlichts
und einer Messung eines Signallichts eliminiert wird.
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Die
obigen und weitere Merkmale und Vorteile der vorliegenden Erfindung
werden für
die Fachleute besser ersichtlich aus einer ausführlichen Beschreibung bevorzugter
Ausführungsformen
mit Bezug zu den begleitenden Zeichnungen, in denen:
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1 ein
Blockdiagramm einer Vorrichtung zum Messen einer Konzentration einer
Komponente in einem Probanden gemäß einer Ausführungsform der
vorliegenden Erfindung ist;
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2 ein
Schaubild ist, das Absorptionsspektren bei verschiedenen Wellenlängen zeigt, wenn
Wasser von einer wässrigen
Glucoselösung abgezogen
wird;
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3 ein
Fließbild
eines Verfahrens zum Messen einer Konzentration einer Komponente
in einem Probanden gemäß einer
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung ist;
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4 ein
detailliertes Fließbild
des in 3 gezeigten Vorgangs 310 ist.
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Die
vorliegende Erfindung wird nun genauer mit Bezug zu den begleitenden
Zeichnungen beschrieben, in denen bevorzugte Ausführungsformen der
Erfindung gezeigt sind. Die Erfindung kann jedoch in unterschiedlichen
Formen verkörpert
werden und sollte nicht als auf die hier angegebenen Ausführungsformen
beschränkt
betrachtet werden. Vielmehr sind diese Ausführungsformen angegeben, so dass
die Offenbarung gründlich
und vollständig
ist und den Fachleuten den Rahmen der Erfindung vollkommen vermittelt.
Gleiche Bezugszeichen bezeichnen gleiche Elemente.
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1 ist
ein Blockdiagramm einer Vorrichtung zum Messen einer Konzentration
einer Komponente in einem Probanden gemäß einer Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung. Die Vorrichtung beinhaltet eine Lichtquelle 111,
eine Kondensatorlinse 112, einen Radiofrequenzsignal generator 113,
einen einstellbaren Filter 114, eine erste Strahlführungseinheit 118,
eine zweite Strahlführungseinheit 119,
einen ersten Lichtdetektor 122, einen zweiten Lichtdetektor 123,
einen Verstärker 124,
einen Analog/Digital-Wandler (A/D) 125, einen Signalprozessor 126,
eine Speichereinheit 127 und eine Anzeigeeinheit 128.
Die Lichtquelle 111, die Kondensatorlinse 112,
der RF-Signalgenerator 113, der einstellbare Filter 114 und
die erste und zweite Strahlführungseinheit 118 und 119 bilden
eine Lichtstrahleinheit. Die Bezugszeichen 115, 116 und 117 bezeichnen
Strahlen positiver, nullter und negativer Ordnung, die durch den
einstellbaren Filter 114 erzeugt sind. Bezugszeichen 120 bezeichnet
einen zu messenden Probanden und Bezugszeichen 121 bezeichnet
die Referenzsubstanz, die im Behälter
einhalten ist. Das Referenzmaterial 121 ist eine Substanz
mit 100% Permeabilität.
Dementsprechend ist die Intensität
des in die Referenzsubstanz 121 eingeführten Strahls gleich der des
Strahls, der von der Referenzsubstanz 121 ausgegeben wird.
Die Referenzsubstanz 121 kann durch einen Behälter ersetzt
sein, zum Beispiel eine Küvette,
die leer ist.
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Im
Einsatz emittiert die Lichtquelle 111 ein Lichtsignal mit
einem speziellen Wellenlängenband, das
von einer speziellen Komponente in einer Körperflüssigkeit des Menschen absorbiert
wird. Die spezielle zu messende Komponente, die Glucose, Hämoglobin,
Albumin oder Cholesterin sein kann, absorbiert Licht mit einer speziellen
Wellenlänge
entsprechend ihrer jeweiligen Eigenschaften. Es können verschiedene
Arten von Lampen als Lichtquelle 111 entsprechend der speziellen
zu messende Komponente verwendet werden. In dieser Ausführungsform der
vorliegenden Erfindung wird eine Halogenlampe als Lichtquelle 111 verwendet.
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Die
Kondensatorlinse 112 ist auf einem optischen Pfad der Lichtquelle 111 befestigt,
so dass das von der Lichtquelle 111 emittierte Lichtsignal
kondensiert wird. Das von der Kondensatorlinse 112 kondensierte
Licht signal wird auf den einstellbaren Filter 114 aufgegeben.
Die Kondensatorlinse 112 ist optional und kann weggelassen
oder eingesetzt sein, wie es bei einer speziellen Anwendung erforderlich
ist.
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Der
RF-Signalgenerator 113 erzeugt ein RF-Signal, so dass eine
Wellenlänge
des durch die Kondensatorlinse 112, sofern vorhanden, auf
den einstellbaren Filter 114 aufgegebenen Lichtsignals verändert wird,
und gibt das RF-Signal an den einstellbaren Filter 114.
Es ist bevorzugt, dass das RF-Signal eine Frequenz aufweist, die
dem einstellbaren Filter 114 ermöglicht, Licht zu erzeugen,
das ein Wellenlänge
im Bereich von 400 bis 12000 nm aufweist. Der einstellbare Filter 114 ist
bevorzugt eine akustisch-optische Vorrichtung mit einem breiten
Einstellbereich und einer hohen Einstellgeschwindigkeit, so dass
Wellenlängenabtastung
in Mikrosekunden (μs)
erfolgt. Der einstellbare Filter 114 weist einen Wandler 114a und
ein akustisch-optisches Medium 114b auf, zum Beispiel einen
Kristall.
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Eine
Funktion des RF-Signalgenerators 113 wird in Verbindung
mit einer Funktion des einstellbaren Filters 114 beschrieben.
Nach Empfang eines externen elektrischen Signals, gibt der RF-Signalgenerator 113 das
RF-Signal an den
Wandler 114a in Kombination mit dem akustisch-optischen
Medium 114b. Der Wandler 114a erzeugt und gibt
eine Ultraschallwellenfront an das akustisch-optische Medium 114b.
Ein von der Lichtquelle 111 einfallender Lichtstrahl tritt
mit der Ultraschallwellenfront im akustisch-optischen Medium 114b in
Wechselwirkung, so dass positive Strahlen und negative Strahlen
erzeugt werden, die die Braggsche Bedingung erfüllen. Ein Teil des einfallenden
Lichtstrahls wird unverändert ausgegeben
und wird ein Strahl nullter Ordnung. Insbesondere schwankt die Wellenlänge des
auf den einstellbaren Filter 114 aufgegebenen Lichts mit
der Frequenz des RF-Signals, das vom RF-Signalgenerator 113 ausgegeben
ist, und das Licht wird, entsprechend einem Brechungswinkel des
akustisch-optischen Mediums 114b, als positiver Strahl 115,
Strahl 116 nullter Ordnung und negativer Strahl 117 mit
einer gleichen Reflexionsordnung wie der positive Strahl 115 ausgegeben.
Der positive Strahl 115 wird der ersten Strahlführungseinheit 118 zugeführt und
der negative Strahl 117 wird der zweiten Strahlführungseinheit 119 zugeführt. Hier
kann der positive Strahl 115 eine Reflexionsordnung von
+1 aufweisen und der negative Strahl 117 kann eine Reflexionsordnung
von –1
aufweisen. Der Strahl 116 nullter Ordnung wird nicht verwendet
und daher blockiert. Sowohl der positive Strahl 115 wie
der negative Strahl 117 können als Signallicht verwendet
werden. In dieser Ausführungsform
wird der positive Strahl 115 als Signallicht verwendet
und der negative Strahl 117 wird als Hilfslicht zum Berechnen
eines Referenzlichts verwendet.
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Die
erste Strahlführungseinheit 118 überträgt den positiven
Strahl 115, so dass er parallel ist und die zweite Strahlführungseinheit 119 überträgt den negativen
Strahl 117, so dass er parallel ist. Die erste und zweite
Strahlführungseinheit 118 und 119 können jeweils
als verjüngtes
Aluminiumrohr, Glasstab oder hohler Wellenleiter ausgeführt sein.
Der positive Strahl 115 und der negative Strahl 117 werden
auf den Probanden 120 und die Referenzsubstanz 121 eingestrahlt,
die im Behälter
enthalten ist. Der Proband 120 kann in vivo ein Teil eines
menschlichen Körpers
sein, wie ein Finger oder ein Ohrläppchen, oder kann ein bestimmter
Behälter
sein, wie eine Küvette,
die eine Probe in vitro enthalten kann. Wenn dementsprechend der
Proband 120 ein lebendes Gewebe ist, wird die Konzentration
einer Komponente nichtinvasiv gemessen. Wenn der Proband 120 eine Probenküvette ist,
wird die Konzentration einer Komponente invasiv gemessen.
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Da
der Brechungsindex der Oberfläche
von Blut enthaltendem lebendem Gewebe sich von dem im Inneren des
lebenden Gewebes unterscheidet, kann zusätzlich eine Brechungsindexabstimmungseinheit
zwischen die erste Strahlführungseinheit 118 und
den Probanden 120 ein gesetzt sein, um einen internen Brechungsindex
des Probanden 120 mit einem externen Brechungsindex des
Probanden 120 abzustimmen, so dass das Signal-Rauschverhältnis (SNR)
signifikant erhöht
werden kann.
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Der
erste Lichtdetektor 122 erfasst ein Signallicht, das beim
Probanden 120 durchstrahlt oder reflektiert ist und gibt
es an den Verstärker 124.
Der zweite Lichtdetektor 123 erfasst von der Referenzsubstanz 121,
die im Behälter
enthalten ist, erzeugtes Referenzlicht und gibt es an den Verstärker 124. Der
erste und zweite Lichtdetektor 122 und 123 können durch
einen Photodetektor ausgeführt
sein, der aus InGaAs, PbS oder InSb gebildet ist. Der Verstärker 124 verstärkt das
Signallicht und das Referenzlicht, das vom ersten und zweiten Lichtdetektor 122 und 123 erfasst
ist, auf eine bestimmte Höhe.
Das verstärkte
Signallicht und das verstärkte
Referenzlicht werden vom A/D-Konverter 125 in digitale
Daten konvertiert und dann dem Signalprozessor 126 zugeführt.
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Der
Signalprozessor 126 ist gewöhnlich durch einen Mikroprozessor
ausgebildet und ist mit einer Intensitätsverhältnisgleichung zwischen einem positiven
Strahl und einem negativen Strahl und einem Algorithmus zur Vorhersage
der Konzentration einer Komponente versehen. Der Signalprozessor 126 verarbeitet
und analysiert die vom A/D-Wandler 125 empfangenen digitalen
Daten, berechnet die Absorption unter Verwendung der Intensität des Referenzlichts
und der Intensität
des Signallichts und berechnet die Konzentration einer speziellen
Komponente unter Verwendung des Vorhersagealgorithmus. Insbesondere
kann eine Modellvorhersageformel zum genauen Vorhersagen von Konzentrationen an
verschiedenen Komponenten durch Vergleichen und Analysieren des
Absorptionsvermögens
in Bezug auf verschiedene Wellenlängen erstellt werden, und die
Konzentration einer speziellen Komponente kann unter Verwendung
der Modellvorhersageformel und der berechneten Absorption errechnet
werden.
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Die
Speichereinheit 127 speichert das Ergebnis der vom Signalprozessor 126 durchgeführten Verarbeitung.
Die Anzeigeeinheit 128 zeigt das Ergebnis der Verarbeitung
auf einem Schirm an.
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2 ist
ein Schaubild, das Absorptionsspektren zeigt, die bei einer Pfadlänge von
0,5 mm unter Verwendung eines spektroskopischen Systems gemessen
sind, wenn die Konzentration an Glucose in einer wässrigen
Glucoselösung
verändert
wird. Diese Absorptionsspektren entsprechen den Absorptionsspektren,
die erhalten werden, wenn Wasser aus der wässrigen Glucoselösung abgezogen
wird. Wie in 2 gezeigt ist, ist die Absorption
von Glucose bei einer Wellenlänge
im Bereich von 1500 bis 1700 nm und einer Wellenlänge von
2100 nm hoch. Dementsprechend wird die Frequenz eines RF-Signals
vom RF-Signalgenerator 113 so eingestellt, dass das vom
einstellbaren Filter 114 ausgegebene Licht einen Wellenlängenbereich
von 1500 bis 1700 nm und eine Wellenlänge von 2100 nm beinhaltet, um
die Konzentration an Glucose zu messen.
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3 ist
ein Fließbild
eines Verfahrens zum Messen einer Konzentration einer Komponente
in einem Probanden gemäß einer
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung. Mit Bezug zu 3 wird im Vorgang 310 eine
Intensitätsverhältnisgleichung
zwischen einem positivem Strahl und einem negativem Strahl aufgestellt.
Der Vorgang 310 wird ausführlicher mit Bezug zu 4 beschrieben.
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Beim
Vorgang 410 von 4 bringt der RF-Signalgenerator 113 ein
RF-Signal auf den
einstellbaren Filter 114 auf, um eine spezielle Wellenlänge zu erzeugen.
Wenn zum Beispiel eine Konzentration an Glucose gemessen werden
soll, wird ein RF-Signal mit einer Frequenz von 54–119 MHz
so aufgebracht, dass der einstellbare Filter 114 Licht
mit einem Wellenlängenbereich
von 1200–2400
nm ausgeben kann, was eine Wellenlänge im Bereich von 1500 bis
1700 nm und eine Wellenlänge
von 2100 nm einschließt.
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Beim
Vorgang 420 ist eine zweite Referenzsubstanz (nicht gezeigt)
anstelle des Probanden 120 vorhanden, so dass der positive
Strahl 115 und der negative Strahl 117, die vom
einstellbaren Filter 114 erzeugt sind, entsprechend dem
RF-Signal beide auf die Referenzsubstanz 121 im Behälter eingestrahlt werden
und die Intensität
eines von der Referenzsubstanz ausgegebenen positiven Strahls und
die Intensität
eines von der Referenzsubstanz ausgegebenen negativen Strahls kann
gemessen werden. Beim Vorgang 430 wird eine Intensitätsverhältnisgleichung
(y = kx, wo k eine Konstante ist) zwischen einem positiven Strahl
und einem negativen Strahl aus der Intensität (y) des positiven Strahls
und der Intensität
(x) des negativen Strahls, die von der Referenzsubstanz 121 ausgegeben
sind, ermittelt und zusammen mit der Wellenlänge des Lichts, das auf den
einstellbaren Filter 114 eingestrahlt ist, der Wellenlänge des
Lichts, das im einstellbaren Filter 114 erzeugt ist und/oder der
Frequenz des RF-Signals im Signalprozessor 126 in Form
einer Datenbank gespeichert.
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Nochmals
mit Bezug zu 3 bringt beim Vorgang 320 der
RF-Signalgenerator 113 ein RF-Signal mit einer bestimmten
Frequenz auf den einstellbaren Filter 114 auf, so dass
Licht mit einem zweiten Wellenlängenband
aus Licht mit einem ersten Wellenlängenband erzeugt wird, das
von der Lichtquelle 111 emittiert wird.
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Beim
Vorgang 330 werden der positive Strahl 115 und
der negative Strahl 117 vom einstellbaren Filter 114 gemäß dem RF-Signal
erzeugt und durch die erste und zweite Strahlsführungseinheit 118 und 119 auf
den Probanden 120 und die Referenzsubstanz 121 eingestrahlt,
so dass jeweils ein positiver Strahl und ein negativer Strahl erhalten
werden, die aus dem Probanden 120 und der Referenzsubstanz 121 ausgegeben sind.
Die Intensitäten
des positiven Strahls vom Probanden 120 und des negativen Strahls
von der Referenzsubstanz 121 werden dann gemessen.
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Beim
Vorgang 340 wird eine Intensität (y) des positiven Strahls
von der Referenzsubstanz 121 durch Einsetzen der Intensität (x) des
negativen Strahls von der Referenzsubstanz 121, die im
Vorgang 330 ermittelt ist, in die Intensitätsverhältnisgleichung
(y = kx), die im Vorgang 310 aufgestellt ist, berechnet.
Da die Referenzsubstanz 121 100% Permeabilität aufweist,
ist die Intensität
eines Strahls, der in die Referenzsubstanz 121 eintritt,
gleich der Intensität
des Strahls, der aus der Referenzsubstanz 121 austritt.
Auf diese Weise wird die Intensität (y) des positiven Strahls,
der von der Referenzsubstanz 121 ausgestrahlt ist, zur
Intensität
des positiven Strahls, der in die Referenzsubstanz 121 eingestrahlt
ist, das heißt,
die Intensität
des positiven Strahls, der in den Probanden 120 eingestrahlt
ist.
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Beim
Vorgang 350 wird die Absorption unter Verwendung des vom
Probanden 120 ausgegebenen positiven Strahls, der im Vorgang 330 ermittelt ist,
und des von der Referenzsubstanz 121 ausgegebenen positiven
Strahls, der im Vorgang 340 ermittelt ist, d. h. des in
den Probanden 120 eingestrahlten positiven Strahls, berechnet.
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Beim
Vorgang 360 wird eine Konzentration der Komponente unter
Verwendung der Absorption gemessen. Insbesondere wird die Intensität des positiven
Strahls, der vom Probanden 120 ausgestrahlt ist, als Signallichtintensität gesetzt,
die Intensität
des positiven Strahls, der in den Probanden 120 eingestrahlt
wird, als Referenzlichtintensität
gesetzt und ein negatives logarithmisches Verhältnis zwischen der Signallichtintensität und der
Referenzlichtintensität
wird berechnet, um die Absorption zu bestimmen.
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Wenn
der Proband 120 ein menschlicher Körper ist, wird die Intensität des positiven
Strahls, der vom Probanden 120 ausgestrahlt ist, direkt
durch den ersten Lichtdetektor 122 erfasst. Die Intensität eines
in den Probanden 120 eingestrahlten positiven Strahls wird
durch Einsetzen eines von der Referenzsubstanz 121 ausgestrahlten
und vom zweiten Lichtdetektor 123 erfassten negativen Strahls
in die zuvor bereitgestellte Intensitätsverhältnisgleichung zwischen einem
positiven Strahl und einem negativen Strahl berechnet. Dementsprechend
können
die Intensität
eines Eingangsstrahls in den Probanden 120 und die Intensität eines
Austrittsstrahls aus dem Probanden 120 gleichzeitig gemessen
werden, ohne Messung einer Zeitdifferenz. Auf diese Weise kann die
tatsächliche
Konzentration einer Komponente unter Verwendung der Absorption,
die aus den Intensitäten
des Eingangs- und Ausgangsstrahls berechnet ist und einem Algorithmus
zur Vorhersage einer Konzentration der Komponente, genau errechnet
werden. Der Algorithmus kann unter Verwendung eines multivarianten
Regressionsverfahrens ermittelt werden, wie einem PLSR-Verfahren
(Partial Least Squares Regression).
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Es
ist anzumerken, dass der Proband kein menschlicher oder tierischer
Körper
sein muss.
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In
Ausführungsformen
ist der Proband Gewebe, das aus einem Körper entnommen ist.
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In
anderen Ausführungsformen
kann der Proband eine beliebige Komponente in einem beliebigen Probanden
sein, und insbesondere kann es eine Komponente in einem Probanden
sein, der nicht Teil eines menschlichen oder tierischen Körpers ist.
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Die
vorliegende Erfindung kann als Computerprogramm (Code) realisiert
sein, der auf einem computerlesbaren Aufzeichnungsmedium aufgezeichnet
ist und von einem Computer gelesen werden kann. Das com puterlesbare
Aufzeichnungsmedium kann irgendeine Art von Medium sein, auf dem Daten,
die von einem Computersystem gelesen werden können, aufgezeichnet werden
können,
zum Beispiel ROM, RAM, CD-ROM,
Magnetband, Floppy-Disk oder eine optische Datenspeichervorrichtung.
Die vorliegende Erfindung kann auch als Code realisiert sein, der
auf Trägerwellen
transportiert wird (zum Beispiel durch das Internet übertragen
wird). Alternativ kann das computerlesbare Aufzeichnungsmedium über Computersysteme
verbreitet werden, die durch ein Netzwerk verbunden sind, so dass
die vorliegende Erfindung als Code realisiert sein kann, der im
Aufzeichnungsmedium gespeichert ist und in Computern gelesen und
ausgeführt
werden kann. Funktionsprogramme, Codes und Codesegmente zum Implementieren
der vorliegenden Erfindung können
von Programmierern im Fachbereich der vorliegenden Erfindung leicht
abgeleitet werden.
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Wie
oben beschrieben wird bei der vorliegenden Erfindung eine Differenz
zwischen einer Messzeit einer Referenzlichtintensität und einer
Signallichtintensität
eliminiert. Bei der vorliegenden Erfindung wird die Referenzlichtintensität ermittelt,
ohne dass ein zu messender Proband herangezogen wird, d. h. eine
Intensität
eines Eingangsstrahls des Probanden und eine Messzeit einer Signallichtintensität wird ermittelt,
wenn der Proband herangezogen wird, d. h. eine Intensität eines
Ausgangsstrahls des Probanden. Weil die Messzeitdifferenz eliminiert
ist, kann eine genaue Konzentration einer Komponente eines Probanden,
wie einer Körperflüssigkeit,
invasiv oder nichtinvasiv gemessen werden, ohne dass es durch verschiedene
Veränderungen
beeinflusst wird, die bei einer herkömmlichen Messzeitdifferenz
auftreten.
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Da
außerdem
ein einstellbarer Filter gebildet aus einer akustisch-optischen
Vorrichtung verwendet ist, ohne dass bewegliche mechanische Elemente verwendet
werden, sind Einflüsse
der äußeren Umgebung
wie Vibration oder Stoß reduziert
und schnelles Wellenlängenabtasten
ist möglich.
Darüber
hinaus kann eine Spektrenbrandbreite einer Lichtquelle frei beeinflusst
werden, indem die Frequenz eines RF-Signals eingestellt wird, das
auf den einstellbaren Filter aufgebracht wird. Deshalb kann die
Konzentration einer Komponente mit einem schmalen Absorptionsband
leicht gemessen werden.
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Es
wurden hier bevorzugte Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung offenbart, und obwohl spezifische Ausdrücke eingesetzt
sind, sind sie hier nur in einem allgemeinen und beschreibenden Sinne
verwendet und zu interpretieren und nicht zum Zwecke einer Einschränkung. Dementsprechend versteht
es sich für
die Fachleute, dass verschiedene Veränderungen in Form und Details
vorgenommen werden können,
ohne vom Rahmen der vorliegenden Erfindung abzuweichen, wie er in
den folgenden Ansprüchen
angegeben ist.