DE102015009863A1

DE102015009863A1 - Verfahren und Vorrichtung zur nicht-invasiven Bestimmung einer Messgröße eines Analyten in einem biologischen Körper

Info

Publication number: DE102015009863A1
Application number: DE102015009863.2A
Authority: DE
Inventors: Hans Dieter Tholl; Mathias Glasmacher
Original assignee: SAMTD & CO KG GmbH
Current assignee: SAMTD GMBH & CO. KG, DE
Priority date: 2014-08-09
Filing date: 2015-08-04
Publication date: 2016-02-11

Abstract

Verfahren und Vorrichtung (1, 2) zur nicht-invasiven Bestimmung einer Messgröße eines Analyten in einem biologischen Körper (3), wobei automatisiert der Körper (3) lokal mit Licht (12) aus einem auf eine Absorptionssignatur des Analyten abgestimmten Wellenlängenbereich gepulst bestrahlt wird, wobei wenigstens ein Teil des Lichts in den Körper (3) eindringt und vom Analyten absorbiert wird, wobei sich im Körper als Folge der modulierten Absorption durch den Analyten eine akustische Welle (22) ausbreitet, die die optischen Eigenschaften des Körpers (3) lokal verändert, wobei die Veränderung der optischen Eigenschaften lokal durch Beobachtung eines in den Körper (3) eingestrahlten Probelichts (14) erfasst wird, und wobei aus der erfassten Änderung auf einen Wert der Messgröße des Analyten geschlossen wird.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur nicht-invasiven Bestimmung einer Messgröße eines Analyten in einem biologischen Körper, wobei automatisiert der Körper lokal mit Licht aus einem auf eine Absorptionssignatur des Analyten abgestimmten Wellenlängenbereich bestrahlt wird, und wobei wenigstens ein Teil des Lichts in den Körper eindringt und vom Analyten absorbiert wird. Die Erfindung betrifft weiter eine zur Durchführung des Verfahrens entsprechend ausgebildete Vorrichtung. Insbesondere beschäftigt sich die Erfindung mit einer nicht-invasiven Bestimmung des Blutzuckerspiegels.
Grundsätzlich ist es wünschenswert, biomedizinische Parameter in-vivo und nicht-invasiv bestimmen zu können. Damit können insbesondere für eine Diagnose erforderliche und wiederkehrend oder häufig zu überprüfende Parameter schmerzfrei und ohne einen Eingriff an einem menschlichen oder tierischen Körper ermittelt werden. Gerade eine nicht-invasive Bestimmung einer Messgröße eines im Körper enthaltenen Analyten gestaltet sich jedoch schwierig, da durch die Vielzahl von sich in ihren physikalischen und chemischen Parametern unterscheidenden Strukturen eines biologischen Körpers, wie Haut, Muskeln, Sehnen, Knochen, Gefäße, Fettgewebe und Organgewebe, der Erhalt von konkret einem Analyten zuordenbaren Messsignalen erschwert ist. Zudem sind Messsignale aus dem Körperinneren grundsätzlich mit einem vergleichsweise schlechten Signal-zu-Rausch-Verhältnis belegt. Muss die Messgröße des Analyten für eine konkrete Struktur, beispielsweise in einem Blutgefäß ermittelt werden, so wird das Messergebnis zusätzlich durch die Umgebung verfälscht, wenn dort die Messgröße des Analyten einen anderen Wert aufweist. Interessierende Analyten sind beispielsweise Zucker, insbesondere Glucose, Alkohol, Drogen, Fette und Wasser, aber auch Hormone, Botenstoffe, Enzyme, Spurenelemente, Mineralien, Metalle, Medikamente und toxische Substanzen. Die Analyten können hierbei in fester, gasförmiger oder flüssiger Form vorliegen, wobei der Analyt insbesondere als eine Lösung in Körperflüssigkeiten oder in Körpergewebe gegeben sein kann.
Zu einer nicht-invasiven Ermittlung von biomedizinischen Parametern eignen sich bekanntermaßen insbesondere optische Methoden, die durch Streuung, Transmission, Absorption, Reflexion, Polarisation, Phasenänderung, Fluoreszenz sowie durch photoakustische Anregung oder photothermische Anregung in der Lage sind, die Anwesenheit des gesuchten Analyten zu detektieren. Je nach Methode kann aus dem Detektionssignal dann mit einer entsprechenden Messgenauigkeit ein Wert für die gewünschte Messgröße, wie beispielsweise ein Wert für eine Konzentration, bestimmt werden. Insbesondere kann nach einer spezifischen Absorption durch Einstrahlung eines auf eine Absorptionssignatur des Analyten abgestimmten Lichts bestimmter Wellenlänge ein für den Analyten selektives Messsignal erhalten werden, das eine quantitative Erfassung erlaubt.
Beispielsweise ist aus M. A. Pleitez et al., „In Vivo Noninvasive Monitoring of Glucose Concentration in Human Epidermis by Mid-Infrared Pulsed Photoacoustic Spectroscopy", Analytical Chemistry 2013, Bd. 85 (2), S. 1013–1020 eine photoakustische Methode zur Bestimmung der Konzentration von Glucose in menschlicher Epidermis bekannt. Dabei wird die Haut im Fingerprint-Bereich der Glucose mit Licht von Wellenlängen zwischen 8 μm und 10 μm, also im Bereich der Anregungsenergien von charakteristischen Ringdeformationsschwingungen, gepulst bestrahlt. Als Messsignal werden aus dem Körper austretende akustische Schwingungen detektiert, die als Folge der Absorption durch in interstitieller Flüssigkeit im Gewebe enthaltener Glucose entstehen. Licht in diesem Wellenlängenbereich dringt hierbei einige 10 μm in die Haut ein, so dass im interstitiellen Wasser die in der Epidermis enthaltene Glucose detektiert und bestimmt werden kann. Aus Z. Zalevsky, J. Garcia, „Laserbasierte biomedizinische Untersuchungen – simultan und kontaktlos", BioPhotonic 3, 2012, S. 30–33 ist weiter eine nicht-invasive Methode zur Bestimmung des Alkohol- und des Glucosespiegels in Blut bekannt, wobei durch Beobachtung von Speckle-Mustern Hautvibrationen vermessen werden. Dazu wird die Haut mit einem Laser diffus beleuchtet und die durch Interferometrie gebildeten Speckle-Muster nachverfolgt. Ferner ist aus K.-U. Jagemann et al., „Application of Near-Infrared Spectroscopy for Non-Invasive Determination of Blood/Tissue Glucose Using Neural Networks", Zeitschrift für Physikalische Chemie, Bd. 191, 1995, S. 179–190 eine nicht-invasive Bestimmung von Glucose in Blut oder Gewebe mittels NIR-Spektroskopie bekannt. Dort wird mit Licht im nahen infraroten Spektralbereich eingestrahlt. Als Messsignal werden Spektren in diffuser Reflexion beobachtet. Zur Verbesserung des Messsignals ist weiter aus K. Yamakoshi et al. „Pulse Glucometry: A new Approach for Non-invasive Blood Glucose Measurement Using Instantaneous Differential Near Infrared Spectrophotometry", Journal of Biomedical Optics, Bd. 11 (5), 2006, S. 1–11 bekannt, NIR-Spektren mit dem Herzschlag zu korrelieren. Aus Xinxin Guo et al., „Noninvasive glucose detection in human skin using wavelength modulated differential laser photothermal radiometry", Biomedical Optical Express, Bd. 3(11), 2012, S. 3012–3021 ist es ferner bekannt, die Glucose-Konzentration in Haut mittels eines photothermischen Up-Convertierungs-Prozesses durch gleichzeitige Einstrahlung von Laserlicht zweier diskreter Wellenlängen unter Beobachtung des differentiellen Emissionsspektrums zu ermitteln.
Die bisher bekannten Methoden zu einer in-vivo nicht-invasiven Bestimmung einer Messgröße eines Analyten in einem biologischen Körper erreichen zum Teil nicht die für klinische Anwendungen gewünschte Selektivität. Einige dieser Methoden sind zudem aufgrund der Komplexität der erforderlichen Messapparaturen und aufgrund der für die Messung benötigten Zeit nicht geeignet, von Patienten zu einer eigenen regelmäßigen Kontrolle der entsprechenden Messgröße des Analyten herangezogen bzw. benutzt zu werden. Insbesondere gibt es zur Bestimmung der Blutzuckerkonzentration noch kein nicht-invasives Verfahren, welches von an Diabetes erkrankten Personen selbst zu einer regelmäßigen Kontrolle zuhause eingesetzt werden könnte. Gleichwohl wäre dies wünschenswert, da die bisherigen Verfahren regelmäßig eine gegebenenfalls schmerzhafte Blutentnahme erforderlich machen, bzw. eine in gewissen Situationen sinnhafte, in kurzen Zeitabständen wiederholte Messung nicht praktikabel ist.
Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, ein alternatives nicht-invasives Verfahren zur Bestimmung einer Messgröße eines Analyten in einem biologischen Körper anzugeben, welches das Potential für eine Anwendung im Consumer-Markt oder im klinischen Alltag bietet, so dass der Patient eigenständig Messungen zur Kontrolle der jeweiligen Messgröße durchführen kann.
Weiter liegt der Erfindung die Aufgabe zugrunde, eine zur Durchführung des angegebenen Verfahrens geeignete Vorrichtung anzugeben, die die Möglichkeit zu einer Weiterentwicklung in ein Consumer-Produkt oder für den klinischen Alltag bietet.
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst durch ein Verfahren zur nichtinvasiven Bestimmung einer Messgröße eines Analyten in einem biologischen Körper, wobei automatisiert der Körper lokal mit Licht aus einem auf eine Absorptionssignatur des Analyten abgestimmten Wellenlängenbereich gepulst bestrahlt wird, wobei wenigstens ein Teil des Lichts in den Körper eindringt und vom Analyten absorbiert wird, wobei sich im Körper als Folge der modulierten Absorption durch den Analyten eine akustische Welle ausbreitet, die die optischen Eigenschaften des Körpers lokal verändert, wobei die Veränderung der optischen Eigenschaften lokal durch Beobachtung eines in den Körper eingestrahlten Probelichts erfasst wird, und wobei aus der erfassten Änderung auf einen Wert der Messgröße des Analyten geschlossen wird.
Die Erfindung geht dabei in einem ersten Schritt von der Überlegung aus, dass sich das Absorptionsspektrum eines insbesondere organischen Analyten in seinem Fingerprint-Bereich, der grob zwischen 6 μm und 16 μm liegt, charakteristisch von dem von Wasser unterscheidet. Allerdings sind die Absorptionskoeffizienten von Wasser auch in diesem Wellenlängenbereich sehr hoch. Insofern dringt nur ein geringer Anteil des auf eine charakteristische Absorptionssignatur im Fingerprint-Bereich des Analyten abgestimmten Lichts in den biologischen Körper ein, um dort mit dem tieferliegenden Analyten Wechselwirken zu können. Ein noch deutlich geringerer Anteil an Licht verlässt infolge der mit der Absorption verbundenen charakteristischen Rückstreuung den Körper und steht zur Detektion zur Verfügung. Das gewünschte Messsignal weist demnach grundsätzlich ein sehr niedriges Signal-zu-Rausch-Verhältnis auf.
In einem zweiten Schritt geht die Erfindung von der Erkenntnis aus, dass das beobachtbare, für den Analyten an sich charakteristische Absorptionsspektrum bei Betrachtung in einer Streu-, Reflexions-, Emissions- oder Transmissionsgeometrie durch Wechselwirkung des Beobachtungslichts mit dem Körper zusätzlich an Aussagekraft verliert. Das Beobachtungslicht erfährt eine wellenlängenabhängige Dämpfung. Die Selektivität hinsichtlich des Analyten verringert sich.
In einem dritten Schritt gelangt die Erfindung zur Erkenntnis, dass das Problem des niedrigen Signal-zu-Rausch-Verhältnisses und der geringen Selektivität bei Beobachtung der an sich charakteristischen Absorption des Analyten umgangen werden kann, wenn das vom Analyten absorbierte Licht gepulst eingestrahlt wird, so dass sich im Körper als Folge der hierdurch modulierten Absorption im Körper eine akustische Welle, also insbesondere eine Druckwelle oder Dichtewelle, ausbreitet, die die optischen Eigenschaften des Körpers verändert. Beispielsweise ändert sich durch eine derartige Druck- bzw. Dichtewelle aufgrund des photoelastischen Effekts die Brechzahl im Körper. Die durch die akustische Welle modulierten optischen Eigenschaften können dann leicht mit einem Probelicht abgefragt werden, wobei die Änderung des Messsignals gegenüber dem unbestrahlten Zustand des Körpers beobachtet wird. Das Anregungslicht selbst wird nicht zur Analyse des Analyten herangezogen. Die durch selektive Anregung des Analyten hervorgerufene akustische Welle kann insbesondere mit Probelicht einer Wellenlänge beobachtet werden, das gegenüber dem Anregungslicht in wasserhaltigen Geweben einen höheren Transmissionsgrad als das Anregungslicht aufweist. Dies verbessert das Signal-zu-Rausch-Verhältnis des Messverfahrens.
Der Hub der zeitlichen Änderung des Messsignals als Folge der akustischen Welle ist zur Konzentration des Analyten innerhalb des Mess- bzw. Absorptionsvolumen proportional. Das Messsignal kann eine spezifische Signalform aufweisen, ein spektrales Summensignal, eine Intensität oder Amplitude sein, oder in einer Änderung eines Signal- oder Rauschpegels bestehen. Zur Verbesserung des Signal-zu-Rauschverhältnisses können unterschiedliche Modulationsverfahren, Differentialverfahren oder Lock-in-Techniken eingesetzt werden. Die Auswertung des Messsignals kann durch eine lineare oder nicht-lineare zeitliche oder frequenzspektrale Signalverarbeitung erfolgen. Durch Modulation der zeitlichen Form der Lichtpulse kann das Messverfahren weiter verbessert werden, da von der Pulsform die Tiefenverteilung der Amplitude der akustischen Welle abhängig ist. Beispielsweise kann die Pulsform als Rampe oder als Rechteck gewählt werden, wobei sich als Folge der Rechteckform ein verbesserter Kontrast der Modulation der optischen Eigenschaften während einer Pulsfolge ergibt.
Gegenüber bekannten photoakustischen Methoden zu einer nicht-invasiven Bestimmung des Wertes einer Messgröße eines Analyten in einem biologischen Körper wird vorliegend die aus der gepulsten Anregung resultierende akustische Welle unmittelbar im Körper über die geänderten optischen Eigenschaften gemessen. Insofern ist der Übergang der akustischen Welle in das den Körper umgebende Medium Luft für das Messverfahren ohne Bedeutung. Durch diesen Übergang der akustischen Welle in eine Schallwelle ist ein Amplitudenverlust um einen Faktor von 1E–04 verbunden. Hieraus resultiert ein deutlicher Vorteil des erfindungsgemäßen Verfahrens hinsichtlich des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses.
Die Einkopplung des Einstrahlungslichts und des Probelichts in den Körper wird mit optischen Wellenleitern und/oder Faserbündeln verbessert. Bevorzugt wird das Probelicht in einer Reflexions-, Rückstreu- oder Transmissionsgeometrie beobachtet. Zum Sammeln des aus dem Körper austretenden Probelichts wird bevorzugt ebenfalls ein Wellenleiter und/oder ein Faserbündel benutzt. Die durch die modulierte selektive Anregung des Analyten hervorgerufenen optischen Änderungen innerhalb des Körpers können auf diese Art und Weise mit dem eingestrahlten Probelicht mit bekannten optischen oder spektroskopischen Methoden abgefragt werden. Die Wahl zwischen einer Reflexions- bzw. Rückstreugeometrie und einer Transmissionsgeometrie kann insbesondere in Abhängigkeit des für das Probelicht gewählten Spektralbereichs getroffen werden.
In einer Variante wird vorteilhaft die akustische Welle direkt detektiert, beispielsweise mit einem Mikrofon, das direkt auf die Oberfläche (Haut) des biologischen Körpers aufgebracht, insbesondere geklebt, ist, oder das über einen akustischen Resonator zur Verstärkung des schwachen akustischen Signals angekoppelt ist.
Vorteilhafterweise wird auch das Probelicht gepulst eingestrahlt. Hierdurch können Differentialverfahren zwischen Anregungs- und Probelicht eingesetzt werden. Durch geeignete Wahl der Pulswiederholraten oder der Phasenlagen zwischen gepulstem Anregungs- und gepulstem Probelicht kann auch in vergleichsweise einfacher Art und Weise erreicht werden, dass mit dem Probelicht einmal der bestrahlte Zustand des Körpers mit durchlaufender akustischen Welle und einmal der unbestrahlte Zustand ohne akustische Welle erfasst wird. Über die Pulswiederholrate, die Pulsdauer, die Pulsform oder den Duty-Cycle kann Bezug auf die Form der akustischen Welle und auf die Relaxationszeiten des Analyten bzw. Körpers genommen werden.
Vorteilhafterweise wird der Körper mit Licht zur Anregung einer Schwingung im Fingerprintbereich, also mit einer für den Analyten charakteristischen, weil das gesamte Molekül betreffenden Fundamentalschwingung, bestrahlt. Als Folge ändert sich die Besetzungszahl dieser Fundamentalschwingung und es ändern sich durch Schwingungskopplungen zugleich auch die Grundschwingungen der Gerüststruktur und die Kombinationsschwingungen zwischen der Gerüststruktur und den angehängten funktionalen Gruppen. Auch diese mit dem Probelicht detektierbaren Änderungen sind charakteristisch für den Analyten. Neben der selektiven Anregung des Analyten als solche, die zu einer den Analyten anzeigenden detektierbaren akustischen Welle führt, kann die Selektivität des Verfahrens weiter dadurch erhöht werden, dass der Körper mit Probelicht einer zur Anregung wenigstens einer mit der angeregten Fundamentalschwingung des Analyten gekoppelten Kombinationsschwingung abgestimmten Wellenlänge oder mit Probelicht einer zur Anregung wenigstens einer mit der angeregten Fundamentalschwingung des Analyten gekoppelten Schwingung einer funktionalen Gruppe bestrahlt wird. Durch das eingestrahlte Licht wird somit der Analyt selektiv angeregt. In einem anderen Wellenlängenbereich werden dann die infolge der selektiven Anregung veränderten optischen Eigenschaften zusätzlich dort abgefragt, wo infolge der Schwingungskopplung eine gut detektierbare und nochmals selektive Antwort des Analyten zu erwarten ist. Über die Verknüpfung der Anregung einer Fundamentalschwingung des Analyten und der Abfrage im Bereich der Schwingungsbanden von mit der Fundamentalschwingung gekoppelten Kombinationsschwingungen wird eine zusätzliche Spezifität hinsichtlich des Analyten durch eine Korrelation zwischen dem Einstrahlungs- und dem Probelicht geschaffen.
In einer weiter bevorzugten Ausgestaltung des Verfahrens wird ein organischer Analyt betrachtet, wobei als erster Wellenlängenbereich der Fingerprint-Bereich des Analyten gewählt ist. In diesem Fingerprint-Bereich unterscheidet sich der Absorptionsgrad des Analyten hinlänglich gegenüber Wasser, so dass auch eine selektive Anregung erfolgen kann. Licht aus diesem Wellenlängenbereich dringt etwa 10 μm bis 100 μm in Haut ein, so dass der in diesem Bereich beispielsweise in interstitiellem Wasser enthaltene Analyt sowohl qualitativ als auch quantitativ bestimmt werden kann.
Vorteilhafterweise wird der Körper zur Anregung der Fundamentalschwingung des Analyten mit Licht aus einem IR-Teilbereich, insbesondere aus einem Wellenlängenbereich zwischen 6 μm und 16 μm, also aus einem Bereich des mittleren bis langwelligen Infrarots (MWIR bis LWIR), bestrahlt. Weiter bevorzugt ist hierbei ein Bereich zwischen 7 μm und 11 μm, der den Fingerprint-Bereich von organischen Molekülen überstreicht.
Bevorzugt wird der Körper auch mit Probelicht aus einem IR-Teilbereich, insbesondere aus einem Wellenlängenbereich zwischen 1,4 μm und 3 μm, also mit kurzwelligem Infrarot (SWIR), bestrahlt. In diesem Bereich, insbesondere unterhalb von 2,4 μm, ist gegenüber dem Anregungslicht der Transmissionsgrad in wasserhaltigem Gewebe erhöht. Die Abfrage der Kombinationsschwingung des Analyten erfolgt in einem Wellenlängenbereich außerhalb des Anregungsstrahls.
Zur Einschränkung des Messvolumens bzw. zu einer Ortskodierung im Messverfahren wird weiter bevorzugt ein definiertes Messvolumen im Körper dadurch geschaffen, dass die akustische Welle im Körper mittels konfokaler Mikroskopie, mittels optischer Fasern zur Ein- und/oder Auskopplung von Licht und Probelicht oder mittels optischer Kohärenztomographie lokalisiert beobachtet wird. Bei der konfokalen Mikroskopie wird über eine geeignete einstellbare Beobachtungsoptik erreicht, dass Probelicht nur aus einem über die Fokuslage definierten Messvolumen zur Abbildung gelangt. Über eine konkrete Ausrichtung von Fasern an der Einkoppel- und/oder Auskoppelseite des Probelichts kann ebenfalls erreicht werden, dass nach den Beugungsgesetzen nur Licht aus einem spezifisch definierten Messvolumen im Körper auf der Detektorseite beobachtet werden kann. Bei der optischen Kohärenztomographie wird eine Kohärenz des Probelichts zur Festlegung des Beobachtungsortes ausgenutzt. Mit den genannten Weiterbildungen wird insbesondere ein Tiefenscan des Körpers bzw. das Festlegen der räumlichen Tiefe des Beobachtungsortes ermöglicht. Im Unterschied zu einer bloßen Rückstreugeometrie bieten die hierzu genannten Verfahren eine verbesserte Lokalisierung und räumliche Auflösung des Beobachtungsortes im Körper, so dass bei einem entsprechenden Scan über verschiedene Beobachtungsorte und bei anatomischer Kenntnis des Körpers aus den erhaltenen Signalen eine intrinsische Kalibration des Messverfahrens möglich ist.
In einer besonders geeigneten Messmethode wird das bobachtete Probelicht nach einem Lock-In-Verfahren korreliert zur Pulswiederholfrequenz des gepulst eingestrahlten Lichts und/oder Probelichts detektiert. Mit anderen Worten ist ein Lock-In-Verstärker auf die entsprechende Pulswiederholfrequenz eingestellt. Hierdurch können störende Untergründe im Messsignal eliminiert und die gewünscht zur detektierenden Veränderungen separiert werden. Da eine weitere periodische Eigenschaft in einem biologischen Körpers eines Tieres oder Menschen die Herzschlagfrequenz ist, wird bevorzugt das Probelicht zusätzlich oder alternativ nach einem Lock-In-Verfahren korreliert zu einer Herzfrequenz des biologischen Körpers detektiert. Durch ein solches Lock-In-Verfahren wird Bezug genommen auf die pulsierende Eigenschaft des Systems als Folge des Herzschlags, was sich in variierenden Geometrien, Drücken und Temperaturen sowie in sich daraus ergebenden variierenden Konzentrationen des Analyten niederschlägt. Schließlich werden in einer bevorzugten Ausführungsvariante beide Lock-In-Verfahren, dasjenige auf die Pulswiederholfrequenz des gepulst eingestrahlten Lichts und/oder Probelichts und dasjenige auf die Herzfrequenz, gemeinsam in einem Doppel-Lock-In-Verfahren kombiniert. Mit anderen Worten wird das beobachtete Probelicht nach einem Doppel-Lock-In-Verfahren korreliert zur Pulswiederholfrequenz des gepulst eingestrahlten Lichts und oder zur Pulswiederholfrequenz des gepulst eingestrahlten Probelichts sowie zu einer Herzfrequenz des biologischen Körpers detektiert.
Bevorzugt wird der Körper mit einer durchstimmbaren Lichtquelle, insbesondere mit einem schmalbandigen Quantenkaskadenlaser oder Interbandkaskadenlaser bestrahlt. Auch für das Probelicht wird zweckmäßigerweise eine durchstimmbare Lichtquelle, insbesondere ein Quantenkaskadenlaser herangezogen. Insbesondere ein Quantenkaskadenlaser ist in der Lage, mit hoher Güte schmalbandig eine Wellenlänge zu emittieren. Zugleich weist ein derartiger Laser eine Durchstimmbarkeit von etwa 20% und mehr der Zentralwellenlänge auf. Beispielsweise kann ein Quantenkaskadenlaser als Anregungslichtquelle eingesetzt sein, der durchstimmbar Licht mit einer Wellenlänge zwischen 8 μm und 10 μm emittiert. Als Probelichtquelle kann ein Halbleiterlaser eingesetzt werden, der beispielsweise im Bereich zwischen 2 μm und 3 μm emittieren kann. Es können aber auch Lichtquellen mit Festwellenlängen insbesondere für die Probelichtquelle verwendet werden.
In einer anderen Variante wird zur Beleuchtung des Körpers eine breitbandig emittierende Lichtquelle eingesetzt. Der jeweils einzustrahlende Wellenlängenbereich kann dann beispielsweise durch Filterung selektiv ausgewählt werden. Als eine im IR-Bereich oder in einem IR-Teilbereich emittierende Lichtquelle kann insbesondere eine Wärmequelle eingesetzt sein. Eine solche Wärmequelle erlaubt eine ad hoc Einstrahlung eines ganzen Wellenlängenbereichs. Allerdings sind die Intensitäten breitbandig emittierender Lichtquellen in der Regel gegenüber durchstimmbaren, bei einer konkreten Wellenlänge emittierenden Lichtquelle niedriger und zeigen eine geringere Güte.
Vorteilhafterweise wird als Analyt Glucose betrachtet und als Messgröße der Glucose deren Konzentration bestimmt. Insbesondere kann das Verfahren insofern angewendet werden, um den Blutzuckerspiegel, also die Konzentration von Glucose im Blut, zu ermitteln. Zur jeweiligen Messung am Körper eignet sich insbesondere das Handgelenk, ein Unterarm, ein Unterschenkel oder das Ohrläppchen, da dort Blutgefäße einfach zugänglich sind. Durch Einstrahlung von Licht im Fingerprint-Bereich gelangt man über verschiedene Hautschichten ohne Glucose in Bereiche mit interstitiellem Wasser, also mit Glucose, durch Fettgewebe (ohne Glucose) und durch Gefäße (mit Glucose). Es hat sich gezeigt, dass die Konzentration von Glucose im interstitiellen Wasser mit einer gewissen Zeitverzögerung der Konzentration von Glucose in Blut, also dem Blutzuckerspiegel, entspricht. Soll Glucose als Analyt bestimmt werden, so ist zweckmäßigerweise zur Anregung ein Bereich zwischen 6 μm und 11 μm gewählt, in dem das Glucose-Molekül charakteristische Ringdeformationsschwingungen zeigt. Insbesondere im Bereich um 7,1 μm liegen die Schwingungsbanden von charakteristischen Ringdeformationsschwingungen des Glucose-Moleküls, die an mögliche Kombinationsschwingungen zwischen Gerüststruktur und funktionellen Gruppen koppeln. Weitere charakteristische Schwingungsbanden liegen im Bereich von 8 μm bis 10 μm. Durch eine insbesondere schmalbandige Wahl des eingestrahlten Lichts, die auf eine spezifische Absorptionssignatur des Analyten ausgerichtet ist, kann die Selektivität des Verfahrens weiter verbessert werden. Zur Abfrage der akustischen Welle wird bevorzugt Probelicht mit Wellenlängen zwischen 2,2 μm und 2,4 μm eingesetzt. Dort liegen für das Glucose-Molekül Kombinationsschwingungen aus Ringdeformationsschwingungen und C-H-Streckschwingungen. Zudem ist hier ein erhöhter Transmissionsgrad in wasserhaltigen Geweben gegeben.
In einer zweckmäßigen Ausgestaltung wird alternativ oder zusätzlich Probelicht um 3,1 μm, insbesondere bei Wellenlängen von 3,1 μm und 3,6 μm, eingestrahlt, um C-H-Streckschwingungen des Glucose-Moleküls anzuregen und direkt abzufragen, wodurch die Selektivität des Messsignals für die Beobachtung der Kombinationsschwingung weiter verbessert werden kann.
Bevorzugt umfasst die Ermittlung des Wertes der Messgröße in einer bestimmten Struktur des Körpers eine innere Kalibrierung durch Berücksichtigung wenigstens eines weiteren Wertes der Messgröße an einem anderen Beobachtungsort des Körpers. Bei einem Analyten in Blut bieten hierzu gegebenenfalls die verschiedenen Konzentrationen in Arterien und Venen eine geeignete Möglichkeit zu einer Kalibrierung. Auch kann die Tatsache ausgenutzt werden, dass die Konzentrationen des Analyten im interstitiellen Wasser und in Blut zueinander korreliert sind. Auch kann der Patient zu einer inneren Kalibrierung insbesondere im Falle von Glucose den Analyten zu sich nehmen und nachfolgend der zeitliche Verlauf des Anstiegs der Konzentration des Analyten im interstitiellen Wasser und in Blut beobachtet werden. In einer anderen oder zusätzlichen Variante wird zur Festlegung eines Wertes der Messgröße des Analyten auf eine externe Kalibrierung zurückgegriffen. Beispielsweise kann dem Körper eine Körperflüssigkeit oder ein Körpergewebe mit einer bestimmten Konzentration eines Analyten entnommen und extern mit der für das angegebene Verfahren vorgesehenen Messapparatur untersucht werden. Bei der nicht-invasiven Messung unmittelbar am lebenden Körper wird dann ein Bezug zwischen dem erfassten Messsignal und dem aus der externen Messung bekannten Messsignal hergestellt und hieraus auf den konkreten Wert der im Körper erfassten Messgröße des Analyten geschlossen.
Die zweite Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst durch eine Vorrichtung zur nicht-invasiven Bestimmung einer Messgröße eines Analyten in einem biologischen Körper, umfassend eine Lichtquelle zur gepulsten Bestrahlung des Körpers mit Licht aus einem auf eine Absorptionssignatur des Analyten abgestimmten Wellenlängenbereich, eine Probelichtquelle zur Bestrahlung des Körpers mit einem Probelicht, einen Detektor zur Erfassung vom Körper ausgehenden Probelichts, und eine Steuereinheit, die eingerichtet ist, aus einer Änderung im erfassten Probelicht auf einen Wert der Messgröße des Analyten zu schließen.
Bevorzugt ist die Probelichtquelle, der Körper und der Detektor zueinander in einer Reflexions-. Rückstreu- oder Transmissionsgeometrie angeordnet. Die Vorrichtung ist vorteilhaft zur Definition eines lokalen Messvolumens mittels konfokaler Spektroskopie, mittels optischer Fasern zur Ein- und/oder Auskopplung von Licht und Probelicht oder mittels optischer Kohärenztomographie ausgebildet. Dazu können geeignete optische Komponenten oder Steuermittel und Auswertealgorithmen eingesetzt sein, die dem Fachmann grundsätzlich bekannt sind.
Weitere vorteilhafte Ausgestaltungen ergeben sich aus den auf die Vorrichtung gerichteten Unteransprüchen. Dabei können die für das Verfahren jeweils genannten Vorteile sinngemäß auf die Vorrichtung übertragen werden.
Ein Ausführungsbeispiel der Erfindung wird anhand einer Zeichnung näher erläutert. Dabei zeigt:
Ein Ausführungsbeispiel der Erfindung wird anhand einer Zeichnung näher erläutert. Dabei zeigen:
1: schematisch eine erste Vorrichtung zur nicht-invasiven Bestimmung einer Messgröße eines Analyten in einem biologischen Körper,
2: die Absorptionscharakteristik von Glucose im LWIR- und im SWIR-Bereich und
3 schematisch eine zweite Vorrichtung zur nicht-invasiven Bestimmung einer Messgröße eines Analyten in einem biologischen Körper
1 zeigt schematisch eine erste Vorrichtung 1 zur nicht-invasiven Bestimmung einer Messgröße eines Analyten in einem menschlichen Körper mittels des vorbeschriebenen Verfahrens. Insbesondere ist die dargestellte Vorrichtung 1 zur Bestimmung der Konzentration von Glucose ausgebildet. Als Teil des menschlichen Körpers 3 wird zur Untersuchung Haut mit einer Lichtquelle 6 und mit einer Probelichtquelle 7 bestrahlt. Sowohl die Lichtquelle 6 als auch die Probelichtquelle 7 sind als spektral durchstimmbare Halbleiterlaser 8 ausgebildet. Zur Erfassung eines von der bestrahlten Haut 4 ausgehenden Probelichts ist ein Detektor 10 vorgesehen. Dieser Detektor 10 ist einmal in Reflexionsgeometrie R und einmal in Transmissionsgeometrie T dargestellt.
Die Lichtquelle 6 erzeugt zur Messung von Glucose in der Haut 4 gepulstes Licht 12, welches im Fingerprint-Bereich des Glucose-Moleküls zwischen 7 μm und 11 μm durchstimmbar ist. Mittels der Probelichtquelle 7 wird zusätzlich gepulstes Probelicht 14 erzeugt, welches um eine Wellenlänge von 2,3 μm durchstimmbar ist. Insbesondere wird über die Probelichtquelle 7 Probelicht 14 erzeugt, welches auf die Zentralwellenlängen 2280 nm und 2326 nm der Kombinationsschwingungen des Glucose-Moleküls von Ringdeformations- und C-H-Streckschwingungen eingestellt ist. Licht 12 der Lichtquelle 6 und Probelicht 14 der Probelichtquelle 7 werden über einen Abbildungsstrahlengang 17 gemeinsam auf den Körper 3 gerichtet und dringen bis zu einer entsprechenden Tiefe in die Haut 4 ein. Über die Fokuslage der Beobachtungsoptik ergibt sich nach dem Prinzip der konfokalen Mikroskopie das beobachtete Messvolumen 24. Vom Körper 3 ausgehendes Probelicht 14 wird dazu in Transmissionsgeometrie T oder in Reflexionsgeometrie R mit dem Detektor 10 beobachtet. Zur Abtrennung des Probelichts 14 gegenüber dem Licht 12 sind geeignete Filterelemente bzw. Strahlteiler eingesetzt, die nicht separat kenntlich gemacht sind.
Das Licht 12 der Lichtquelle 6 dringt in die Haut 4 bis etwa 70 μm ein. Dort im Gewebe bzw. im interstitiellen Wasser enthaltene Glucose wird selektiv im Fingerprint-Bereich angeregt. Infolgedessen ändern sich die Besetzungszahlen der entsprechenden Schwingungen. Insbesondere werden bei etwa 7,1 μm als Fundamentalschwingungen des Glucose-Moleküls Ringdeformationsschwingungen angeregt. Die angeregten Fundamentalschwingungen Wechselwirken mit den Schwingungsbanden funktioneller Gruppen, z. B. C-H-Streckschwingungen, und bilden Kombinationsschwingungen des Glucose-Moleküls aus. Infolge der gepulsten selektiven Absorption des Lichts 12 durch den Analyten resultiert eine akustische Welle 22, die sich durch den Körper 3 ausbreitet. Insbesondere ändert sich durch die akustische Welle 22 als Folge des photoelastischen Effekts der Brechungsindex im Körper. Über das Probelicht 14 werden im Messvolumen 24 die durch die Einstrahlung des Lichts 12 hervorgerufenen optischen Änderungen erfasst. Insbesondere werden diese Änderungen im Bereich einer Kombinationsschwingung aus einer Ringdeformationsschwingung und C-H-Streckschwingungen abgefragt, wodurch sich eine zusätzliche Spezifität ergibt. Die Veränderung des Probelichts 14 im Detektor 10 infolge der Einstrahlung des Lichts 12 wird beobachtet und als Messsignal verwendet, aus dem die Glucose-Konzentration extrahiert wird.
Um die Variation des Lichts 12 extrahieren zu können, wird das Messsignal auf die Pulswiederholrate der Lichtquelle 6 gelockt. Die Änderung wird gegenüber dem unbestrahlten Zustand erfasst. Die im Probelicht 14 festgestellte Variation wird zur quantitativen Ermittlung der Konzentration der Glucose verwendet. Je mehr Glucose im beobachteten Gewebebereich vorhanden ist, desto größer wird die Variation des Probelichts 14 gegenüber dem ausgeschalteten Zustand der Lichtquelle 6 sein.
Zur Bestimmung der Glucose-Konzentration kann eine externe Kalibration vorgenommen werden. Auch kann durch Veränderung der Fokuslage in der Haut 4 bzw. durch Verschiebung des Beobachtungsortes mit dem sich ändernden Messsignal eine intrinsische Kalibration in Kenntnis der anatomischen Gegebenheiten erfolgen. Aus der Glucose-Konzentration in interstitiellem Wasser kann bei Berücksichtigung einer entsprechenden Zeitverzögerung insbesondere unmittelbar auf die Glucose-Konzentration in Blut und somit auf den Blutzuckerspiegel geschlossen werden.
Zur Bestimmung der Konzentration der Glucose und zur Ansteuerung der Lichtquellen 6, 7 und des Detektors 10 ist eine Steuereinheit 18 vorgesehen. In dieser sind ein Lock-in-Verstärker 20 zur korrelierten Erfassung des Messsignals in Bezug auf die Pulswiederholfrequenz der Lichtquelle 6 und/oder der Probelichtquelle 7 und ein Lock-in-Verstärker 21 zur korrelierten Erfassung des Messsignals mit der Herzschlagfrequenz des untersuchten Patienten vorgesehen. Bevorzugt werden beide Lock-In-Verstärker zu einem Doppel-Lock-In zusammengeschaltet.
In 2 ist die Absorptionscharakteristik von Glucose im LWIR-Bereich und im SWIR-Bereich dargestellt. Im Bereich zwischen 6 μm und 11 μm bzw. zwischen 1600 cm^–1 und 900 cm^–1 wird im LWIR-Bereich der Fingerprint-Bereich des Glucose-Moleküls ersichtlich. Etwa symmetrisch um 1400 cm^–1 erscheinen zwei Banden, die fundamentalen Ringdeformationsschwingungen entsprechen. Die Kombinationsschwingungen dieser beiden Banden mit C-H-Streckschwingungen führen zu den Schwingungsbanden im SWIR-Bereich bei 2,28 μm und bei 2,32 μm. Diese Kombinationsschwingungen werden mit dem Probelicht 14 abgefragt. In diesem Bereich ist die Absorption von Wasser vergleichsweise gering, so dass der Verlust an Messsignal infolge von Absorption in Körper 3 verringert ist.
3 zeigt schematisch eine zweite Vorrichtung 2 zur nicht-invasiven Bestimmung einer Messgröße eines Analyten in einem menschlichen Körper mittels des vorbeschriebenen Verfahrens. Dort wird das Messvolumen 24 nicht mittels konfokaler Mikroskopie sondern durch spezifisch ausgerichtete Faser- bzw. Lichtleitoptiken 23 definiert, die zur Einkopplung und Auskopplung des Probelichts 14 der Probelichtquelle 7 und dem Detektor 10 zugeordnet sind. Das Licht 12 der Lichtquelle 6 dringt in den Körper 3 ein. Über die richtungsfeste Ein- und Auskopplung des Probelichts 14 ist das vom Detektor 10 beobachtete Messvolumen 24 festgelegt.
Bezugszeichenliste

1: Vorrichtung
3: biologischer Körper
4: Haut
6: Lichtquelle
7: Probelichtquelle
8: Quantenkaskadenlaser
10: Detektor
12: Licht
14: Probelicht
17: Abbildungsstrahlengang
18: Steuereinheit
20: Lock-In-Verstärker
21: Lock-in-Verstärker
22: akustische Welle
23: Faseroptik
R: Reflexions-, Rückstreugeometrie
T: Transmissionsgeometrie

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Zitierte Nicht-Patentliteratur

M. A. Pleitez et al., „In Vivo Noninvasive Monitoring of Glucose Concentration in Human Epidermis by Mid-Infrared Pulsed Photoacoustic Spectroscopy”, Analytical Chemistry 2013, Bd. 85 (2), S. 1013–1020 [0004]
Z. Zalevsky, J. Garcia, „Laserbasierte biomedizinische Untersuchungen – simultan und kontaktlos”, BioPhotonic 3, 2012, S. 30–33 [0004]
K.-U. Jagemann et al., „Application of Near-Infrared Spectroscopy for Non-Invasive Determination of Blood/Tissue Glucose Using Neural Networks”, Zeitschrift für Physikalische Chemie, Bd. 191, 1995, S. 179–190 [0004]
K. Yamakoshi et al. „Pulse Glucometry: A new Approach for Non-invasive Blood Glucose Measurement Using Instantaneous Differential Near Infrared Spectrophotometry”, Journal of Biomedical Optics, Bd. 11 (5), 2006, S. 1–11 [0004]
Xinxin Guo et al., „Noninvasive glucose detection in human skin using wavelength modulated differential laser photothermal radiometry”, Biomedical Optical Express, Bd. 3(11), 2012, S. 3012–3021 [0004]

Claims

Verfahren zur nicht-invasiven Bestimmung einer Messgröße eines Analyten in einem biologischen Körper (3), wobei automatisiert der Körper (3) lokal mit Licht (12) aus einem auf eine Absorptionssignatur des Analyten abgestimmten Wellenlängenbereich gepulst bestrahlt wird, wobei wenigstens ein Teil des Lichts in den Körper (3) eindringt und vom Analyten absorbiert wird, wobei sich im Körper als Folge der modulierten Absorption durch den Analyten eine akustische Welle (22) ausbreitet, die die optischen Eigenschaften des Körpers (3) lokal verändert, wobei die Veränderung der optischen Eigenschaften lokal durch Beobachtung eines in den Körper (3) eingestrahlten Probelichts (14) erfasst wird, und wobei aus der erfassten Änderung auf einen Wert der Messgröße des Analyten geschlossen wird.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Probelicht (14) in einer Reflexions-, Rückstreu- (R) oder Transmissionsgeometrie (T) detektiert wird.
Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, wobei das Probelicht (14) gepulst eingestrahlt wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei der Körper (3) mit Licht (12) zur Anregung einer Fundamentalschwingung des Analyten bestrahlt wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei ein organischer Analyt betrachtet wird, und wobei der Körper (3) mit Licht (12) einer Wellenlänge aus dem Fingerprint-Bereich des Analyten zwischen 6 μm und 16 μm, insbesondere mit einer Wellenlänge zwischen 7 μm und 11 μm, bestrahlt wird.
Verfahren nach Anspruch 4 oder 5, wobei der Körper (3) mit Probelicht (14) einer Wellenlänge bestrahlt wird, die abgestimmt ist zur Anregung wenigstens einer mit der angeregten Fundamentalschwingung des Analyten gekoppelten Kombinationsschwingung oder zur Anregung wenigstens einer mit der angeregten Fundamentalschwingung des Analyten gekoppelten Schwingung einer funktionalen Gruppe.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei der Körper (3) mit Probelicht (14) einer Wellenlänge zwischen 1,4 μm bis 3 μm, insbesondere zwischen 2 μm und 2,5 μm, bestrahlt wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei zur lokalen Beobachtung der akustischen Welle (22) im Körper (3) mittels konfokaler Mikroskopie, mittels optischer Fasern (23) zur Ein- und/oder Auskopplung von Licht (12) und Probelicht (14) oder mittels optischer Kohärenztomographie ein definiertes Messvolumen (24) im Körper (3) geschaffen wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei das beobachtete Probelicht (14) nach einem Lock-In-Verfahren korreliert zur Pulswiederholfrequenz des gepulst eingestrahlten Lichts und/oder zur Pulswiederholfrequenz des gepulst eingestrahlten Probelichts (14) detektiert wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei das beobachtete Probelicht (14) nach einem Lock-In-Verfahren korreliert zu einer Herzfrequenz des biologischen Körpers (3) detektiert wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei als Licht- (6) und/oder als Probelichtquelle (7) eine durchstimmbare Lichtquelle (6), insbesondere ein Quantenkaskadenlaser oder ein Interbandkaskadenlaser (8), verwendet wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei als Analyt Glucose betrachtet und als Messgröße der Glucose deren Konzentration bestimmt wird.
Verfahren nach Anspruch 12, wobei der Körper (3) mit Licht (12) einer Wellenlänge zwischen 6 μm und 11 μm unter Anregung von Ringdeformationsschwingungen des Glucose-Moleküls bestrahlt wird, und wobei das Probelicht (14) mit Wellenlängen zwischen 2,2 μm und 2,4 μm zur Abfrage von Kombinationsschwingungen aus Ringdeformationsschwingungen und C-H-Streckschwingungen des Glucose-Moleküls, und/oder mit Wellenlängen um 3,1 μm zur direkten Abfrage der C-H-Streckschwingungen des Glucose-Moleküls eingestrahlt wird.
Vorrichtung (1, 2) zur nicht-invasiven Bestimmung einer Messgröße eines Analyten in einem biologischen Körper (3), umfassend eine Lichtquelle (6) zur gepulsten Bestrahlung des Körpers (3) mit Licht (12) aus einem auf eine Absorptionssignatur des Analyten abgestimmten Wellenlängenbereich, eine Probelichtquelle (7) zur Bestrahlung des Körpers (3) mit einem Probelicht (14), einen Detektor (10) zur Erfassung vom Körper (3) ausgehenden Probelichts (14), und eine Steuereinheit (18), die eingerichtet ist, aus einer Änderung im erfassten Probelicht (14) auf einen Wert der Messgröße des Analyten zu schließen.
Vorrichtung (1, 2) nach Anspruch 14, wobei die Probelichtquelle (7), der Körper (3) und der Detektor (10) zueinander in einer Reflexions-, Rückstreu- (R) oder Transmissionsgeometrie (T) angeordnet sind.
Vorrichtung (1, 2) nach Anspruch 14 oder 15, wobei die Probelichtquelle (7) gepulst betreibbar ist.
Vorrichtung (1, 2) nach einem der Ansprüche 14 bis 16, wobei die Lichtquelle (6) zur Bestrahlung des Körpers (3) mit Licht (12) zur Anregung einer Fundamentalschwingung des Analyten ausgebildet ist.
Vorrichtung (1, 2) nach einem der Ansprüche 14 bis 17, wobei die Lichtquelle (6) in einem Wellenlängenbereich zwischen 6 μm und 16 μm, insbesondere zwischen 7 μm und 11 μm, durchstimmbar ist, und wobei die Steuereinheit (18) eingerichtet ist, den Wert der Messgröße eines organischen Analyten zu bestimmen.
Vorrichtung (1, 2) nach Anspruch 17 oder 18, wobei die Probelichtquelle (7) zur Bestrahlung des Körpers (3) mit Probelicht (14) zur Anregung einer Fundamentalschwingung des Analyten ausgebildet ist.
Vorrichtung (1, 2) nach einem der Ansprüche 14 bis 16, wobei die Probelichtquelle (7) in einem Wellenlängenbereich zwischen 1,4 μm und 3 μm, insbesondere zwischen 2 μm und 2,5 μm, durchstimmbar ist.
Vorrichtung (1, 2) nach einem der Ansprüche 14 bis 20, die zur Definition eines lokalen Messvolumens (24) im Körper (3) mittels konfokaler Spektroskopie, mittels optischer Fasern (23) zur Ein- und/oder Auskopplung von Licht (12) und Probelicht (14) oder mittels optischer Kohärenztomographie ausgebildet ist/sind.
Vorrichtung (1, 2) nach einem der Ansprüche 14 bis 21, wobei dem Detektor (10) ein Lock-In-Verstärker (21) zugeordnet ist, der eingerichtet ist, das Probelicht (14) korreliert zur Pulswiederholfrequenz des gepulst eingestrahlten Lichts (12) und/oder des gepulst eingestrahlten Probelichts (14) zu detektieren.
Vorrichtung (1, 2) nach einem der Ansprüche 14 bis 22, wobei dem Detektor (10) ein Lock-In-Verstärker (22) zugeordnet ist, der eingerichtet ist, das Probelicht (14) korreliert zu einer Herzfrequenz des biologischen Körpers (3) zu detektieren.
Vorrichtung (1, 2) nach einem der Ansprüche 14 bis 23, wobei als Licht- (6) und/oder als Probelichtquelle (7) eine durchstimmbare Lichtquelle (6), insbesondere ein Quantenkaskadenlaser oder ein Interbandkaskadenlaser (8), eingesetzt ist.
Vorrichtung (1, 2) nach einem der Ansprüche 14 bis 24, wobei die Steuereinheit (18) eingerichtet ist, als Messgröße die Konzentration von Glucose zu bestimmen.
Vorrichtung (1, 2) nach Anspruch 25, wobei die Steuereinheit (18) eingerichtet ist, den Körper (3) mit Licht (12) zwischen 6 μm und 11 μm unter Anregung von Ringdeformationsschwingungen des Glucose-Moleküls und den Körper zur Abfrage von Kombinationsschwingungen aus Ringdeformationsschwingungen und C-H-Streckschwingungen des Glucose-Moleküls mit Probelicht (14) mit Wellenlängen zwischen 2,2 μm und 2,4 μm und/oder zur direkten Abfrage der C-H-Streckschwingungen des Glucose-Moleküls mit Probelicht (14) mit Wellenlängen um 3,1 μm zu bestrahlen.