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Die
Erfindung betrifft ein System, mit dem die Konzentration eines Analyten
perkutan innerhalb des lebenden Gewebes bestimmt werden kann.
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Medizinisch
relevante Analyten, auf die sich die Erfindung bezieht, sind beispielsweise
Cholesterin, Triglyceride, Harnsäure,
Harnstoff, Proteine (insbesondere Albumin), Globuline, Hämatokrit
und Hämoglobin.
Ein besonders wichtiger Analyt ist die Glucose, weil deren quantitative
Analyse Voraussetzung dafür
ist, daß Diabetiker
ihre Insulin-Injektionen jeweils dem tatsächlichen Bedarf anpassen und
dadurch Schwankungen des Blutzucker-Spiegels außerhalb eines relativ engen
Normbereiches vermieden werden. In umfangreichen Untersuchungen
wurde nachgewiesen, daß schwerwiegende
Langzeitfolgen des Diabetes Mellitus (beispielsweise Erblinden infolge
einer Zerstörung
der Netzhaut) weitgehend vermieden werden können, wenn eine solche enge Kontrolle
des Blutzucker-Spiegels
gewährleistet
ist. Voraussetzung hierfür
ist jedoch eine sehr häufige, nach
Möglichkeit
kontinuierliche Bestimmung der Glucosekonzentration im Körper des
Patienten. Nachfolgend wird beispielhaft auf Glucose als Analyt Bezug
genommen. Dies darf jedoch nicht als Beschränkung der generellen Anwendbarkeit
der Erfindung, die sich für
verschiedene Analyten eignet, verstanden werden.
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Die
Konzentration von Analyten in Körperflüssigkeiten
wird für
medizinische Zwecke weit überwiegend
mittels Reagenzien bestimmt. Dabei wird eine Probe der Körperflüssigkeit
(insbesondere Blut) entnommen und im Labor in vitro analysiert.
Obwohl diese Verfahren ständig
verbessert wurden und mittlerweile kleine handliche Analysesysteme
zur Verfügung
stehen, ist nachteilig, daß für jede einzelne
Untersuchung eine Blutentnahme erforderlich und keine kontinuierliche
Messung möglich
ist.
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Dies
hat zur Folge, daß die
Beobachtung der Glucosewerte im Körper des Patienten nur lückenhaft
und punktuell ist. Aus hygienischen (Entzündungsgefahr an der Einstichstelle)
und psychischen (Schmerz durch den Einstich) Gründen sind für den Patienten nur relativ
wenige Analysen pro Tag zumutbar. Damit erhöht sich die Gefahr von Über- und
Unterzuckerungen sowie von irreversiblen Langzeitschädigungen.
Ein Meßsystem,
das die Glucosekonzentration kontinuierlich ermittelt, könnte hingegen rechtzeitig
vor kritischen hyper- oder hypoglykämischen Werten warnen und die
notwendigen Daten für eine
exakte Insulindosierung liefern.
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Es
wurden bereits zahlreiche Vorschläge zur kontinuierlichen quantitativen
Analyse in vivo gemacht:
- – Es wurde vorgeschlagen, dem
Körper
ständig interstitielle
Flüssigkeit
zu entnehmen und diese zu einem außerhalb des Körpers befindlichen Meßsystem
zu pumpen, in dem die Glucosekonzentration elektrochemisch bestimmt
wird (WO 97/42868). Dieses Verfahren ist jedoch sehr aufwendig und
aufgrund des Verbrauchs von Reagenzien und Perfusionslösung nur
für kurze
Tragezeiten (einige Tage) geeignet.
- – Ein
anderer Ansatz, bei dem ebenfalls Reagenzien erforderlich sind,
ist in der WO 97/19344 beschrieben. Dabei werden die erforderlichen
Chemikalien, die zur Umsetzung der Glucose benötigt werden, in den Körper eingebracht.
Daraus resultieren Probleme mit Produkten der Umsetzung, die toxisch
sein können.
Außerdem
wird die Glucosekonzentration durch die Messung beeinflußt und das
Meßergebnis
dadurch unter Umständen verfälscht.
- – Zahlreiche
Vorschläge
zur reagenzfreien Analytik in vivo basieren auf der optischen Absorptionsspektroskopie.
Beispielsweise ist in der WO 99/07277 eine Vorrichtung zur in-vivo-Analyse
beschrieben, die eine Meßsonde
mit einer in die Haut einstechbaren Kanüle einschließt. Im Innern der
Kanüle
verlaufen Lichtleitfasern. Die Analyse basiert auf der Wechselwirkung
von interstitieller Flüssigkeit,
die durch eine Perforation der Kanüle an die Mantelfläche der
Lichtleitfasern gelangt, mit in deren Innerem transportiertem Licht.
Insbesondere können
dabei die Prinzipien der ATR-Spektroskopie verwendet werden.
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Es
gibt viele weitere Beispiele für
aus der Literatur bekannte Ansätze
zur kontinuierlichen, insbesondere reagenzienfreien, in-vivo-Analyse
im menschlichen Körper.
Nähere
Informationen hierzu können
den vorstehend genannten Literaturstellen entnommen werden. Insbesondere
die zuletzt genannte WO 99/07277 enthält eine eingehende Erörterung
des diesbezüglichen
Standes der Technik.
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Der
Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein neues und verbessertes
Gerät für die reagenzienfreie
in-vivo- Analytik
zur Verfügung
zu stellen.
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Zur
Lösung
dieser Aufgabe wird ein System zur reagenzienfreien Bestimmung der
Konzentration eines Analyten im lebenden Gewebe mit den Merkmalen
des Anspruchs 1 vorgeschlagen.
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Bei
der Raman-Spektroskopie wird monochromatisches Primärlicht eines
Lasers in die Probe eingestrahlt und das dabei in der Probe durch
Streuung erzeugte Sekundärlicht
spektral untersucht. Das Spektrum enthält in der Nachbarschaft der
Primärlichtlinie
eine Linienstruktur, die als Raman-gestreutes Licht bezeichnet wird.
Das Spektrum des Raman-gestreuten Lichts ist auf Änderungen
der Schwingungs- und/oder Rotationszustände der streuenden Moleküle zurückzuführen und
deswegen für
diese charakteristisch. Da die Intensität des Raman-gestreuten Lichts
mit der Konzentration der Moleküle
korreliert, ist eine quantitative Analyse möglich.
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Um
eine hinreichende Auflösung
der Raman-Spektralbanden zu ermöglichen,
muß das
Primärlicht
sehr schmalbandig (also im technischen Sinne monochromatisch) sein. Üblicherweise
wird Laserlicht verwendet, wobei die Emission eines Multimode-Lasers
ausreichend monochromatisch ist.
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Die
Selektion der Raman-Banden aus dem Streulicht erfolgt mittels einer
geeigneten wellenlängenselektiven
Detektionseinrichtung. In der Regel werden Spektrometer verwendet,
die eine spektral aufgelöste
Detektion von mindestens einem Teil des Raman-Spektrums ermöglichen.
Grundsätzlich
können
jedoch auch andere wellenlängenselektive
Detektionseinrichtungen verwendet werden, wobei es ausreichend sein
kann, mittels Filtern nur eine oder einige wenige Banden des Raman-Spektrums
des gesuchen Analyten zu erfassen. Hierfür sind eine Vielzahl von Verfahren
und Geräten
bekannt, die auch im Rahmen der Erfindung verwendet werden können.
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Die
Raman-Spektroskopie hat in der chemischen Analytik eine erhebliche
Bedeutung. Schwerwiegende Probleme werden allerdings dadurch verursacht,
daß das
gestreute Sekundärlicht
außer
dem Raman-Streulicht andere Lichtanteile enthält, deren Intensität sehr viel
größer ist.
- – Das
zur Anregung des Raman-gestreuten Lichts erforderliche Primärlicht wird
in dem Untersuchungsobjekt auch elastisch gestreut (Rayleigh-Streuung),
wobei in einem streuenden (turbiden) Medium die Intensität der Rayleigh-Streuung
typischerweise etwa 106 mal so hoch wie
die Intensität
des Raman-gestreuten Lichts ist.
- – Eine
zusätzliche
Störung
wird in der Praxis durch Primärlicht
verursacht, das – beispielsweise infolge
einer Reflexion an Bauteilen der Apparatur ebenfalls detektiert
wird und dessen Intensität
um mehrere Größenordnungen über der
des Raman-gestreuten Lichts liegt.
- – Eine
besonders problematische Störung
entsteht, wenn die zu untersuchende Probe fluoreszierende Moleküle enthält. Während die
Störung durch
Rayleigh-gestreutes Licht und durch überlagertes Primärlicht eine
von dem verschiedene Wellenlänge
hat und deswegen mittels eines geeigneten Filters reduziert werden
kann, überlagert Fluoreszenzlicht
meist die Raman-Banden und kann deshalb nicht durch Filtern abgetrennt
werden.
- – Hinzu
kommen Störlichtanteile,
die in optischen Lichtleitern (Lichtleitfasern) dadurch entstehen, daß auch in
der Faser Raman-Streuung und Fluoreszenz stattfinden.
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Aufgrund
dieser großen
Probleme wurde die Raman-Spektroskopie ursprünglich nur in sehr klaren (von
Streuzentren freien) Probenmaterialien verwendet. Zwar ist diese
Beschränkung
infolge der Verfügbarkeit
von Lasern als sehr scharf monochromatischen Lichtquellen und verbesserter
Filtertechniken weitgehend überwunden
worden. Der Verwendung der Raman-Spektroskopie bei der Untersuchung
biologischer Materialien stehen jedoch nach wie vor sehr große Schwierigkeiten
entgegen, wie auch aus den bisher hierzu unternommenen Versuchen
deutlich wird.
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Das
US-Patent 5,481,113 befaßt
sich mit der Analyse biologischer Materialien mittels Raman-Spektroskopie.
Zuvor waren derartige Messungen an Zitrusfrüchten durchgeführt worden,
um durch Analyse bestimmter Komponenten deren Geschmackseigenschaften
zu untersuchen. Das dabei verwendete Verfahren sei jedoch wegen
der für
das Anregungslicht verwendeten Wellenlänge im sichtbaren Bereich des
Spektrums (bei ca. 500 nm) für
klinisch-medizinische Tests am lebenden Körper nicht geeignet. Durch
das kurzwellige Anregungslicht werde störende Fluoreszenz erzeugt.
Außerdem
könne es
zu Beschädigungen
der Probe durch Photolyse kommen. Um diese Probleme zu vermeiden,
wird empfohlen, Primärlicht
mit einer wesentlich größeren Wellenlänge im Bereich
des nahen Infrarot zu verwenden. Infolge der geringeren Quantenenergie
dieses Lichts werde das Auftreten von Fluoreszenz vermieden und
dadurch das Signal-zu-Untergrund-Verhältnis (S/N-Verhältnis) verbessert.
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In
der
DE 100 27 100
C2 wird ein Verfahren zur nichtinvasiven Analyse von Körperteilen
beschrieben, bei dem Laserlicht mit mindestens zwei Wellenlängen auf
die Oberfläche
eines Körperteils, beispielsweise
des Ohrläppchens,
gestrahlt wird. Als Grundlage der gewünschten Konzentrationsbestimmung
werden zwei Raman-Spektralsignale
entsprechend den beiden Wellenlängen
des Primärlichts
detektiert. Dadurch sollen die mit einem solchen nichtinvasiven
Verfahren verbundenen Probleme (die beispielsweise aus den streuenden
und fluoreszierenden Eigenschaften der Haut resultieren, die in
Abhängigkeit
von der lokalen Position des Einstrahlungslichts stark variieren), überwunden
werden. Mit der Verwendung von zwei Wellenlängen und demzufolge zwei Lasern
ist jedoch ein hoher meßtechnischer
Aufwand verbunden. Auch in dieser Publikation wird auf die schwerwiegenden
Probleme hingewiesen, die der Anwendung der Raman-Spektroskopie
zur Konzentrationsmessung von Substanzen in Gewebeflüssigkeiten
entgegenstehen.
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In
dem US-Patent 6,151,522 kommen die Autoren aufgrund von Messungen
an Glucoselösungen
zu dem Ergebnis, daß es
wegen der außerordentlich
geringen Intensität
der Raman-Banden
praktisch unmöglich
sei, physiologische Konzentrationen der Glucose mittels konventioneller
spontaner Raman-Spektroskopie zu bestimmen. In den Experimenten
der Autoren sei es jedenfalls sogar mit Belichtungszeiten von 20
Minuten nicht möglich
gewesen, eine Konzentration von etwa 10 mg/ml nachzuweisen. Deshalb
wird vorgeschlagen, eine wesentliche Verstärkung des Raman-Signals durch
die Verwendung eines zusätzlichen
Pumplasers zu erreichen. Die Frequenz des Pumplasers wird variiert,
wobei ein verstärktes
Raman-Signal ("enhanced
Raman") immer dann
auf tritt, wenn die Differenz zwischen der Frequenz des Pumplasers
und der Frequenz des Testlasers, die konstant gehalten wird, der Wellenzahl
einer charakteristischen Raman-Linie entspricht. So wird ein Raman-Spektrum
in Abhängigkeit
von der Anregungsfrequenz generiert. Zugleich soll das S/N-Verhältnis durch
ein frequenzselektives Verfahren mit Hilfe eines Lock-In-Verstärkers verbessert
werden. Als Anwendungsbeispiele werden die nichtinvasive Analyse
von Glucose durch direktes Bestrahlen eines geeigneten Körperteils
(zum Beispiel des Ohrs) und die Identifizierung von Krebszellen
(beispielsweise in der Brust, der Gebärmutter und den Eierstöcken) genannt.
Die in diesem US-Patent beschriebene Technologie ist jedoch technisch sehr
aufwendig und eignet sich deshalb nicht für die routinemäßige, kontinuierliche
Analytik wichtiger Analyten, insbesondere von Glucose.
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Ein
weiteres Beispiel für
die Verwendung der Raman-Spektroskopie zur Detektion von Gewebeveränderungen
im Zusammenhang mit der Früherkennung
von Krebs ist in der Publikation
- Martin G. Shim et al. "Assessment of EX
vivo and In vivo Near-Infrared Raman Spectroscopy for the Classification
of Dysplasia Within Barrett's
Esophagus", in Biomedical
Spectrocopy: Vibrational Spectroscopy and Other Novel Techniques,
A. Mahadevan-Jansen, G. J. Puppels, Editors, Proceedings of SPIE
Vol. 3918 (2000), 114–199
beschrieben.
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Die
WO 97/34175 befaßt
sich mit der Verbesserung verschiedener Arten der Streulichtspektroskopie
durch besondere Gestaltungen der hierzu verwendeten Lichtleitfasern.
Auch hier wird das grundsätzliche
Potential der Raman-Spektroskopie für verschiedene
industrielle und medizinische Anwendungen hervorgehoben. Zugleich
wird auf die außerordentlich
großen
Schwierigkeiten hingewiesen, die damit zusammenhängen, daß das Nutzsignal extrem schwach
ist. Die Meßtechnik
müsse deshalb
unglaublich effizient sein. Beispielsweise sei es bei der Raman-Spektroskopie
erforderlich, sogar den Störeinfluß der kosmischen
Strahlung (mittels Detektion der singulär auftretenden kosmischen Photonen)
zu eliminieren. In dem Dokument wird davon ausgegangen, daß für die Streulichtspektroskopie üblicherweise
parallel verlaufende Lichtleitfasern verwendet werden, von denen
eine zum Einstrahlen des Primärlichts
dient (nachfolgend als "Einstrahlungslichtleiter" bezeichnet) und
eine andere zum Transport des Streulichts von dem Untersuchungsvolumen
zu dem Spektrometer ("Detektionslichtleiter") dient. Es wird erläutert, daß das S/N-Verhältnis wesentlich
davon abhängt,
daß der
von dem Detektionslichtleiter "beobachtete" Teil der Probe ("field of view", nachfolgend "Detektionsbereich") weitgehend mit
dem von dem Primärlicht
beleuchteten Bereich der Probe ("Einstrahlungsbereich") übereinstimmt
und der Weg des Streulichts zu der Lichteintrittsfläche des
Detektionslichtleiters möglichst
kurz ist. Um dies zu erreichen, werden optische Anordnungen vorgeschlagen,
bei denen der von dem (vorzugsweise aus mehreren Lichtleitfasern
bestehenden) Detektionslichtleiter erfaßte Detektionsbereich durch
eine reflektierende innere Oberfläche beeinflußt wird.
Außerdem
werden verschiedene Filteranordnungen beschrieben, die dazu dienen,
Störlichtbestandteile,
die auf in dem Lichtleiter selbst stattfindende Raman-Streuung oder Fluoreszenz
zurückzuführen sind
("silica-Raman"), zu eliminieren.
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Eine ähnliche
optische Anordnung mit einer reflektierenden (um 45° zu der Achse
geneigten) Fläche
am Ende eines Detektionslichtleiters wird in der WO 98/55850 beschrieben.
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Im
Rahmen der Erfindung wurde festgestellt, daß die Raman-Spektroskopie erfolgreich
für eine kontinuierliche,
reagenzienfreie minimalinvasive Bestimmung der Konzentration von
Glucose und anderen Analyten im menschlichen Gewebe verwendet werden
kann, wenn das Analysesystem einen Streulicht-Perkutansensor einschließt, der
einen Einstrahlungslichtleiter zum Einstrahlen des Lichts in ein
innerhalb des Körpers
befindliches Untersuchungsvolumen und einen Detektionslichtleiter,
durch den in dem Untersuchungsvolumen gestreutes Sekundärlicht erfaßt und aus
dem Körper
herausgeleitet wird, enthält.
Der Streulicht-Perkutansensor
sollte einen Gesamtdurchmesser von höchstens 2 mm, bevorzugt höchstens
1 mm und besonders bevorzugt höchstens
0,5 mm haben. Dadurch kann er weitgehend schmerzfrei an dem gewünschten
Untersuchungsort in die Haut gesteckt werden. Dabei wird zweckmäßigerweise
eine Einführhilfe
mit einer in die Haut einstechbaren Hohlnadel (nach Art eines Peel-Katheder)
verwendet, die gemeinsam mit dem Streulicht-Perkutansensor in die
Haut gestochen wird. Die Einführhilfe
kann anschließend
wieder entfernt werden. Diese Vorgehensweise ist bekannt. Entsprechende
Einführhilfen
sind für
andere Zwecke (insbesondere für
die Implantation von Kathetern) verfügbar.
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Die
Qualität
der Analyse wird erhöht,
wenn die nachfolgend erläuterten
bevorzugten Ausgestaltungen der Erfindung berücksichtigt werden.
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Je
nach der Ausgestaltung des Streulicht-Perkutansensors eignet sich
die Erfindung für unterschiedliche
Lokalisierungen des Untersuchungsvolumens im menschlichen (oder
tierischen) Körper.
Er kann insbesondere auch so ausgebildet sein, daß er sich
zum Einführen
in eine Vene eignet, so daß die
Analyse unmittelbar im strömenden
Blut stattfindet. Vorzugsweise ist der Streulicht-Perkutansensor
jedoch so ausgebildet, daß sich
das Untersuchungsvolumen bei in die Haut eingestecktem Perkutansensor
im subkutanen Bindegewebe befindet, und die Raman-Streuung der dort
vorhandenen interstitiellen Flüssigkeit
detektiert wird. Im Rahmen der Erfindung wurde festgestellt, daß die interstitielle
Flüssigkeit
für die
Raman-Spektroskopie besonders geeignet ist. Einerseits folgt die
Glucosekonzentration in der interstitiellen Flüssigkeit in guter Nährung der Konzentration
von Glucose im Blut. Andererseits enthält sie im Vergleich zu Blut
sehr viel weniger fluoreszierende Moleküle, so daß die Störung durch Fluoreszenz geringer
als im Blut ist.
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Eine
weitere Reduktion der Störung
durch Fluoreszenz wird dadurch erreicht, daß am Vorderende des Streulicht-Perkutansensors
eine semipermeable Membran angebracht ist, durch die der Zutritt von
Makromolekülen
mit einem Molekulargewicht oberhalb der Ausschlußgrenze (molecular cutoff)
der semipermeablen Membran zu dem Untersuchungsvolumen verhindert
wird. Die Ausschlußgrenze
der Membran beträgt
vorzugsweise höchstens
50 kDa, wobei ein Wert von höchstens
20 kDa besonders bevorzugt ist.
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Die
Wellenlänge
des zur Anregung der Raman-Streuung verwendeten Primärlichts
beträgt
vorzugsweise höchstens
900 nm, wobei Werte von höchstens
800 nm oder sogar von höchstens
600 nm besonders bevorzugt sind. Durch diese (im Gegensatz zu dem
Stand der Technik gemäß dem US-Patent
5,481,113) verhältnismäßig kurze
Wellenlänge wird
die Intensität
des Raman-gestreuten Lichts wesentlich erhöht, weil der Wirkungsquerschnitt
der Raman-Streuung mit der vierten Potenz der Frequenz des Anregungslichts
zunimmt. Wegen der im Rahmen der Erfindung reduzierten Fluoreszenzstörung kann
dieser Effekt vorteilhaft zur Verbesserung des S/N-Verhältnisses
genutzt werden.
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Allerdings
sind im Rahmen der Erfindung extrem kurze Wellenlängen, insbesondere
im UV-Bereich unterhalb von 300 nm, weniger bevorzugt, insbesondere
weil in diesem Bereich Schädigungen
des Gewebes zu befürchten
sind. Dieser Wellenlängenbereich,
der die Erzeugung angeregter elektronischer Zustände ermöglicht, wird häufig für das sogenannte
Resonance Raman Scattering genutzt, wobei die Nachteile von Gewebeschädigungen
für den
Vorteil eines höheren
S/N-Verhältnisses
in Kauf genommen werden müssen.
Im Rahmen der Erfindung wird bevorzugt spontane Raman-Streuung verwendet. Auch
die besondere Form der Raman-Spektroskopie mit
mehr als einer Wellenlänge
des eingestrahlten Lichts, wie sie in dem US-Patent 6,151,522 beschrieben
wird, ist im Rahmen der Erfindung nicht vorteilhaft.
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Schließlich werden
Verbesserungen dadurch erreicht, daß der von dem Detektionslichtleiter
erfaßte
Detektionsbereich mittels einer Reflexionsfläche in Richtung auf den von
dem Primärlicht
beleuchteten Einstrahlungsbereich ausgerichtet wird. Die Reflexionsfläche ist
dabei so ausgebildet und angeordnet, daß das aus dem Einstrahlungslichtleiter
abgestrahlte Primärlicht
nicht auf die Lichteintrittsfläche
des Detektionslichtleiters reflektiert wird, jedoch gestreutes Sekundärlicht infolge
der Wirkung der Reflexionsfläche
in größerem Ausmaß von dem
Detektionslichtleiter erfaßt
wird.
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Durch
die Erfindung wird eine Vielzahl von Vorteilen erreicht:
- – Im
Gegensatz zu Verfahren, bei denen Licht zu analytischen Zwecken
durch die Haut in darunter liegende Ge webeschichten eingestrahlt
wird, gibt es keine Probleme durch Streuung und Absorption an der
Hautoberfläche.
- – Da
die verwendeten Lichtwellenlängen
im sichtbaren Spektrum oder im unmittelbar benachbarten Infrarotbereich
liegen, können
für die
Lichtleiter optische Fasern aus üblichen
Silikatgläsern verwendet
werden. Dies steht im Gegensatz zu der MIR-Absorptionsspektroskopie,
bei der mit wesentlich längeren
Wellenlängen
gearbeitet wird und deswegen problematische Spezialmaterialien verwendet
werden müssen.
- – Die
Analyse ist praktisch verzögerungsfrei
(real time) möglich.
- – Ein
einziger Einstich genügt
für längere Zeit.
Die Erfindung ist deshalb auch für
die Verwendung durch den Patienten selbst ("home-monitoring") geeignet.
- – Da
keine Reagenzien erforderlich sind, bestehen keine Probleme mit
deren Lokalisierung und Zuführung.
Es können
keine toxischen Reste im Körper
bleiben.
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Die
Erfindung wird nachfolgend anhand von in den Figuren dargestellten
Ausführungsbeispielen näher erläutert. Die
darin dargestellten und beschriebenen Besonderheiten können einzeln
oder in Kombination verwendet werden, um bevorzugte Ausgestaltungen
der Erfindung zu schaffen. Es zeigen:
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1 eine
schematische Darstellung eines erfindungsgemäßen Analysesystems;
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2 eine
vergrößerte Darstellung
eines Ausschnitts aus 2 mit einem in die Haut eingesteckten
Streulicht-Perkutansensor im Schnitt;
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3 eine
schematische perspektivische Darstellung eines Sensorkopfes;
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4 einen
Querschnitt durch die Lichtleiter des in 3 dargestellten
Sensorkopfes;
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5 eine
schematische perspektivische Darstellung einer zweiten Ausführungsform
eines Sensorkopfes;
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6 einen
Querschnitt durch die Lichtleiter des in 5 dargestellten
Sensorkopfes;
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7 einen
schematischen Längsschnitt durch
eine dritte Ausführungsform
eines Sensorkopfes;
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8 einen
Querschnitt durch die Lichtleiter des in 7 dargestellten
Sensorkopfes;
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9 eine
schematische perspektivische Darstellung einer vierten Ausführungsform
eines Senskorkopfes;
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10 einen
Querschnitt durch die Lichtleiter des in 9 dargestellten
Sensorkopfes;
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11 eine
schematische perspektivische Darstellung einer fünften Ausführungsform eines Sensorkopfes;
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12 eine
graphische Darstellung der Abhängigkeit
der absoluten Raman-Intensität
und der relativen Raman-Intensität
von dem Neigungswinkel einer am Sensorkopf vorgesehenen Reflexionsfläche mit
Filtereigenschaften.
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1 zeigt
in stark schematisierter Darstellung die wesentlichen Komponenten
eines erfindungsgemäßen, insgesamt
mit 1 bezeichneten Analysesystems. Als Lichtquelle dient
ein Laser 2 (vorzugsweise ein Halbleiterlaser), der sichtbares
Licht oder Licht aus dem nahen Infrarot emittiert. Das von der Lichtquelle 2 erzeugte
Primärlicht
wird durch eine Einkopplung 3 in einen Einstrahlungslichtleiter 4 eingekoppelt.
Der Einstrahlungslichtleiter 4 wird auf einem Teil seiner
Länge von
der zentralen Faser eines optischen Faserbündels 5 gebildet,
dessen vorderer Abschnitt als durch die Hautoberfläche in die
Haut einsteckbarer Streulicht-Perkutansensor 7 ausgebildet
ist. Das vordere, in der Haut 8 steckende Ende des Perkutansensors
wird als Sensorkopf 9 bezeichnet.
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Einzelheiten
der Erzeugung und Detektion des Raman-gestreuten Lichts sind in 2 in
einer ebenfalls stark schematisierten vergrößerten Ausschnittsdarstellung
zu erkennen. Der Sensorkopf 9 dringt durch die Hautoberfläche und
die darunter liegenden Hautschichten Epidermis 11 und Dermis 12 in
die Subcutis 13 derartig ein, daß das Untersuchungsvolumen 15 an
dem in Einstichrichtung vorderen Ende des Sensorkopfes 9 interstitielle
Flüssigkeit enthält.
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Das
Primärlicht
tritt durch eine Lichtaustrittsfläche 18, die von der
vorderen Stirnfläche
des Einstrahlungslichtleiters 4 gebildet wird, in das Untersuchungsvolumen 15 ein.
Um in dem Einstrahlungslichtleiter 4 entstehende Raman-Streuung
und Fluoreszenz zu eliminieren, enthält dieser, vorzugsweise an
seinem vordersten Ende, einen Bandpaßfilter 17, durch
den sichergestellt wird, daß das
in das Untersuchungsvolumen 15 eindringende Primärlicht extrem
schmalbandig ist.
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In
dem Untersuchungsvolumen 15 entsteht durch Streuung Sekundärlicht,
in dem sowohl Raman-Anteile als auch Rayleigh-Anteile und Fluoreszenz-Anteile
enthalten sind. Ein großer
Teil des gestreuten Sekundärlichts 19 dringt
durch eine Lichteintrittsfläche 20 in
einen Detektionslichtleiter 21 ein. Bei der dargestellten
bevorzugten Ausführungsform
besteht der Detektionslichtleiter 21 aus mehreren Lichtleitfasern 22,
die mindestens auf beiden Seiten des Einstrahlungslichtleiters 4 vorgesehen
sind.
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Diese
Ausführungsform
zeigt, daß der
Begriff "Detektionslichtleiter" nicht einschränkend dahingehend
verstanden werden darf, daß es
sich um ein einzelnes Lichtleitelement, insbesondere eine Lichtleitfaser,
handelt. Vielmehr bezeichnet der Begriff "Detektionslichtleiter" die Gesamtheit der
Lichtleitelemente, die bei einem erfindungsgemäßen System dazu dienen, das
Streulicht von einer Lichteintrittsfläche 20 (die aus mehreren
Teilflächen
bestehen kann) zu dem Spektrometer zu transportieren. Der Detektionslichtleiter
kann demzufolge sowohl von mehreren parallel verlaufenden als auch
von mehreren hintereinander angeordneten Lichtleitelementen aus
einem geeigneten transparenten Material bestehen, in dem das Detektionslicht
transportiert wird. Entsprechendes gilt grundsätzlich auch für den Einstrahlungslichtleiter,
wobei dieser allerdings im Bereich des Sensorkopfes vorzugsweise
von einer einzigen zentralen Lichtleitfaser gebildet wird.
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In
den Lichtleitfasern 22 des Detektionslichtleiters 21 findet
eine Reflexion an einer Reflexionsfläche 23 statt, die
schräg
zu der Achse des Primärlichts 16 geneigt
ist. Sie verläuft
auf der von dem Primärlichtstrahl 16a abgewandten
Seite des Detektionslichtleiters 21.
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Das
detektierte Sekundärlicht
wird in dem Detektionslichtleiter 21 zu einer wellenlängenselektiven
Detektionseinrichtung 24 geleitet, an deren Eingang ein
Notch-Filter (negierter
Bandpaßfilter)
vorgesehen ist, der die Wellenlänge
des Primärlichts
und damit die elastisch gestreuten Rayleigh-Anteile des Sekundärlichtes
möglichst
weitgehend eliminiert. In der Detektionseinrichtung 24 wird
das detektierte Licht spektral zerlegt und das entstehende Spektrum, das
die Informationen zur Bestimmung der Glucosekonzentration enthält, digital
aufgezeichnet. Das digitalisierte Spektrum wird an eine elektronische
Auswerteeinrichtung 26, z.B. einen Computer, übermittelt und
ausgewertet. Dies geschieht vorzugsweise mittels eines multivariaten
Auswerteverfahrens, wie es in der Spektroskopie eingesetzt wird
(z.B. Principal Component Regression, Partial Least Squares. Derartige
Verfahren sind beispielsweise beschrieben in:
- H. Martens
et al., "Multivariate
Calibration", John
Wiley & Sons,
New York, NY 1989
- A. Höskuldsson, "Prediction Methods
in Science and Technology",
Thor Publishing, Denmark 1996
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Die
Erzeugung des Primärlichts,
die spektrale Zerlegung des Sekundärlichtes und die Auswertung
des Spektrums können
in getrennten Bauteilen stattfinden. In einem hochintegrierten tragbaren
Analysesystem sind sie vorzugsweise in einem gemeinsamen Gerätegehäuse integriert.
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Die 3 bis 11 verdeutlichen
verschiedene bevorzugte Ausgestaltungen des Sensorkopfes 9.
Dabei ist jeweils das vordere Ende des Sensorkopfes 9 derartig
von einer semipermeablen Membran 30 umschlossen, daß Makromoleküle mit einem oberhalb
der Ausschlußgrenze
der Membran liegenden Molekulargewicht nicht in das von der Membran 30 umschlossene
Untersuchungsvolumen 15 gelangen. Im Rahmen der Erfindung
wurde festgestellt, daß durch
diese Maßnahme,
insbesondere unter Berücksichtigung
der weiter oben genannten bevorzugten Werte der Ausschlußgrenze,
eine wesentliche Reduktion der störenden Fluoreszenz erreicht
wird. Dies gilt insbesondere in dem bevorzugten Bereich der Primärlicht-Wellenlänge, d.h.
im sichtbaren und sehr nahen infraroten Teil des Spektrums. Nach
den Untersuchungsergebnissen der Erfinder ist in dem Spektralbereich
zwischen 550 und 750 nm, insbesondere in dem Spektralbereich zwischen
570 und 650 nm die Unterdrückung
des Fluoreszenzuntergrundes optimal.
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Bei
jeder der in den 3 bis 11 dargestellten
Ausführungsformen
wurden Maßnahmen
ergriffen, um mittels einer Reflexionsfläche die Intensität des von
dem Detektionslichtleiter 21 erfaßten Raman-gestreuten Lichts
im Vergleich zu störenden Lichtanteilen
zu erhöhen.
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Bei
der in den 3 und 4 dargestellten Ausführungsform
besteht der Detektionslichtleiter 21 aus sechs Lichtleitfasern 22,
die ringförmig
um eine zentrale Lichtleiterfaser angeordnet sind, die den Einstrahlungslichtleiter 4 bildet.
Die Gesamtheit der Lichtleitfasern 22 bildet demzufolge
einen Detektionslichtleitring 33, der den zentralen Einstrahlungslichtleiter 4 umgibt.
Sämtliche
Fasern sind (wie in der Lichtleitfasertechnik üblich) von einem Cladding 32 umgeben,
dessen Brechungsindex geringer als der des Fasermaterials ist. Dadurch
wird in bekannter Weise der Lichttransport in den Fasern mittels
Totalreflexion bewirkt, und die Fasern sind optisch voneinander
getrennt.
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Bei
der in 3 dargestellten Ausführungsform wird die Lichteintrittsfläche 20 des
Detektionslichtleiters 21 von den Stirnflächen der
Lichtleitfasern 22 gebildet, die senkrecht zu der Faserachse
verlaufen ("flat
face"-Anordnung).
Eine Reflexionsfläche 23 wird
von der inneren Oberfläche
eines Reflektorelementes 34 gebildet, das das Untersuchungsvolumen 15 seitlich
begrenzt und kein Bestandteil des Detektionslichtleiters 21 ist.
Sie ist zu der Achse A des aus der Lichtaustrittsfläche 18 austretenden
Primärlichtstrahls 16a unter
einem Winkel α derartig
geneigt, daß das
gestreute Sekundärlicht 19 in
Richtung auf die Lichteintrittsfläche 20 des Detektionslichtleiters 21 reflektiert
wird, d.h. in erhöhtem
Ausmaß in
den Detektionslichtleiter 21 eindringt.
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Das
Reflektorelement 34 ist bei der in den 3 und 5 dargestellten
bevorzugten Ausführungsform
als Reflexionshülse 35 gestaltet,
die den Primärlichtstrahl 16a umschließt und leicht
konisch geneigte Seitenwände
hat.
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Vorzugsweise
besteht das Reflektorelement 34 insgesamt aus einer dünnen Folie
eines hochreflektierenden Metalls, beispielsweise Gold. Grundsätztlich
kann es jedoch auch aus einem selbst nicht reflektierenden Material
wie beispielsweise Kunststoff bestehen, das – vorzugsweise auf der dem
Primärlichtstrahl 16a zugewandten
Innenseite – eine
reflektierende (metallische) Beschichtung aufweist.
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In
der Wand der Reflexionshülse 35 sind
Löcher 36 vorgesehen,
um – zusätzlich zu
der vorderen Hülsenöffnung 37,
durch die der Primärlichtstrahl 16a dringt – den Flüssigkeitsaustausch
mit dem von der Reflexionshülse 35 umschlossenen
Volumen zu verbessern. Auch bei dieser Ausführungsform sind vorzugsweise
geeignete Filterbeschichtungen vorgesehen, nämlich ein Bandpaßfilter 17 an
der Lichtaustrittsfläche 18 und
ein Notch-Filter 27 an der Lichteintrittsfläche 20 (in 3 der Übersichtlichkeit
halber nur bei einer Lichtleitfaser 22 dargestellt).
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Die
in den 5 und 6 dargestellte Ausführungsform
unterscheidet sich von den 3 und 4 nur
dadurch, daß der
Lichtleitring 33 nicht von einer Mehrzahl einzelner Fasern 22,
sondern von einem Lichtleitertubus 38 gebildet wird. Dadurch
wird (bei gegebenem Außendurchmesser)
die Lichteintrittsfläche
vergrößert und
der für
die Leitung des Detektionslichts zur Verfügung stehende Querschnitt erhöht. Allerdings
ist die Herstellung erheblich schwieriger als bei der in den 3 und 4 dargestellten Ausführungsform.
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Auf
Basis von im Rahmen der Erfindung durchgeführten Untersuchungen lassen
sich zu den bevorzugten Abmessungen der Reflexionshülse 35 folgende
Angaben machen:
- – Der Neigungswinkel α der Reflexionsfläche 23 zu
der Achse A des Primärlichtstrahles 16a sollte sehr
spitz sein, wobei Werte von weniger als 10 Grad bevorzugt sind.
- – Die
axiale Länge
der Reflexionshülse
liegt vorzugsweise zwischen 1 mm und 20 mm, wobei als Untergrenze
Werte von 3 mm oder 5 mm und als Obergrenze 10 mm bevorzugt sind.
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Die
geringe Neigung der Reflexionshülse führt dazu,
daß sich
das Untersuchungsvolumen 15 über die vordere Hülsenöffnung 37 hinaus
nach vorne erstreckt. Dadurch ist das Untersuchungsvolumen 15 besonders
groß,
wodurch die detektierte Raman-Intensität erhöht wird. Die Größe des Untersuchungsvolumens 15 wird
auch dadurch positiv beeinflußt,
daß eine
dünnwandige
Reflexionshülse 35 verwendet
wird, deren hinterer (dem Detektionslichtleiter zugewandter) Durchmesser
mit dem anschließenden
Abschnitt des Detektionslichtleiters näherungsweise übereinstimmt.
Dadurch wird das bei gegebenem Durchmesser des Sensorkopfes 9 mögliche Untersuchungsvolumen
maximiert.
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Den 7 bis 11 ist
gemeinsam, daß (wie
auch bei 2) die Reflexionsfläche 23 von
einer äußeren Begrenzungsfläche 40 des
Detektionslichtleiters 21 gebildet wird, die von dem aus
der Lichtaustrittsfläche 18 austretenden
Primärlichtstrahl 16a abgewandt
ist.
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In 7 ist
die Geometrie gemäß 2 deutlicher
dargestellt. Die Lichteintrittsfläche 20 des Detektionslichtleiters 21 wird
von Seitenflächen
der Lichtleitfasern 22 gebildet, die achsparallel verlaufen und
dem Primärlichtstrahl 16a zugewandt
sind. Der Einstrahlungslichtleiter 4 ist kürzer als
der Detektionslichtleiter 21, so daß das Untersuchungsvolumen 15 nach
hinten von der Lichtaustrittsfläche 18 des Einstrahlungslichtleiters 4 und
zu den Seiten hin von der Lichteintrittsfläche 20 des Detektionslichtleiters 21 umschlossen
ist. Auch hier sind die genannten Bandpaß- bzw. Notch-Filter 17, 27 vorgesehen.
Die Filterung des Detektionslichts wird zusätzlich dadurch verbessert,
daß in
dem Detektionslichtleiter möglichst
nah bei der Lichteintrittsfläche 20 ein
zusätzlicher
Notch-Filter 38 integriert ist.
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Bei
der in den 9 und 10 dargestellten
Variante wird das vorderste Ende des Detektionslichtleiters 21 von
einem transparenten Ringsegmentkörper 41 gebildet,
dessen konische Außenfläche als
Reflexionsfläche 23 dient.
Er hat eine zentrale Ausnehmung 42, die mit dem Einstrahlungslichtleiter 4 fluchtet.
Die Begrenzungswand der Ausnehmung 42 bildet die Lichteintrittsfläche 20 des
Detektionslichtleiters 21 und umschließt das Untersuchungsvolumen 15.
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Mit
dem Begriff "Ringsegmentkörper" wird in diesem Zusammenhang
ein transparenter Körper
bezeichnet, der eine konische äußere Begrenzungsfläche 40 und
eine zentrale Ausnehmung der dargestellten Art hat. Seine dem anschließenden Teil
des Detektionslichtleiters 22 zugewandte Fußfläche 44 fluchtet
mit dem Detektionslichtleitring 33. Der Ringsegmentkörper muß jedoch
kein vollständiger
Kegelstumpf sein. Vielmehr ist es vorteilhaft, wenn er – wie dargestellt – in mehrere
Segmente unterbrochen ist, zwischen denen spaltförmige Flüssigkeitsaustauschöffnungen 43 vorhanden
sind, durch die der Flüssigkeitsaustausch
zwischen dem Untersuchungsvolumen 15 und dem Raum außerhalb
des Ringsegmentkörpers 41 verbessert
wird.
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Die
gewünschten
Reflexionseigenschaften der Reflexionsfläche 23 können beispielsweise
durch eine Beschichtung mit einem Cladding erreicht werden, so daß an der
Begrenzungsfläche
des Detektionslichtleiters 21 Totalreflexion stattfindet.
Bevorzugt ist jedoch eine metallisch spiegelnde Beschichtung der
Begrenzungsfläche 40,
die die Reflexionsfläche 23 bildet.
Gemäß einer
besonders bevorzugten Ausführungsform
ist die Begrenzungsfläche 40 mit
einer Filterbeschichtung 45 beschichtet, die das Raman-gestreute Licht reflektiert,
jedoch für
die Wellenlänge
des Primärlichts
durchlässig
ist. Dadurch wird das S/N-Verhältnis verbessert.
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Die
Ausführungsformen
der 9/10 und 11 unterscheiden
sich analog zu den 3/4 und 5/6 durch
die Verwendung unterschiedlicher Typen eines Lichtleitringes 33, nämlich aus
einer Mehrzahl von Lichtleitfasern 22 oder aus einem tubusförmigen Lichtleitelement 38.
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Gemäß den im
Rahmen der Erfindung angestellten Untersuchungen sollten bei den
in den 7 bis 11 dargestellten Ausführungsform,
bei der die Reflexionsfläche 23 von
einer äußeren Begrenzungsfläche des
Detektionslicht leiters 21 gebildet wird, der Neigungswinkel β der Reflexionsfläche 23 zu
der Achse des Primärlichtstrahls 16a vorzugsweise
zwischen 10° und
40° liegen.
Die Ergebnisse von Untersuchungen dieser Art sind in den 12 bis 14 graphisch dargestellt.
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12 zeigt
die Ergebnisse von Simulationsexperimenten für unterschiedliche Meßgeometrien.
Dargestellt ist
- – die Abhängigkeit der absoluten Raman-Leistung PRA (rechte Ordinate) von dem Winkel β als Folge nicht
miteinander verbundener Kreuze, und
- – die
Relation der Raman-Leistung PRA zu der Summe
aus detektierter Leistung des eingestrahlten Lichtes PPR (Rayleigh-gestreutes
und reflektiertes Primärlicht;
linke Ordinate) als durch eine gestrichelte Linie verbundene Kreuze.
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Die
dargestellten Ergebnisse beziehen sich auf die Meßgeometrie
gemäß 7,
wobei die Reflexionsfläche
mit einer Filterbeschichtung beschichtet ist, so daß das Raman-gestreute
Licht an der Reflexionsfläche 23 reflektiert,
das Primärlicht
hingegen durchgelassen wird. Man erkennt, daß hier sehr gute Ergebnisse
sowohl hinsichtlich der absoluten Intensität des Raman-Lichtes als auch
hinsichtlich des Verhältnisses
zwischen PRA und PPR bei
relativ kleinen Winkeln, vor allem zwischen etwa 15° und etwa
35° erreicht
werden.