JP7366059B2 - 流体の流れを測定するためのセンサ - Google Patents

Description

本願は、被験者または被験動物の管内などの生理学的環境内の流体の流れを測定するためのセンサに関する。

人体内の管内の流体の流れは、診断および治療のために臨床的に重要な生理学的パラメータをもたらす。たとえば、冠動脈内の血流の測定は、狭窄の深刻さを評価し、それによってステントを配置するかどうかについての判断を支援するために使用され得る。同様に、心臓血流の測定は、重症患者を監視し、または大手術中に監視するのに極めて有益である。一例として、実効一回拍出量が大動脈内の血流から決定され得、経時的な大動脈流の変動に基づいて、心不全の割合、不整脈の血液動態効果、可能な治療パラメータ、および／または大動脈の血管特性に関する結論が引き出され得る。別の例として、腎動脈内の血流は、腎不全の診断および治療のための重要なパラメータである。血管の血液動態の完全な評価および理解は、圧力と流体動態の両方の知識を必要とする。これらの測定を実現するための理想的なデバイスは、横方向範囲で小型であり、安定しており堅固な非常に正確なデータを提供し、製造するのに安価であり、電磁的干渉などの干渉の影響を受けないものである。現在入手可能な測定デバイスは、様々な理由でこの理想に達していない。

流体流れは、体積流量や、流体の特定の方向の、特定の場所における速度などの様々なパラメータを使用して測定され得る。血管内の血流を測定するための様々な方法が知られている。管内にセンサを備える医用デバイスを配置することを含む侵襲的方法が、高精度を達成するのに利用され得るが、そのような方法は一般に、精密な測定値を得るために特定の手動手順を必要とし、したがってそのような測定は、大部分は標準的診療外にとどまる。

音響ドップラー流量測定、たとえばガイドワイヤなどの侵襲性医用デバイスにおいて実装されるものは、時間分解流速測定値を与える。しかしながら、これらの測定値は、音響ビームの中心軸と血流の方向との間の角度と共に変化し、その角度は一般に、制御するのが難しい。したがって、侵襲性医用デバイスにおけるそのような音響ドップラー測定値の取得は、調査中の血管との音響ビームの精密で安定した位置合せを必要とし、わずかな偏差または変動が測定誤差をもたらし得る。

超音波移動時間に基づく音響流量測定方法も使用される。これらの方法は通常、オフセット式に血管の外部に当てられる２つの音響変換器を必要とする。この手法の欠点は、変換器間の飛行時間音響距離の精密な知識を必要とすることである。

音響ビームが管に対して垂直方向に延びる、関連する音響流量方法も知られている。たとえば、米国特許第５，７８５，６５７号では、受信した信号の自己相関関数（ＡＣＦ）がこの目的で決定され、散乱粒子が測定される体積を横断するのに必要とされる時間を決定するためにＡＣＦの最小値が使用される。測定される堆積の寸法が厳密に知られている場合、粒子の速度、したがって粒子の流量が決定され得る。このタイプの方法の欠点は、測定される堆積が厳密に知られており、安定していなければならないことである。

レーザドップラー風速計の原理に基づく光学的方法、および血流量についての情報を得るために血液成分によって後方散乱された信号を直接的に評価する計算方法を使用する、米国特許第５，６０１，６１１号において開示されているような関連する光学的方法も知られている。血流測定のためのマイクロヘアセンサの使用も知られている。ＭＥＭＳ技術を使用して製造されたマイクロヘアまたはバナーが血流内に突き出て、移動媒体によって曲げられ、またはたわむ。たとえば米国特許出願公開第２００８／０１５４１４１号を参照されたい。このタイプの構成の欠点は、血流内に突き出る異物上にクロットが形成され得ることである。さらに、マイクロヘアまたはバナーが凝集または封入され、それによってその機能が失われ得る。

血圧および血流についての代理パラメータを決定するための光電血量測定記録（ＰＰＧ）を使用する方法も知られている。たとえば、米国特許出願公開第２０１０／０４９０６０号に記載されているＰＰＧセンサが、埋込型医用デバイス（ＩＭＤ）のヘッダ内などの、ＩＭＤのハウジング上に配置される。血圧および血流についての代理パラメータが、ＰＰＧに基づいて決定され得る。そのような方法の欠点は、代理パラメータが、厳密には知られておらず、時間関連の変動および個々の変動の影響を受けやすい仮定の血流モデルおよびパラメータに基づくことである。さらに、血管緊張の変化（たとえば）などの２次効果が、これらの代理パラメータの決定に著しい影響を及ぼし得る。

反射光内のノイズの計算を可能にするための、管に沿った２つの場所での光学的反射の使用、および流れについて実施すべき飛行時間計算を可能にするための、そのようなノイズの後続の相互相関が、米国特許出願公開第２０１２－０２０３１１３Ａ１号に記載されている。この手法の欠点は、これらの計算が非常に小さい信号間の統計的相関を決定することを必要とし、それによってかなりの誤差が導入され得、高い技術的複雑さが必要とされることである。そのようなデバイスはまた、いくつかの送信機および受信機を利用し、それによって小さい管での使用が制限される。

ホットワイヤ流速計の古典的方法を含む熱流量測定方法が、ドップラー方法に対する重要な代替策を表す。熱希釈測定などの熱流速計方法も一般的であるが、現在の実装は、管内への冷食塩水などの流体の注入を必要とするので、幾分扱いにくく、複雑になりがちである。

順次ファイバブラッグ格子を使用して、光ファイバ内の複数の場所において温度変化を監視し、それによって上流側の温度変化に追従して流量測定を実現することも知られている。しかしながら、そのようなファイバブラッグ格子は製造するのにコストがかかり、さらに生理学的範囲内の圧力変化に鈍感である。

流れの代理測定が、たとえば冠動脈内の血流予備量比（ＦＦＲ）と共に実装されるような圧力測定値と共に取得され得る。冠動脈内の絶対圧力および相対圧力を測定することは重要な診断パラメータであり、ＦＦＲの計算を可能にする。しかしながら、ＦＦＲは、常に正確であるわけではない多くの仮定に依拠するので、流れの不完全な尺度であることが知られている。直接流量測定は一般に、管内の測定圧力に対する補足として考えるときには特に、診断決定を行うための、または療法を導くためのより正確なパラメータを提供する。さらに、現在の侵襲性圧力センサは、そのようなセンサが圧力感度およびドリフトに対する耐性についての厳しい要件を満たさなければならない場合は特に、製造するのが比較的複雑である。

米国特許第５，７８５，６５７号 米国特許第５，６０１，６１１号 米国特許出願公開第２００８／０１５４１４１号 米国特許出願公開第２０１０／０４９０６０号 米国特許出願公開第２０１２－０２０３１１３Ａ１号

Ｊ Ｃｌｉｎ Ｍｏｎｉｔ． １９９０年１０月；６（４）：３２２－３２

本発明は添付の特許請求の範囲において定義される。

被験者または被験動物の管内などの生理学的環境内の流体の流れを測定するためのセンサが設けられる。このセンサは、センサの近位端から遠位端まで延びる呼掛け光ガイドを備える。呼掛け光ガイドは、センサの遠位端に呼掛け光を送り、センサの遠位端から反射呼掛け光を受け取るように構成される。このセンサは、センサの遠位端に励起光を送るように構成された励起光ガイドをさらに備える。励起光は、流体を（直接的または間接的に）加熱するために供給される。このセンサは、センサの遠位端に配置された検出素子をさらに備える。検出素子は、呼掛け光を反射して呼掛け光ガイドに沿ってセンサの近位端に向けて戻すための少なくとも２つのエタロンを備える。各エタロンはそれぞれの光路長を有する。少なくとも１つのエタロン（またはいくつかの例では、各エタロン）は呼掛け光ガイドの外部に少なくとも１つの反射面を有する。検出素子は流体と熱接触するように構成され、それによって、少なくとも１つのエタロンの光路長が流体の温度に依存する。反射呼掛け光は、それぞれのエタロンの光路長に依存するインターフェログラムを形成する。

本発明はまた、そのようなセンサを使用するための本明細書において説明される方法を提供する。

体内からの圧力、流量、または場所に関する高忠実度データの取得または測定が有益である多くの医学分野がある。そのような測定は、診断のために、あるいは冠動脈内の障害の生理学的重大性、心臓弁の機能、合計もしくは部分心拍出量、または１つもしくは複数の血管床の潅流を評価することや、脳脊髄腔内の圧力を決定することなどの、外科的治療または最小限の侵襲性インターベンショナル治療を導くために使用され得る。取得された測定データは、その後で、ステントもしくは弁修復の配置を導き、または他の治療を知らせるために使用され得る。

本明細書において説明される感知デバイス（センサ）は、遠位端に電子的構成要素のない非常に小型化されたプローブから、高品質の多パラメータ測定を実施し得る。そのようなデバイスは、（かさばる流体カラムを介して得られる）低速な周波数応答の間接的測定、複雑な製造および接続要件を有する小型化電子センサなどの、最小限の侵襲性圧力または流量測定を実施する既知の方法の様々な欠点を回避する。そのような光ファイバセンサは、センサに沿って延びる単一の呼掛け光ガイドの使用から、圧力測定と流量測定をどちらもサポートし、したがって侵襲性医用デバイス内に容易に一体化され得るコンパクトで効果的なセンサを提供する。

さらなる例では、生理学的環境内の流体の流れを測定するためのセンサが、少なくとも１つの検出素子を備え得、それによってセンサは、
センサの近位端から遠位端まで延びる呼掛け光ガイドであって、センサの遠位端に呼掛け光を送り、センサの遠位端から反射呼掛け光を受け取るように構成された呼掛け光ガイドと、
センサの遠位端に励起光を送るように構成された励起光ガイドであって、励起光が流体を加熱するために供給される励起光ガイドと、
センサの遠位端に配置された少なくとも１つの検出素子であって、呼掛け光を反射して呼掛け光ガイドに沿ってセンサの近位端に向けて戻すための少なくとも２つのエタロンを備え、各エタロンが、それぞれの光路長を有し、呼掛け光ガイドの外部に少なくとも１つの反射面を有する、少なくとも１つの検出素子と
を備え、少なくとも１つの検出素子は、流体と熱接触するように構成され、それによって、少なくとも１つのエタロンの光路長が流体の温度に依存し、反射呼掛け光は、それぞれのエタロンの光路長に依存するインターフェログラムを形成する。

これから、本発明の様々な実装が、以下の図面を参照しながら単に例として詳細に説明される。

被覆を有する光ファイバと、光ファイバから延びる毛管内に配置された膜とを含む、本明細書において説明されるセンサの一例の概略図である。 被覆をそれぞれ備える３つの光ファイバを含む、本明細書において説明されるセンサの一例の概略図である。 被覆をそれぞれ備える３つの光ファイバを含み、中央の光ファイバが、この中央の光ファイバから延びる毛管内に配置された膜をさらに含む、本明細書において説明されるセンサの一例の概略図である。 ２重クラッド光ファイバの外部クラッディングがセンサの遠位端において取り除かれ、光吸収層で置き換えられる、本明細書において説明されるセンサの一例の概略図である。 励起光がセンサから出ることを可能にするように２重クラッド光ファイバが被覆を含む単一クラッドファイバにスプライシングされる、本明細書において説明されるセンサの一例の概略図である。 ガス空洞を形成するように光ファイバから延びる毛管内に配置された膜を含む、本明細書において説明されるセンサの一例の概略図である。 ガス空洞を形成するように光ファイバから延びる毛管内に配置された膜を含む、本明細書において説明されるセンサの一例の概略図である。 ガス空洞を形成するように光ファイバから延びる毛管内に配置された膜を含む、本明細書において説明されるセンサの一例の概略図である。 ガス空洞を形成するように光ファイバから延びる毛管内に配置された膜を含む、本明細書において説明されるセンサの一例の概略図である。 組合せ光ファイバ温度／超音波センサを提供する、本明細書において説明されるセンサの一例の概略図である。 ガイドワイヤとはめ合わされた、本明細書において説明されるセンサの一例の概略図である。 センサと共に使用され、センサに広帯域呼掛け光を供給する、本明細書において説明されるコンソールの一例の概略図である。 センサと共に使用され、センサに走査された単色呼掛け光を供給する、本明細書において説明されるコンソールの一例の概略図である。 本明細書において説明されるセンサによって生成された分光応答の例示的プロット（強度対波数）である。 本明細書において説明されるセンサによって取得されるような分光データを解析するための方法を示すフローチャートである。

図では、相異なる実装での同様の構成要素が、相異なる図にわたって一貫した参照番号によって示される。簡潔のため、そのような同様の構成要素の説明は、必ずしも各図について反復されるわけではないが、ある図に関するそのような構成要素の説明が一般には別の図の同一の構成要素に適用され得ることが理解されよう。

体内の生理学的パラメータを測定するための埋込型（挿入型）センサとして使用され得る感知デバイスが本明細書において説明される。そのようなデバイスの１つの実装は、血管内の血液の流速または体積流量や、尿路内の尿の流れを決定するなどのために、生体内の流量および圧力測定を実施するために使用され得る。

そのようなセンサ（または感知デバイス）の１つの例には、センサの遠位端に複数の波長の呼掛け光を送り、１つまたは複数のインターフェログラムを形成する反射呼掛け光を受け取るように構成された光ガイドが含まれる。光ガイドはまた、センサが配置される媒体または流体を加熱するためのセンサの遠位端に励起光を送るように設けられる。センサは、センサの遠位端において一連の（部分）反射面をさらに備え、そのうちの少なくとも１つが、媒体と熱接触するように構成される。これらの表面から反射された呼掛け光は、反射面の対から形成されたエタロンの光路長に依存する１つまたは複数のインターフェログラムを含む（符号化する）。

この光ファイバ技術の使用は、（たとえば）圧力ガイドワイヤまたは他の冠動脈内デバイス内に導入するのに適するように十分に小さいサイズ（直径）および柔軟性を有する非常にコンパクトなセンサの提供をサポートする。これらの技術はまた、確立された工業プロセスに基づく低い製造コストという利点をも有する。

３つの部分反射面を含む感知デバイスについて、（３つの反射面の異なる対からそれぞれ形成された）３つのエタロンがある。反射面の位置または形状の変化、したがってこれらのエタロンの光路長の変化が、圧力および／または温度から結果として生じ得る。たとえば、流動媒体の（外部）圧力の増大がある場合、この圧力増加がガス空洞の圧縮を引き起こすので、ガス空洞によって分離される２つの反射面を備えるエタロンの光路長が減少する。同様に、反射面としてポリマーを有するエタロンの光路長は、ポリマーの熱膨張のために温度と共に増大し得る。したがって、流体の圧力と温度の両方の変化が、複数のエタロンの光路長の変化に基づいて測定され得る。異なるエタロンは圧力および温度の変化に対して異なる感度を有し、それによって、測定される圧力の変化を、測定される温度の変化と分離することが可能となる（逆も同様である）。次いで、以下でより詳細に説明するように、流体の流速が、たとえば時間に伴う測定された温度の変化または変動から決定され得る。

各エタロンは、反射呼掛け光でのインターフェログラムに成分を寄与すると見なされ得る。異なる（それぞれの）エタロンからの寄与は、光路長とより高いインターフェログラムの周波数との間の線形関係を活用するフーリエ領域光コヒーレンストモグラフィ（ＦＤ－ＯＣＴ）の（既知の）原理に従って、インターフェログラムの周波数に基づいて区別され得る。

従来型光源では、光路長は通常、２から２０μｍの分解能まで分解される。しかしながら、たとえば外部圧力および温度の生理学的変化の結果として生じる、エタロンの光路長のずっと小さい変化を測定するために、ドップラーＦＤ－ＯＣＴの（既知の）技法が使用され得る。ドップラーＦＤ－ＯＣＴでは、特定のエタロンに対応する周波数に伴うフーリエ変換後のインターフェログラムの位相が、異なる時点で得られた同一のエタロンからの位相と比較される。位相の差は、エタロン経路長の変化に線形に関係付けられ、次いでエタロン経路長の変化は、ナノメートル未満の分解能まで分解され得る。

以下でより詳細に説明するように、所与のエタロンからの干渉縞が、エタロンの光路長に従って、わずかに周波数において偏移する。そのような感知デバイスについての呼掛け光が周波数範囲にわたって供給され、この周波数偏移（したがってエタロンの光路長）を決定することが可能となる。したがって、いくつかの実装では、呼掛け光が広帯域光源によって（および／または複数の単色光源の組合せによって）生成され得、そのケースでは、結果として得られるインターフェログラムを測定するために分光計が好都合に使用され得る。呼掛け光を生成するための別の可能性は、波長掃引単色光源を使用することであり、次いで波長掃引単色光源によって、（このとき事実上、周波数範囲が時間領域上に符号化されるので）インターフェログラムの測定のために光検出器を利用することが可能となる。この後者の実装は、光コヒーレンストモグラフィシステム（ＯＣＴ）からの光学ハードウェア構成要素、具体的には波長掃引単色光源および光検出器を（再）使用し得る。

センサの遠位端において測定された温度の変化を、励起光による媒体（流体）に対する熱の適用に関係付けることによって、そのような感知デバイスで流量測定が実施され得る。ある動作モードでは、センサの遠位端において直接的に媒体を加熱するために励起光が使用される。これによってセンサの温度が上昇し、それによって今度は１つまたは複数のエタロンの光路長の変化が引き起こされ、次いでその変化が呼掛け光を介して検出され得る。加熱が励起光で加えられるとき、センサの遠位端において結果として生じる温度の上昇は体積流量に依存し、加熱がより小さい割合で加えられる場所から熱が奪われるので、温度の上昇は通常、体積流量が小さいほど大きい。同様に、励起光の一時的（たとえばパルス）入力について、センサの遠位端での媒体の温度の上昇および下降の時間変動が流量に依存する。この動作モードは、入力励起光に対する温度応答から流量を得るために、（たとえば、モデリングによって、または経験的に導出される）所定の較正を必要とし得る。

別の動作モードでは、（通常は生理学的応用例についての心周期よりもずっと短い）励起光の短時間のパルスが、遠位端からの既知の近位距離オフセットを有する第１の位置での媒体の過渡的加熱を生み出すために使用される。遠位端が第１の位置の下流側となるように構成されたセンサでは、加熱された媒体が第１の位置から遠位端に流れる。加熱された媒体が遠位端に到着したとき、流体の温度の上昇によって、１つまたは複数のエタロンの光路長が変化する。このモードでは、（ｉ）センサの設計から知られる、第１の位置から遠位端までの距離、および（ｉｉ）励起光のパルスと、医用デバイスの遠位端での検出された温度の上昇との間の測定された時間間隔に基づいて、時間ゲート流量測定がモデリングなしに直接的に実施され得る。

感知デバイスについての他の動作モードは、異なる特性を有する励起光、たとえば時間において延長され、たとえば血管応用例では心周期よりも長いことがあるパルス、またはたとえばシヌソイド関数、チャープ関数、もしくは擬似ランダムシーケンスを用いる強度変調を組み込むパルスの使用を含む（Ｊ Ｃｌｉｎ Ｍｏｎｉｔ． １９９０年１０月；６（４）：３２２－３２）。いくつかの実装では、励起光のパルスは心電図（ＥＣＧ）測定値、呼吸測定値、または筋電図などの何らかの他の周期的（電気的）生物学的信号に対して時間ゲートされ得る。いくつかの実装では、励起光の強度が、流体もしくはセンサの温度測定値、または（たとえば、流体の過熱を回避するために）センサが一体化される医用デバイスの温度測定値に依存する。

流動媒体の光吸収スペクトルは通常は波長に依存する。たとえば、水および脂質は、近赤外線波長領域内に顕著な光吸収ピークを有することが知られており、ヘモグロビンは、可視および近赤外線波長領域内に顕著な光吸収ピークを有することが知られている。励起光の波長を変更することによって、結果として得られる測定温度変化が、流動媒体の構成についての情報を取得するために、かつ／または加熱が適用される媒体（流体）内の空間領域を変更するために使用され得る。異なる励起光波長を有する光が順次または同時に供給され得、後者は、たとえば異なる周波数を有する励起光を波長に従って変調し、次いで測定された温度変化を復調することによって実施され得る。励起波長の適切な選択で、血中酸素飽和度測定がこの方式で実施され得る。多くの臨床的状況では、体内に配置される医用デバイスの場所についての情報を取得することが重要である。この１つの既知の方法は超音波追跡であり、超音波追跡では、１対の高反射面によって形成された高フィネス空洞を有する光ファイバハイドロホンを使用するいくつかのケースにおいて、医用デバイス内に一体化された超音波受信機または送信機が超音波イメージングプローブと通信することを可能にする。本明細書において説明されるセンサの状況では、センサ内のエタロンのうちの１つまたは複数が、呼掛け光の波長範囲において低フィネスであると共に、異なる波長範囲において高フィネスであるように構成され得る。そのような波長特性は、たとえば２色性ミラーを使用することによって達成され得、２色性ミラーは薄膜被覆プロセスを使用するセンサに適用され得る。次いで、波長分割多重化を使用して、この異なる波長範囲での光が、流量および圧力の測定と同時に超音波信号を受け取るために使用され得る。次いで、受け取った超音波信号はまた、異なる波長を有する呼掛け光内に符号化され、センサの近位端に配置された適切な解析システムによって位置情報を与えるために抽出され、処理され得る。

そのような実装では、センサ内の２つの反射面が、低フィネス空洞を形成するために呼掛け光の波長範囲において低反射率（通常は１～５％の範囲内）を有し得、一方、同一の表面が、高フィネス空洞を形成するために第２の波長範囲において高反射率（通常は７０％超）を有し得る。これらの光学的特性は、たとえば反射面上に適切な誘電体被覆を設けることによって実現され得る。

いくつかの実装では、本明細書において説明されるセンサ（感知デバイス）の１つまたは複数の光ファイバの遠位先端に膜が配置される。膜に適した材料の例は、ポリマーポリジメチルシロキサン（ＰＤＭＳ）であり、または酸化アルミニウムなどのバリアフィルムで被覆されたポリマーなどの複合材料である。この膜の変形の光学的検出が、流量測定を実施するために使用され得る。たとえば、膜は、１つが近位側に、また１つが遠位側にある２つの反射面を有し得、一方、光ファイバの遠位端が第３の反射面を提供し得る。したがって、これは以下のエタロンを形成する。１）膜の近位側および光ファイバの端部、２）膜の遠位側および光ファイバの端部、３）膜の近位側および遠位側。

そのようなセンサは通常、呼掛け光ガイドによって送られた反射呼掛け光から測定されたインターフェログラムの位相の変化を監視することによる、膜（および／または他のファイバ先端構造）のナノメートルスケールの変形の検出を必要とする。一般には、これらの変形は、（熱膨張による）温度変化によっておよび／または（たとえば、外部圧力の変化に応答する、膜によって封入された空洞の膨張または収縮による）外部圧力の変化によって引き起こされる。したがって、変形測定値は、温度のおよび／または外部圧力の変化を取得するために処理され得る。これらの測定値は、絶対温度および／または圧力測定値を取得するために（たとえば、他のセンサに対して）較正され得る。

膜内の１つまたは複数の反射面は、ある波長において透過性であり、他の波長において反射性であり得、それによって、相異なる入射光波長が通過し、または様々な角度に反射することが可能となる。そのような波長依存反射率が達成され得る様々な方式がある。たとえば、表面が誘電体被覆を備え得、または表面が、波長依存光学的特性を有する、ナノ粒子などの一体化された発色団を有し得る。そのような波長感度の変動が、利用中の光源の波長に従って、異なる動作モード間で選択するために使用され得る。たとえば、励起光は、周囲の媒体を加熱するために、膜を通過してそのような媒体内に進むような波長を有し得、一方、異なる波長の呼掛け光は膜から反射して戻る。異なる動作モードでは、励起光は、膜内に吸収されるような異なる波長を有し得る。したがって、励起光の吸収の結果、（たとえばエタロン空洞の測定されたサイジングによって決定されるように）所定の温度などまで膜が加熱される。次いで励起光がオフにされ得、流動媒体（流体）が膜を冷却するときにエタロン空洞の収縮を追跡することによって流量が測定される。

膜は、たとえば接着剤によって光ファイバの外部遠位区間に取り付けられ、またはファイバの遠位端に直接的にスプライシングされるガラス毛管によって、呼掛け光ガイドの遠位端に懸架され得る。代替として、膜は、ファイバの端部に配置された何らかの他の構造によって定位置で保持され得る。空洞は、膜とファイバの端部とを離間した結果として自然に形成され得、他の実装では、空洞が注入され、あるいはファイバ先端の材料内に成形され得る。

いくつかの実装では、呼掛け光ガイドの遠位端は、（ガス空洞を有し、または有さない）ポリマー被覆を備え得る。たとえば、被覆はドーム形状を有し得る。ＰＤＭＳなどの何らかの高分子材料から形成されるとき、このドーム形状を有する被覆は、材料の高体積弾性係数による生理学的環境に関係するレベルにおける圧力の変化には実質的に鈍感であるが、材料の高線形膨張係数による温度の変化には依然として敏感である。圧力変化に対するこの鈍感性は、圧力の変化によって影響を受けない直接的温度測定値を取得するために利用され得る。ドームは、追加の反射面（したがって、対応する追加のエタロン）をも提供し得ることに留意されたい。

複数のエタロンに呼び掛けるために単一の呼掛け光ガイドが使用され得、各反射面およびその周囲の構造によって形成されたエタロンがＦＤ－ＯＣＴの技法（または任意の他の適切な技法）を使用して分解されるのとは十分に異なる光路長を有することを実現する。いくつかの実装では、複数の膜が、呼掛け光ガイドにすべてリンクされ得る、異なる（それぞれの）光ファイバの遠位端に配置され得る。いくつかの実装では、複数の膜は、センサに沿った異なる空間的場所での（同時の）圧力、温度、および流量測定値を提供するために使用され得る。たとえば、これらの異なる空間的場所は、管内の狭窄領域の近位および遠位であり得る。次いで、狭窄領域の近位の場所での測定値が遠位の場所での測定値と比較し、さらには脈波速度などのパラメータを計算する基準として使用され得る。さらに、励起光で加熱が実施される場所の近位および遠位の場所での温度測定値は、流れの方向の測定をもサポートする。

本明細書において説明されるセンサは、カテーテルやガイドワイヤなどの医用デバイス内に配置され得、生理学的管、空洞、または組織内の圧力を測定するために使用され得る。たとえば、センサは、血管インターベンションのために使用されるガイドワイヤを介して挿入され得るマイクロカテーテル内に配置され得（通常は直径０．０１４または０．０３５インチ）、代替として、センサはガイドワイヤ内に配置され得る。医用デバイスは、媒体に励起光を供給することを可能にするための、穴や光透過性領域などの特徴、および／または励起光を吸収し、流動媒体内への熱伝導を可能にする光吸収性被覆を含み得る。センサがガイドワイヤ内に配置される場合、励起光がガイドワイヤの内面に直接的に供給され得、次いでガイドワイヤは流動媒体と熱接触する。

膜変形の測定値が温度に対して較正され、温度は、光ファイバに沿った反射光内の特定の成分の変化から同様に測定され得る。感知デバイスは、送られた励起光の周囲の媒体に対する加熱効果を活用することによって瞬間的流れの測定のために利用され得る。透過光の特定の波長が２色性光吸収体と結合され、周囲の媒体の特定の成分、たとえば血液または水への加熱が実現され得る。流れの変動は、デバイスでの周囲温度のゆらぎを引き起こし、したがって、周囲の媒体または流体の加熱および冷却の変化によって引き起こされる、対応するエタロン空洞のサイズまたは分離の変動を引き起こす。この手法は、励起光をパルシングすること、したがって温度ゆらぎの効果をアクセンチュエイトすることによって拡張され得る。

デバイスの近位の場所において周囲の媒体を拍動式に加熱することによって、たとえばその場所において光をパルシングすることで周囲の媒体を加温することによって、流れの空間平均化測定が実施され得る。励起光が別々のファイバを通じて伝達され、または呼掛け光ガイドに沿って送られ得る。周囲の媒体を加熱して温度上昇を実現するために、媒体内の特定の成分の構成に依存する光の特定の波長が使用され得る。媒体内の別々の成分のレシオメトリック濃度を計算するために、相異なる波長の光パルスのインターリービングが使用され、ヘモグロビン濃度、血中脂質、およびヘモグロビン酸素化などの、媒体内の成分の絶対値の監視を実現するために較正され得る。

呼掛け光ガイドおよび励起光ガイドはまた、センサ、流動媒体、または管などの流動媒体の極近傍の構造の光学的測定値を取得するために使用され得る。たとえば、センサの遠位端は、流動媒体の温度、圧力、または化学的組成の変化に応答して変動する蛍光を有する化合物を備え得る。このようにして取得された温度測定値が、センサ内の光路長の変化から導出された測定値と組み合わせて、またはその代替として使用され得る。同様に、センサは、流動媒体またはセンサの表面増強ラマン分光法測定のために使用され得るナノ構造を備え得る。蛍光の信号強度およびラマン分光測定値を最大化するために、光がマルチモードファイバコアと共に受け取られ得、マルチモードファイバコアは、励起光ガイドまたは呼掛け光ガイドの内側クラッディングを含み得る。

図１は、本発明のいくつかの実装によるセンサ１００の一例の概略図である。センサ１００（センサ素子および／または感知デバイスとも呼ばれる）は、呼掛け光ガイドとして働く光ファイバ１１０を備える。光ファイバは、光ファイバ１１０の遠位端を覆う被覆１２０を含む。被覆１２０は、たとえばポリジメチルシロキサンなどの比較的高い線膨張係数を有する弾性ポリマーから形成され得る。被覆は、ファイバの遠位端において製造される構造であり得、またはファイバ１１０の遠位端に注入され、あるいは接続または成形された空洞であり得る。被覆１２０は、ファイバ－被覆界面の第１の反射面１３０と、被覆１２０と空洞１７０との間の界面における第２の反射面１４０とを有する。

２つの表面１３０、１４０は互いに対向し、それによって互いに実質的に平行となり、どちらも光ファイバ１１０の主縦軸に垂直な平面内にある。言い換えれば、２つの表面は、光ファイバ１１０のコア内の光の透過方向に対して実質的に垂直である。いくつかの例では、被覆１２０は、第２の表面１４０が（潜在的には扁平な）ドームまたは他の丸みのある形状を形成する曲面プロファイルを有し得る。そのような例では、２つの反射面１３０、１４０はしたがって中心領域内でのみ平行であり得る。

センサ１００は、被覆１２０の遠位に配置された膜１２５をさらに含む。膜１２５は、第１の反射面１３５および第２の反射面１４５を有し、したがって図１の感知デバイスは全体で４つの反射面を含む。膜１２５は、毛管１１５を使用して光ファイバ１１０の遠位端に取り付けられる。（ガス）空洞１７０が膜１２５の近位に、言い換えれば被覆１２０と膜１２５との間に配置される。

センサ１００が、流体などの媒体で満たされた管（またはチューブまたはチャネル）内に挿入され得る。図示される例では、光ファイバ１１０の縦軸に実質的に平行であり、さらにセンサ１００の挿入方向（センサ１００は通常、流れに逆らってではなく、流れと共に管内に挿入される）と一致する矢印１７５で示される方向に流れる流体を媒体が備えると仮定する。

図１のセンサ１００は、体内の様々な場所における周囲の媒体の圧力および／または温度の測定のために医用デバイス内に一体化され得る。たとえば、センサ１００は、近位端における取外し可能光コネクタと共に、非常に薄型のデバイス、たとえば冠動脈形成術ガイドワイヤ内に組み込まれ得る。別の可能性は、センサ１００が、管、器官、または内腔内に配置され得る、モノレールカテーテル、バルーンカテーテル、またはシースカテーテルのいずれかであるｏｖｅｒ－ｔｈｅ－ｗｉｒｅカテーテル内に一体化されることである。

図１に示されるように、光ファイバ１１０は、センサ１００の遠位端に媒体を加熱するための呼掛け光１５０および励起光１６０を供給するように構成される。言い換えれば、図１の光ファイバ１１０は、呼掛け光ガイドと励起光ガイドのどちらとしても働く。膜表面は、ある波長において（少なくとも部分的に）透過性であり、他の波長において（少なくとも部分的に）反射性であり得、したがって、相異なる入射光波長の適宜通過および／または反射が可能となる。具体的には、図１は、励起光１６０が概して膜１２５を通過して流体内に進むが、呼掛け光１５０の少なくとも一部が膜１２５から反射されて戻ることを示す。

被覆１２０および膜１２５の両方からの反射面の対が、それぞれのエタロンを形成し、たとえば、１つのエタロンは、反射面１４０、１３５の対から形成される。別のエタロンは、被覆１２０の第１および第２の対向する表面１３０、１４０において反射される呼掛け光１５０から形成される。次いで、反射呼掛け光１５５が、光ファイバ１１０を通じてセンサ１００の近位端に向けて送り戻される。呼掛け光は、各エタロンについての反射面の間隔に適切な波長（または波長の範囲）を有するように選択される。

光ファイバ１１０の近位端に戻る反射呼掛け光１５５は、光がエタロンによって反射された結果として生じる干渉縞（またはパターン）を組み込む。この干渉縞はスペクトル分解されてインターフェログラムが取得され、それによってインターフェログラム内の位相差が、たとえば被覆１２０に対応するエタロンについての第１および第２の対向する表面１３０、１４０の分離に基づいて、各エタロン内の呼掛け光が進む光路長に直接的に関係付けられる。さらに、被覆の厚さ、すなわち第１および第２の対向する表面１３０、１４０の分離が、被覆材料の熱膨張の係数に従って被覆１２０の温度に正比例する。

広い用途でセンサ１００の侵襲性医用デバイスへの一体化をサポートするために、センサの横方向寸法を可能な限り最小化することが重要である。管に沿って、または管を通じて延びるどんな追加の構成要素（電気配線など）も必要とすることなく、呼掛け光１５０と励起光１６０の両方を送り、反射呼掛け光も受けるための単一の光ファイバ１１０の使用が、そのように小さい寸法を達成するのに非常に助けとなる（かつ製造複雑度を低減するのにも助けとなり得る）。

図１のデバイスでは、近位端に向かう、または近位端から離れる膜１２５のたわみが、媒体の圧力に依存する。たとえば、高圧力が媒体または流体によって膜に加えられる場合、空洞が圧縮され、それによって反射面１３０と１３５との間（さらには表面１４０と１３５との間など）の光路が短縮される。

図１のデバイスでは、励起光１６０が、呼掛け光と同様に光ファイバ１１０を通じて供給される。具体的には、励起光１６０がセンサ素子１００の遠位端に送られ、たとえばセンサ素子１００の構成要素（たとえば、吸収被覆）へのエネルギー堆積、またはセンサ素子１００の遠位端の周りの媒体への直接的なエネルギー堆積を通じて、周囲の媒体の温度が上昇し得る。媒体を加熱するためのエネルギーを供給するために光ファイバ１１０によって送られる光の使用は、既知の熱希釈および熱エネルギー堆積の方法と比較して様々な利点をもたらす。たとえば、そのような手法を使用すると、塩水注入の必要なしに加熱が迅速にスイッチオンおよびオフされ得る。さらに、遠位端において電源または電源コネクタが不要であり、トレーサまたは注入を実施または管理する必要がない。

励起光１６０は、媒体の１つまたは複数の特定の化合物、たとえば水またはヘモグロビンによる吸収に最適または良好な波長、別個の波長のセット、および／または波長の範囲を有し得、それによってエネルギーを媒体内に直接的に堆積させることが可能となる。代替（または追加）として、間接的手法がその後に続き得、それによって励起光１６０が、センサ素子１００の遠位端における構成要素、たとえば膜１２５によって吸収され（構成要素内に堆積し）、次いでそれによって構成要素は周囲の媒体を加熱する。いくつかの実装では、少なくともいくつかの励起光が遠位端の上流側の媒体に進入し、すなわち近位端に向かって幾分オフセットされる（そのような構成を有するいくつかの例が以下で論じられる）。

いくつかの実装では、励起光１６０は呼掛け光１５０とは異なる波長範囲を有し得る。たとえば、膜１２５は、励起光１６０の波長に対して実質的に透過性となり、呼掛け光１５０の波長に対して反射性となるように構成され得る。他の例では、励起光１６０と呼掛け光１５０は同一の光源、したがって同一の波長の範囲を共用し得る。

センサ素子１００は、流量測定を実施するためのデバイス内に組み込まれ得、すなわち、たとえば管、路、または内腔内での使用のための流体流量センサとして働く。図１の例示的センサ素子１００を使用して流体流量を測定する１つの方法は、遠位端における媒体内に熱エネルギーを堆積させること、およびその後で冷却速度を監視することを含む。いくつかの実装では、媒体（またはセンサもしくはセンサを組み込む医用デバイスの表面）に励起光１６０を直接的に伝達することによって熱エネルギー（熱）が供給され得る。励起光は、媒体の直接的加熱のために媒体自体に移り得、かつ／またはセンサは、励起光１６０を熱エネルギーに変換するために最適化された表面を備え得る（次いで熱エネルギーは、たとえば伝導によって周囲の媒体に移る）。インターフェログラムで測定されるように、温度の時間分解変化が較正され、流量の時間分解変化の測定値が取得され得る。流体流速が変化する場合、冷却速度も変化する。たとえば、励起光１６０によって伝達される既知の光エネルギーと、センサおよび熱堆積を受ける流体／媒体の物理的制約の知識とに基づいて、適切な計算が、たとえばコンソール（下記参照）内で実施され得、流体流量（体積および速度）の計算が可能となる。

励起光１６０の波長は、（たとえば）脱酸素または含酸素血液、水などの媒体の選択的構成成分の加熱を実現するために最適化され、または具体的には選ばれ得る。センサにおいて結果として得られる温度の測定値は、媒体の構成成分（およびその相対的濃度）に関する情報を与え得る。

いくつかの実装では、励起光がパルシングされ得、流量測定値が、加熱光パルスの伝達と、第１および第２の対向する表面の分離の対応する変化との間の時間の差から取得される。この手法は、加熱が行われる第１の位置と、膜（温度センサ）が配置される第２の位置との間の空間オフセットがある場合は特に適切である。実際には、そのような構成は、加熱された液体が第１および第２の位置の間の既知の距離を流れるのにかかる時間に基づく流速を提供する。

励起エネルギーのパルスが媒体内に堆積する場合、このエネルギーについての放散時間は、流量だけではなく、構造的（たとえば解剖学的）要素にも依存する。いくつかのケースでは、媒体へのエネルギー伝達を最適化するために、励起光ディフューザがセンサ内に含まれ得る。したがって、反射面の分離の時間的変化が処理され、管幾何形状または流れ特性についての情報が取得され得る。

いくつかのケースでは、励起光が変調され得、流量測定値が、２つ以上の強度の励起光と共に、膜の温度の差から取得される。いくつかの要素がこの減算の結果として打ち消し合い得るので、これは、温度および流量を較正する助けとなり得る。幾分類似の方式では、固定励起光を有し、エタロン光路長の変動を検出するのではなく、別の手法は、励起光を変調して、エタロンの反射面の実質的に一定の分離を達成することである。このケースでは、変調の時間プロファイルが解析され、流れ特性についての情報が取得される。内部較正を容易にすることを含めて、そのような実装の組合せが同時に使用され得ることが理解されよう。

いくつかのケースでは、励起光のパルスが、ＥＣＧ、流れ、圧力波形のタイミングおよび／または変動、あるいは任意の他の適切な生理学的尺度および／または心周期タイミングに対してゲーティングされ（整合または同期され）得る。そのようなゲーティングは、たとえば心周期の相異なる成分中の時間ゲート流量の決定を可能にするように変動され得る。類似の方式では、心周期内のある時点または期間（位相）のみでの不注意な測定を防止するために、励起光１６０のパルス周波数が、心臓ゲーティングと共に、または心臓ゲーティングなしで変調され得る。励起光のそのようなパルスの形状、持続時間、タイミング、および強度も、信号対雑音比などの測定特性を最適化するように変動され得る。

いくつかのケースでは、呼掛け光ガイドおよび／または励起光ガイドは、超音波を生成するために媒体またはセンサの成分によって吸収されるパルス光または変調光をも送る。これは、外部超音波モニタを使用してセンサの位置を突き止めるとき、またはセンサの近傍の何らかの形態の超音波イメージまたは走査を取得するときなど、様々な理由で有用であり得る。

図２は、本発明のいくつかの実装によるセンサ２００の別の例の概略図である。図２のセンサ２００は３つのセンサ素子から形成され、それぞれは、センサの遠位端に配置されたそれぞれの被覆１２０、１２１、１２２を有する光ファイバ１１０（または他のタイプの光ガイド）を備える。呼掛け光１５０が単一の呼掛け光ガイドによって供給され得、呼掛け光ガイドは、ファイバ結合器（図示せず）を使用して３つの光ファイバ１１０に（通常は遠位端の近くで）分割され、それによって被覆１２０、１２１、１２２のそれぞれが、それぞれの光ファイバの遠位端に配置される。被覆１２０、１２１、１２２のそれぞれは、図１について上述したのと実質的に同様に、第１および第２の反射面１３０、１４０（ならびに１３１、１４１および１３２、１４２）を提供する。

図２は各センサ素子との間の呼掛け光１５０の透過を示すが、各センサ素子の光ファイバは、（図１について上述したように）励起光１６０をも（図２に示されるように）被覆１２２だけではなく、センサ素子のすべてに送り得ることが理解されよう。さらに、図２は３つのセンサ素子を有するセンサ２００を示すが、他の例示的実装は、より多くのセンサ素子を有し得、またはより少ないセンサ素子を有し得る。

被覆１２０、１２１、１２２は、各光ファイバ１１０の遠位端において働くそれぞれのエタロンを形成し、エタロンのそれぞれは、周囲の媒体の温度に依存する。各光ファイバを伝わる呼掛け光１５０が一方または他方の表面において反射され、相異なる反射面（１３０、１４０；１３１、１４１；１３２、１４２）間で光干渉が生成される。これによって、図１を参照しながら上述したようにインターフェログラムを生成することが可能となる。

ＦＤ－ＯＣＴを使用して各光ファイバの遠位端でのエタロンを区別することを可能にするために、エタロンは、光路長の絶対差が分解され得る分解能よりも長い光路長を有するように構成され得る。したがって、媒体内の所与の圧力および温度（および他の関連パラメータ）について、各被覆の対向する反射面の分離は異なることになる。したがって図２では、被覆１２０がその対向する表面１３０、１４０間の最小の分離を有するように示されており、一方、被覆１２２は最大を有するように示されている。各エタロンからの反射光のスペクトルが監視され、他の２つのエタロンからの反射光と比較され、被覆の移動を検出するためのより高い感度が実現され得る。

さらに、被覆１２０、１２１および１２２の配置が、図２ではセンサ２００の縦軸に沿ってわずかにずらされ、またはオフセットされるように示されている。これによって、任意の所与の実装での様々なセンサ素子の位置構成に従って、媒体内の相異なる場所での温度測定が可能となる。

いくつかの実装では、図２に示される被覆１２０、１２１、１２２は互いに異なり得、たとえば、相異なる構造を有し、かつ／または相異なる材料から構成され、かつ／または、たとえば化学物質もしくは他の刺激に対して相異なる感度を有し得る。これらの違いは、たとえば、媒体の物理パラメータに対する膜のそれぞれの依存性に影響を及ぼし得る。このようにして、特定の膜が、主に特定の刺激に依存するように構成され得る。たとえば、あるエタロンは、（体内の典型的な生理学的パラメータに対応する）－２０から３００ｍｍＨｇの範囲の体積圧力の変化に対して実質的に鈍感となるように機械的に設計され得るのに対して、１つまたは複数の他のエタロンはこの範囲の変化に対して敏感となる。したがって、前者のエタロンは、次いで、全デバイス内の他のエタロンと共に使用するための較正点（または制御読取り値）を提供することができることになる。他の例では、個々の被覆は、化学物質および／または他の刺激に対して敏感であり得る。

図３は、いくつかの実装によるセンサ３００の一例の概略図である。図３のセンサ３００は、それぞれの光ファイバ１１２、１１１、および１１３の端部に配置され、図２のセンサ２００と同様の位置構成を有する３つのセンサ素子を有し、すなわちファイバの端部が縦方向に食い違う。しかしながら、図３のセンサ３００は、中央の光ファイバ１１１が図１の構成と類似の、遠位端での被覆１２０と膜１２５のどちらも有するのに対して、他のセンサが波長依存被覆１８０を有する（しかし膜を有さない）点で、図２のセンサ２００とは異なる。呼掛け光１５０がこの特定のセンサの中央の光ファイバ１１１に送られ、一方、他の光ファイバ１１２、１１３は励起光（または励起光から媒体への加熱）を供給するために使用される。（いくつかの実装では、中央ファイバ１１１は、１つまたは複数の着色被覆をも備え得、それによって、すべての３つの光ファイバ上に着色被覆がある）。

図３のセンサ３００では、励起光１６０が、被覆１２０を備える光ファイバ１１１を介してだけではなく、光ファイバ１１２、１１３を介しても送られる。励起光１６０は、光ファイバ１１２、１１３を通じて送られ、たとえば単一および／または複数の光パルスを使用して、時間ゲート流量測定値を取得するために使用され得る。したがって、中央の光ファイバ１１１を通じて送られる励起光は、被覆１２０のすぐ周囲の流れの尺度を取得するために使用され得、一方、光ファイバ１１２および１１３を通じて媒体を加熱することによって取得される情報は、方向性および流量を測定するために使用され得る。たとえば、流れが矢印１７５によって示される方向にある場合、光ファイバ１１２に沿って励起光１６０を送る結果として、媒体の流速（および光ファイバ１１２の遠位端から光ファイバ１１１の遠位端までの距離）に対応する遅延時間後に被覆が加熱される。一方、より暖かい流体が被覆１２０から離れて下流側に移動するので、光ファイバ１１３に沿って励起光１６０を送る結果として、被覆１２０はほとんど、または全く加熱されない。しかしながら、流れ方向が矢印１７５の逆である場合、逆が当てはまり、被覆１２０は、一般に、光ファイバ１１２に沿って供給される励起光によって引き起こされる加熱を検出しないが、光ファイバ１１３に沿って供給される励起光によって引き起こされる加熱を（時間遅延後に）検出することになる。

図３に示される被覆は、いくつかの波長において（少なくとも部分的に）光吸収性であり、他の波長において（少なくとも部分的に）光透過性である。したがって、励起光１６０の波長を変更することによって、被覆１８０において熱が生成され得（したがって、熱は媒体の光学的特性に依存しない）、または媒体内で生成され得る（したがって、熱は媒体の光学的特性に依存する）。さらに、光ファイバ１１２および１１３が相異なる被覆１８０を備える場合、（励起光の波長を適切に変更することによって）単一の励起光源を共用する場合であっても、加熱のために選択的に活動化され得る。この選択的加熱は、たとえば、流量および流れ方向性に関して、上で論じた測定を実施するために使用され得る。これを達成するための代替方式は、励起光１６０を、相異なる周波数において、またはより一般的には、各光ファイバ１１１、１１２、１１３について相異なる時間パターンで変調することである。次いで、これにより、反射呼掛け光１５５から取得された時間分解温度信号を復調することによって、各ファイバからの加熱の効果を区別することが可能となる。

例示的センサ３００では、膜１２５のたわみが、媒体と空洞１７０との間の圧力差によって左右される。膜１２５の他の構成は、入射超音波や媒体の化学組成の変化などの他の物理的現象の検出のためのこの膜の最適化を含み得る。図３では、膜１２５が空洞１７０によって被覆から分離されて示されている。しかしながら、他の構成では、膜は、被覆１２０上の別の被覆として形成され得る（そのケースでは、図１に関して上で論じたような４つではなく、３つだけの反射面がある）。

図４Ａは、励起光１６０と呼掛け光１５０のどちらも２重クラッドファイバ２１０によってセンサの遠位端に供給される、流量センサ４００の一例を示す概略図である。呼掛け光１５０（図示せず）が、２重クラッドファイバ２１０に対するコアを使用して、被覆１２０と、図１～図３に関して上述したように空洞１７０を画定する膜１２５とに送られる。２重クラッドファイバ２１０の遠位端において、外側クラッディングがファイバから取り除かれ、内側クラッディング２０５上に堆積される光吸収層２２０で置き換えられる。有利なことに、光吸収層２２０の屈折率は内側クラッディング２０５の屈折率よりも高い。次いで、励起光１６０が、内側クラッディング２０５から光吸収層２２０内に退出し得、それによって光吸収層２２０を加熱し、したがって周囲の媒体を加熱する。励起光１６０の波長は、光吸収層２２０でのこの光吸収および熱生成を最適化する助けとなる（または周囲の流体内の加熱効果を最適化する助けとなる）ように同調され得る。

図４Ｂは、センサ４０１の別の実装を示し、これは図４Ａのセンサと概して同様であるが、図４Ａに示される吸収層２２０が省略される。その代わりに、このセンサ４０１では、２重クラッドファイバ２１０が、類似のコア直径を有する単一モードファイバ２０５にスプライシングされる。光ファイバは、励起光１６０に対して実質的に透過性の被覆２２１を備え、単一モードファイバ２０５のクラッディングの屈折率よりも高い屈折率を有し、励起光１６０がセンサ４０１を退出し、センサ４０１がその中に配置される医用デバイスの媒体または構成要素を直接的に加熱することを可能にする。

いくつかの実装では、被覆２２１の部分が光反射層を備え、単一モードファイバ２０５の画定された１つまたは複数の区間に励起光１６０の退出を閉じ込める。他の実装では、被覆２２１は波長依存光吸収を有し、したがって、ある波長範囲の励起光１６０が被覆２２１によって実質的に吸収され、一方、別の波長範囲の励起光が被覆２２１を実質的に透過する。いくつかの実装では、被覆２２１は、被覆を通じて媒体内に送られる励起を空間的に均質化するために、一体化された光散乱体（図４Ｂには示していない）を含む。

図５は、センサ５００の別の例を示す概略図である。センサ５００では、光ファイバ１１０が、硬質接合媒体２４０、たとえば熱硬化性ポリマーで毛管素子１１５（たとえば、ガラスまたは金属毛管）に挿入および／または取り付けられる。弾性の光反射性材料（たとえば、熱弾性ポリマーまたはシリコーン）の１つまたは複数の層が加えられ、毛管１１５の遠位端に配置される膜１２５の被覆が形成され得る。それによって、センサ５００の構成は、先に図１～図４Ｂに示された膜と概して同様であり得る、光ファイバ１１０の遠位端、毛管１１５、および膜１２５によって境界を画されるガス空洞１７０を生み出す。図５の膜１２５は、媒体による膜１２５の劣化を防止または低減する助けとなるように保護層２６０を含む。光ファイバ１１０に対向する膜１２５の表面１３５もまた、何らかの形態の被覆、たとえば熱膨張特性を有するポリマー物質を備え得る。

センサ５００では、膜の対向する反射面１３５、１４５が実質的に平坦であり、すなわち呼掛け光１５０に対して垂直である。膜の第１の反射面１３５は、空洞１７０の内部のガス－膜界面であり、一方、第２の反射面１４５は膜－媒体界面である。さらに、センサ５００では、光ファイバ－ガス空洞界面での反射面２７０でも反射があり得る。したがって、図５の構成は、表面２７０と膜１２５の第１の反射面１３５との間の（すなわち、ガス空洞１７０に及ぶ）第１のエタロンと、第１の反射面１３５と第２の対向する反射面１４５との間の（膜１２５に及ぶ）第２のエタロンと、表面２７０と膜１２５の第２の反射面１４５との間の第３のエタロンとを提供し得る。第１のエタロンからのインターフェログラムは、外部圧力に主に関係する膜１２５の変形を測定するために使用され得、一方、第２のエタロンからのインターフェログラムは、温度に主に関係する膜１２０の厚さの変化がある場合にそれを測定するために使用され得る。

第１および第３のエタロンに対応するインターフェログラムの周波数成分の位相の差も、膜１２５の厚さの変化がある場合にそれを測定するために使用され得る。励起光１６０（図５には示していない）での媒体の加熱と共に、膜１２５の厚さの変化、および対応する温度の変化が使用され、図１～図４Ｂに関連して上述したように流量測定値が取得され得る。

図５に示される特定のセンサ５００は、光ファイバクラッディングの外径に合致する直径の毛管素子１１５を有する。光ファイバ１１０の遠位端において、外側ファイバクラッディングが取り去られ、次いで、取り除かれたファイバが毛管１１５内に挿入され、エポキシ２４０または類似の接着剤もしくは材料のウィッキングによって取り付けられる。表面張力および毛管作用によって表面上に膜を形成する液体またはゲルポリマー内に（ファイバおよび毛管の）アセンブリを浸すことにより、外側膜１２５が形成され得る。次いで、必要に応じて、ポリマーの硬化が、たとえばＵＶ光への露出、空気露出、または加熱によって実施される。

さらなる一例では、毛管の外径は光ファイバの外径と同様であり、毛管が光ファイバの遠位端にスプライシングされる。さらなる例では、複数の毛管が互いの中に収容され得、それによって膜のいくつかの層を形成することが可能となる。これらの層は、圧力および／または温度測定において使用するためのさらなる反射層を提供し得る。さらに、これらの膜の一部は、化学的感知などのために、注目の他の環境または生理学的パラメータに対して特に敏感であり得る。センサ５００は、上述のように、媒体の加熱を可能にするための励起光１６０の適用によって、センサ１００と同様に使用され得る。さらに、センサ５００の要素が、図１～図４Ｂに関連して上述したセンサ内に組み込まれ得ることが理解されよう。たとえば、図２のセンサ２００は、（被覆１２０、１２１、１２２の代わりに、またはそれらに加えて）図５に示されるような膜１２５および空洞１７０を有するように修正された検出素子を有し得る。

図６は、測定される温度の変化が図１～図５に対して上述したように流れを決定するために使用され得る、センサ６００の別の例を示す概略図である。図１の例の場合と同じく、センサ６００は、共にエタロンを形成する２つの対向する反射面１３０および１４０を備える被覆１２０を有する光ファイバ１１０を含む。このエタロンに対応するインターフェログラムは、表面１３０、１４０の分離の時間分解測定を可能にする。

図５の例についていえば、光ファイバ１１０が、硬質ボンド２４０によって毛管１１５に取り付けられる。毛管１１５は、光ファイバ１１０の遠位端から延び、一体化された光散乱体を含み得、毛管１１５の場合によっては開いている遠位端を閉じるように構成される膜２８０を支持し、それによって、図５に関連して上で論じたようなガス空洞１７０を形成する。一体化された散乱体、たとえば酸化チタンは、媒体のより大きい体積内のより一貫した加熱を達成する助けとなるように、センサ６００から出る励起光１６０を空間的に均質化する。

図６の例では、被覆１２０が、毛管１１５内への光ファイバ１１０の挿入前の、取り除かれたファイバ１１０の先端へのポリマーの適用によって作成され得る。次いで、その後で膜２８０が、図５に関連して上述したように膜１２５の形成と同様に形成され得る。

センサ６００では、対向する反射面１３０および１４０は、センサ６００内の他の表面ともエタロンを形成する。たとえば、被覆１２０の第１および第２の反射面１３０、１４０において反射されない呼掛け光１５０の一部が、その代わりに膜２８０から反射される。具体的には、呼掛け光が、膜２８０の第３の反射面２７５または第４の反射面２８５において反射される。センサ６００では、被覆１２０は、媒体の圧力から実質的に分離され得、したがって反射面１３０、１４０から生成されたインターフェログラムが、圧力に無関係の温度測定値を決定するために使用され得る。対照的に、第３および第４の反射面２７５、２８５の分離は、媒体の温度と圧力のどちらにも依存する（第１および第２の反射面１３０、１４０によって形成されたエタロンの温度応答は、第３および第４の反射面２７５、２８５によって形成されたエタロンの温度応答だけが媒体と直接的に熱接触することを考えると、後者よりも低速であり得ることに留意されたい。この差は、必要に応じてモデリングされ、または経験的に決定され得る）。

図７は、上述のように流れを測定するために使用され得る組合せ温度および圧力センサ７００の別の例を示す概略図である。この実装では、センサ７００の遠位端に配置された膜２８０が、どちらも遠位端にある（ｉ）反射層２９０と（ｉｉ）保護被覆７６０とを備える。反射層２９０は、最も遠位の（したがって最低のレベルの呼掛け光を受ける）反射面であるものから反射された呼掛け光１５０の量を高め得る。反射層２９０は、保護被覆７６０によって周囲の媒体による劣化から保護される。

保護被覆は、波長依存吸収および／または部分反射率を有し得る。そのようなデバイスでは、ある波長範囲内の励起光１６０が保護被覆７６０によって吸収され、温度増加が生み出され得、次いで温度増加が流量測定のために使用される。他の実装では、別の波長範囲内の励起光が、流量測定において使用するために反射被覆７６０によって媒体内に送られ得る。媒体内に送られる一部の励起光１６０が、センサ７００の周りの流体、組織、または材料から反射され得る。この反射される励起光のスペクトログラムが解析され、たとえば血液の酸素化、ヘモグロビン濃度、組織組成に関するデータが提供され得る。

図８は、センサ８００のさらなる一例を示す。この例では、光ファイバ１１０と第２の膜２８０との間の、毛管１１５内に挿入された中間膜である第１の膜１２５がある。第１の膜１２５は実質的に光透過性であり、光反射面１３５、１４５を有する。第１の膜１２５および／または毛管１１５内の空洞の特性を変更することにより、第１の膜１２５の移動は、第２の膜２８０の移動とは実質的に無関係であり得る。（ファイバ－空洞界面における）反射面２７０および反射面２７５（第２の膜２８０の近位表面）によって形成されたエタロンが、圧力変化の測定値を取得するために使用され得る。第１の膜１２５の反射面１３５、１４５によって形成されたエタロンが、温度変化の測定値を取得するために使用され得る。

図９は、センサの遠位端において実質的に透過性の膜１２５を有する、温度および超音波感度を有するセンサ９００の概略図である。膜は、その近位表面上に反射面１３５を有し、その遠位表面上に誘電体反射面１４５を有する。光ファイバ１１０は、その遠位端上に誘電体被覆１２０を有し、被覆は遠位反射面１３０を有する。２つの誘電体表面１２０、１４５は波長依存反射率を有し、それによって、２つの誘電体表面１２０、１４５は、第１の波長範囲については、低い反射率を有し、一方、第２の波長範囲については、かなり高い反射率、たとえば７０から９０％の間の反射率を有する。したがって、第２の波長範囲内の光については、反射面１３０、１４５によって形成されたエタロンは、既知の技術に従って超音波受信機として利用され得る高フィネスファブリーペロー空洞である。

膜１２５の変形はガス空洞１７０と流動媒体との間の圧力の変化に依存し、一方、膜１２５の膨張または収縮は温度の変化に依存する。したがって、第１の波長範囲内の呼掛け光１５０については、センサ９００は、上述のように圧力／温度／流量センサとして働くことができ、一方、第２の波長範囲内の呼掛け光１６０については、センサ９００は超音波受信機として働くことができる。

図１０は、医用デバイス、具体的には人体内での使用のために設計されたマイクロカテーテル１００１内に組み込まれた、圧力、温度、および流量測定を可能にする（図４Ｂに示されるような）センサ４０１を概略形式で示す。カテーテルチュービング１０２０の遠位端は、ガイドワイヤ１０３０がマイクロカテーテル１００１の先端を通過することを可能にする穴を有する。マイクロカテーテルは、その内腔内に一体化されたセンサ４０１を有する。上で論じたように２重クラッド光ファイバ２１０が、内側クラッディングを通じて励起光１６０を供給し、次いでこの励起光が、カテーテルを通じて媒体（流体）内に送られる。代替として（または、潜在的に追加として）、マイクロカテーテルは、光吸収性であり、励起光の熱エネルギーへの変換、したがって媒体内への熱の伝達を実現する１つまたは複数の要素および／または被覆を含み得る。ファイバ２１０の内側コアは、上述のようにセンサ４０１の遠位端における圧力／温度（ｔｅｍｐ）センサ素子に呼掛け光１５０を供給する。

図１０は本明細書において説明される１つの特定の形態のセンサのマイクロカテーテルへの組込みを示すが、本明細書において説明または示唆される様々な他の形態のセンサが、マイクロカテーテルまたは他の適切な形態の医用デバイス内に同様に組み込まれ得ることを当業者は理解するであろう。たとえば、ある実装では、励起光１６０が、（図１０には示していないが、たとえば図３の実装に類似の）第２および／または第３の光ファイバを介して供給され得る。

いくつかの実装では、センサ４０１は、屈折率測定値を取得するために遠位端にナノ構造被覆を備え得る。追加または代替として、いくつかの実装では、センサ４０１は、流量測定のために励起光１６１の周波数変調を利用し得る。センサ４０１の呼掛け光によって生成されたインターフェログラムから受け取った信号が解析され、この周波数変調が検出され、したがって励起光の効果が識別され得る。

図１１は、上述のような様々なセンサと共に使用するためのコンソール１１００の一例を示す概略図である。コンソール１１００は、ファイバ結合器１１３０を介してセンサの呼掛け光ガイドとして働く光ファイバ１１０にリンクされる広帯域光源１１２０を含む。センサから反射されてコンソール１１００に戻る呼掛け光が、分光計などの検出器１１４０で波長分解され、次いで、結果として得られる信号が、コンピュータなどの処理装置１１１０に渡され、処理装置１１１０によって解析される。

コンソール１１００は２つの励起光源１１７０および１１８０を含む。これらの２つの励起光源は、（たとえば）図２および図３のセンサに関連して上で論じたような相異なる場所において熱を加えるために、相異なる周波数において変調され得、または潜在的には相異なる時間間隔においてオフ／オンされ得る。図１１に示される特定の実装では、２つの励起光源が第１の波長分割マルチプレクサ（ＷＤＭ）１１６０を使用して組み合わされ、次いで、第２の波長分割マルチプレクサ（ＷＤＭ２）１１５０を使用して呼掛け光と組み合わされる。他の実装では、たとえば図２に示される実装について、（適宜）ＷＤＭ１１６０または１１５０の出力から１つまたは複数の光ファイバ（または他の形態の光ガイド）に励起および／または呼掛け光を供給するために光ファイバ結合器が使用され得る。

図４Ａおよび図４Ｂに示されるようないくつかの実装では、呼掛け光１５０が２重クラッドファイバのコア内で伝達され、受け取られ、したがってコアは呼掛け光ガイドとして働く。励起光１６０が同一の光ファイバの内側クラッディング内で伝達される（したがって、ファイバクラッディングは励起光ガイドとして働く）。

図１２は、そのような２重クラッドファイバと共に利用され得るコンソール１２００の一例を示す概略図である。具体的には、このコンソール１２００は波長掃引レーザ光源１２１５を備え、波長掃引レーザ光源１２１５はインターフェログラムを形成するための呼掛け光を供給し、次いで反射光が受け取られ、受光器（ＰＲ）１２２０で測定される。ＰＲ１２２０からの信号が、デジタル取得ユニット（ＤＡＱ）１１１５を介して、コンピュータや他の形態の解析システムなどの処理装置１２１０に供給される（波長掃引レーザ光源は、可変波長ではあるが単色であるので、この実装は、分光検出器ではなく受光器を使用する）。コンソール１２００は、センサに呼掛け光を送るために使用される光サーキュレータ（ＣＩＲＣ）１２４０を、同一の（２重クラッド）光ファイバ上の光源１２８０から生成される呼掛け光１５０および励起光１６０に対処するための２重クラッドファイバ結合器（ＤＣＦＣ）１２５０と共にさらに含む。

いくつかの実装では、温度センサが伝送ファイバ内に配置され得る。次いで、加熱を最適化し、過熱を防止するように伝送光強度の変調および／またはパルス持続時間および／または周波数をサポートするために、コンソール内のフィードバック機構が提供され得る。

図１３は、波数の関数としてプロットした、２つの異なる時点からの例示的な２つの測定インターフェログラムを示す（一方のインターフェログラムが実線として示され、他方が破線として示されている）。各インターフェログラムは、エタロンの光路長に対応する特定の周波数での一連のピークおよびトラフを含む。これらのピークおよびトラフは、波長とエタロンの表面間隔との間の関係に従う強め合う干渉および弱め合う干渉から結果として生じる。複数の反射面が存在する場合、分光信号は複数のそのような信号の重合せを含み得、各寄与はエタロン光路長を示す周波数を有することに留意されたい。

図１３の２つのインターフェログラムは互いに対して位相オフセットを有する。位相オフセットｄＰが、エタロンの光路長の変化ｎ．ｄｘに、ｎ・ｄｘ＝λ／（４π）・ｄＰという関係で関係付けられる。ここでｄｘはエタロンの長さの変化であり、ｎはエタロン材料の屈折率であり、λは呼掛け光の中心波長である。したがって、測定された温度変化ｄＴはｄＴ＝ｄＬ／（αＬ）であり、ここでＬはエタロンの長さであり、αは線形熱膨張係数である。したがって、この位相オフセットを測定することによって、膜の膨張または収縮（したがって温度の変化）が決定され得る。

図１４は、そのような解析を実施する１つの方法を示すフローチャートである。スペクトルが取得され１４１０、次いで線形ｋ空間（波数）再サンプリングが実施され１４２０、インターフェログラムが取得され、次いで高速フーリエ変換（ＦＦＴ）１４３０がインターフェログラムに対して実施される。実際には、ＦＦＴはインターフェログラムをその周波数成分に分解する（そのうちの１つが図１３の実線または破線によって示されている）。各ピークは、位相アンラッピング１４４５、１４６５、較正１４５０、１４７０、および測定１４５５、１４７５によって別々に処理され得る。

したがって、本明細書において説明される装置および方法は、生理学的値（たとえば血流量）などの物理パラメータの光ファイバ測定を可能にする。測定され得る他の物理パラメータは、１つまたは複数の発色団の濃度（たとえば、所与の量の励起光によって生成される加熱量によって決定され得る）に関係する。これらの測定を実施するためのセンサまたはプローブが、膜などの変形可能構造と、変形可能構造からの反射のための光ガイドを介して呼掛け光を供給し、波長と共に、かつ変形可能構造のサイジング（変形）に従って変動する干渉縞（インターフェログラム）を生み出すための光源とを備え、それによって変形可能構造は、測定すべき物理パラメータに従って変動する。具体的には、構造のサイジングまたは変形の変化が、観測されるインターフェログラムの波長または位相をシフトし得る。結果として得られる波数の平行移動が、関連する周波数成分の複素数係数の引数の差として測定され得る。

一例示的実装では、ファイバは角度研磨され、変形可能構造は、ポリマー、たとえばポリジメチルシロキサンまたはポリウレタンである。ポリマーは、図５に示される毛管１１５などの毛管内に配置され得、ポリマーは毛管作用によってチューブ内に引き寄せられ得る。光反射層または光吸収層が、たとえば変形可能構造上にインクを堆積させることによって、変形可能構造と機械的に接触させて設けられ得る。そのような層がそれ自体化学感受特性または熱感受特性を有し得、あるいは他の物理的性質によって修正され得ることがわかる。そのような層に対する光の反射率または吸光度、またはこの層が塗布される膜の物理的変位が、媒体の化学または物理パラメータの測定値を提供し得る。

変形可能構造の変形は、（ａ）変形可能構造を加熱することによる熱膨張、（ｂ）変形可能構造に対する１つまたは複数の外部力の適用、（ｃ）一定の化学物質の存在による変形可能構造の膨張を含む様々なタイプのプロセスを通じて生じ得る。第２のタイプのプロセスの一例は、センサがその中に配置される媒体によって加えられる力（圧力）である。第３のタイプのプロセスの一例は、有機溶剤によるポリジメチルシロキサン（ＰＤＭＳ）膜の膨張である。この第３のタイプのプロセスについてより一般には、光ファイバの端部に配置された膜（または副膜空洞）が、特定の化学現象の検出を実現するように修正され得る。たとえば、膜または空洞は、直接的変形、浸透、または熱膨張のいずれかによって、イオン、化学物質、または分子の濃度の変動に接触するときに膜または空洞の変形に至る、化学的または浸透圧的に活性の材料を含み得る。

加熱または温度の測定値は、（励起光１６０を使用することなどによって）媒体内に熱エネルギーを堆積させ、次いで熱が放散するのにどれだけかかるかを計時することによって、媒体内の流量を測定するためにも使用され得ることに留意されたい。いくつかの実装では、デバイスは、圧力および温度などに対する相異なる感度を有する複数のセンサ（またはセンサ素子、または反射面）を含み得る。これらの相異なるセンサからの測定値が組み合わされ、注目の様々な物理パラメータが測定され得る。励起光１６０の相異なる光源からの寄与を区別するために、（たとえば、異なる割合での）加熱の時間変調が実施され得る。いくつかの状況では、エタロンの光路長の変化が、温度および圧力の両方によって誘発され得る。センサは、温度と圧力の両方に伴うエタロンの光路長の変化がセンサ内の相異なるエタロンについて異なるように構成され得る。たとえば、ガス空洞を有するセンサの第１のエタロンが圧力変化に対して非常に敏感であり得、一方、センサの第２のエタロンが、（相対的に）圧力変化に対して鈍感であり、温度変化に対して敏感である固体ポリマーを備え得る。その結果、２つ以上の測定された光路長の変化が組み合わされ、温度および圧力の変化から結果として生じる寄与が解決され得る。

前述のように、流量測定などの様々な作業のために、（直接的に、または励起光について光吸収性である励起光ガイドの一部などの、媒体と熱接触するセンサの構成要素を加熱することによって、間接的に）媒体を加熱するために励起光１６０が利用され得る。励起光は、呼掛け光を伝達するのと同一のファイバを使用して媒体に伝達され得る（たとえば、励起光は、２重クラッドファイバの外側クラッディングを通じて供給され得、傾斜したファイバブラッグ格子を使用して媒体に伝達され得る）。いくつかの実装では、センサは、呼掛け光に対して実質的に反射性であるが、媒体またはサンプルに伝達される励起光に対して実質的に透過性の２色性被覆を備え得る。

結論として、様々な実装が、単に例として、限定なしに本明細書において説明された。相異なる実装の特徴が一般に互いに組み合わされ、新しい実装が生み出され得ることを当業者は理解されよう。したがって、本願の範囲は、本明細書において説明される特定の例または実装に制限されるのではなく、添付の特許請求の範囲および均等物によって定義される。

１００ センサ
１１０ 光ファイバ
１１１ 光ファイバ
１１２ 光ファイバ
１１３ 光ファイバ
１１５ 毛管、毛管素子
１２０ 被覆
１２１ 被覆
１２２ 被覆
１２５ 膜
１３０ 反射面
１３１ 反射面
１３２ 反射面
１３５ 反射面
１４０ 反射面
１４１ 反射面
１４２ 反射面
１４５ 反射面
１５０ 呼掛け光
１５５ 反射呼掛け光
１６０ 励起光
１６１ 励起光
１７０ 空洞
１８０ 波長依存被覆
２００ センサ
２０５ 内側クラッディング、単一モードファイバ
２１０ ２重クラッドファイバ
２２０ 光吸収層
２２１ 被覆
２４０ 硬質接合媒体、エポキシ、硬質ボンド
２７０ 反射面
２７５ 反射面
２８０ 膜
２８５ 反射面
２９０ 反射層
３００ センサ
４００ 流量センサ
４０１ センサ
５００ センサ
６００ センサ
７００ 組合せ温度および圧力センサ、センサ
７６０ 保護被覆
８００ センサ
９００ センサ
１００１ マイクロカテーテル
１０２０ カテーテルチュービング
１０３０ ガイドワイヤ
１１００ コンソール
１１１０ 処理装置
１１２０ 広帯域光源
１１３０ ファイバ結合器
１１４０ 検出器
１１５０ 第２の波長分割マルチプレクサ（ＷＤＭ２）
１１６０ 第１の波長分割マルチプレクサ（ＷＤＭ）
１１７０ 励起光源
１１８０ 励起光源
１２００ コンソール
１２１０ 処理装置
１２１５ 波長掃引レーザ光源
１２２０ 受光器（ＰＲ）
１２４０ 光サーキュレータ（ＣＩＲＣ）
１２５０ ２重クラッドファイバ結合器（ＤＣＦＣ）

Claims (25)

1. 生理学的環境内の流体の流れを測定するためのセンサであって、
   前記センサの近位端から遠位端まで延びる呼掛け光ガイドであって、前記センサの前記遠位端に呼掛け光を送り、前記センサの前記遠位端から反射呼掛け光を受け取るように構成された呼掛け光ガイドと、
   前記センサの前記遠位端に励起光を送るように構成された励起光ガイドであって、前記励起光が前記流体を加熱するために供給される励起光ガイドと、
   前記センサの前記遠位端に配置された検出素子であって、呼掛け光を反射して前記呼掛け光ガイドに沿って前記センサの前記近位端に向けて戻すための少なくとも２つのエタロンを備え、各エタロンがそれぞれの光路長を有し、少なくとも１つのエタロンが前記呼掛け光ガイドの外部に少なくとも１つの反射面を有する、検出素子と
   を備え、
   前記検出素子が、前記流体と熱接触するように構成され、それによって、少なくとも１つのエタロンの前記光路長が前記流体の温度に依存し、前記反射呼掛け光が、前記それぞれのエタロンの前記光路長に依存するインターフェログラムを形成し、
   前記センサが前記流体の直接的加熱のために前記流体内に励起光を送るように構成される、センサ。
2. それぞれのエタロンからの前記インターフェログラムへの相異なる寄与が、インターフェログラムの周波数に基づいて分離可能である、請求項１に記載のセンサ。
3. エタロンの前記光路長の変化が、前記インターフェログラムの位相の対応する変化を生み出す、請求項１または２に記載のセンサ。
4. 前記エタロンのうちの少なくとも２つが、温度および圧力の別々の測定値を提供するために温度および／または圧力に対するその応答が異なるように構成される、請求項１から３のいずれか一項に記載のセンサ。
5. 前記励起光を受け取り、吸収し、前記励起光を吸収することによって生成された熱を前記流体内に伝達するように構成された光吸収性構成要素をさらに備える、請求項１から４のいずれか一項に記載のセンサ。
6. 前記センサが医用デバイス内に一体化され、前記光吸収性構成要素が前記医用デバイスの部分である、請求項５に記載のセンサ。
7. 前記励起光の波長に応じて、選択的に前記流体内に前記励起光を送り、または前記センサ内の前記励起光を反射するための２色性被覆をさらに備える、請求項１から６のいずれか一項に記載のセンサ。
8. 前記励起光ガイドおよび前記呼掛け光ガイドが、前記呼掛け光と前記励起光の両方によって共用される単一の光ガイドを備える、請求項１から７のいずれか一項に記載のセンサ。
9. 励起光ガイドが前記呼掛け光ガイドのクラッディングを備える、請求項１から７のいずれか一項に記載のセンサ。
10. 前記エタロンのうちの少なくとも１つが、－２０から３００ｍｍＨｇの範囲の前記流体の体積圧力の変化に対して実質的に鈍感である、請求項１から９のいずれか一項に記載のセンサ。
11. 前記エタロンのうちの少なくとも１つがガス空洞を含む、請求項１から１０のいずれか一項に記載のセンサ。
12. 前記センサの前記遠位端を閉じる膜を有する毛管であって、前記膜と前記呼掛け光ガイドの前記遠位端との間で前記毛管内に前記ガス空洞を形成する毛管をさらに備える、請求項１１に記載のセンサ。
13. 前記膜が弾性ポリマーを含む、請求項１２に記載のセンサ。
14. １つのエタロンが、前記呼掛け光に対応する第１の波長範囲において低フィネスを与え、前記流体から前記センサに対して入射する超音波を検出するためのハイドロホンとして働くために第２の波長範囲において高フィネスを与える、２色性誘電体被覆を備える、請求項１から１３のいずれか一項に記載のセンサ。
15. 前記流体による劣化に対して抵抗力のある、前記遠位端における保護被覆をさらに備える、請求項１から１４のいずれか一項に記載のセンサ。
16. 前記センサが、動物または人間の体内に挿入するためにカテーテルまたはシースデバイス内に組み込まれる、請求項１から１５のいずれか一項に記載のセンサ。
17. 生理学的環境内の流体の流れを測定するためのシステムであって、
    請求項１から１６のいずれか一項に記載のセンサと、
    前記呼掛け光を生成するための第１の光源と、
    前記励起光を生成するための第２の光源と、
    前記インターフェログラムからの前記流れを決定するための解析システムと
    を備えるシステム。
18. 前記第１の光源が広帯域光源を含み、前記解析システムが、前記インターフェログラムを測定するための分光計を含む、請求項１７に記載のシステム。
19. 前記第１の光源が波長掃引単色光源を含み、前記解析システムが、前記インターフェログラムを測定するための光検出器を含む、請求項１７に記載のシステム。
20. 励起光が供給される時間間隔の間、かつ／またはその直後に、少なくとも１つのエタロンの前記光路長の変化から流れの時間分解測定値を決定する、請求項１７から１９のいずれか一項に記載のシステム。
21. 前記第２の光源が、前記励起光の強度を変調するように構成される、請求項１７から２０のいずれか一項に記載のシステム。
22. 前記励起光が２つ以上の波長を含み、前記変調が前記波長に依存する、請求項２１に記載のシステム。
23. 前記第２の光源が、パルス励起光を生成するように構成される、請求項１７から２２のいずれか一項に記載のシステム。
24. 前記解析システムが、励起光パルスの伝達と、少なくとも１つのエタロンの光路長の対応する変化との間の時間差に基づいて前記流れを測定するように構成される、請求項２３に記載のシステム。
25. 前記流体内の少なくとも１つの発色団による吸収のために前記励起光の少なくとも一部を前記流体内に送るように構成され、前記励起光の吸収の結果として生じる前記流体の温度の変化を測定することによって前記少なくとも１つの発色団の濃度を決定するようにさらに構成される、請求項１７から２４のいずれか一項に記載のシステム。

Images