JP3052999U - 試料中の生物学的活動を検出する装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 血液の如き試料中の生物学的活動を検出する
装置を提供する。 【解決手段】 光源１４により、光が試料バイアル１１
へ注入される。検出器１５、１６が、光源１４から約９
０°と約１８０°離れた２つの位置で各バイアルに配置
され、コンピュータ５０により制御されるデマルチプレ
クサ１７に接続されている。デマルチプレクサ１７のア
ナログ出力信号は前置増幅器１８に接続され、その出力
はアナログ／ディジタル・コンバータ１９へ送られる。
最後に、アナログ／ディジタル・コンバータ１９のディ
ジタル出力信号は、データを記憶する手段を含むコンピ
ュータ５０に接続されている。データがこれらの構成に
より反復して記憶され、データが示す検出光の強さにお
ける著しい変化により生物学的活動が示される。

Description

【考案の詳細な説明】

【０００１】

【考案の属する技術分野】

本考案は、光の吸収および散乱を測定することにより、血液の如き試料におけ る生物学的活動を検出するための非侵入性（ｎｏｎ−ｉｎｖａｓｉｖｅ）装置に 関し、特に試料および培地が封止可能な容器内へ装入されて新陳代謝過程が起生 することを可能にする諸条件に露呈されるシステムに関する。

【０００２】

【従来の技術】

通常、患者の体液、特に血液中のバクテリアのような生物学的活性作用物質の 存在は、血液培養バイアル（ｖｉａｌ）を用いて決定される。少量の血液が密閉 するゴム隔膜を介して培地を含む無菌のバイアル内へ注入される。このバイアル は、典型的には３７℃で培養され、バクテリアの成長について観察される。

【０００３】 一般的な視覚的検査は、懸濁液の汚濁度を観察すること、即ち結果として生じ る色の変化を観察することを含む。公知の計器による方法は、バクテリア成長の 新陳代謝副生物である培養瓶の二酸化炭素成分の変化を検出する。二酸化炭素成 分の観察は、放射化学的方法（例えば、ＢＡＣＴＥＣ（登録商標）、Ｂｅｃｔｏ ｎ−Ｄｉｃｋｉｎｓｏｎ社、米国ニュージャージー州Ｆｒａｎｋｌｉｎ Ｌａｋ ｅｓ）、二酸化炭素のスペクトル線における赤外線吸収法（例えば、ＮＲ−ＢＡ ＣＴＥＣ（登録商標）Ｂｅｃｔｏｎ−Ｄｉｃｋｉｎｓｏｎ社、米国ニュージャー ジー州Ｆｒａｎｋｌｉｎ Ｌａｋｅｓ）、あるいはＡｈｎｅｌｌの米国特許第４ ，１５２，２１３号に開示された如き圧力／真空測定法などの当技術において充 分に確立された諸方法によって行うことができる。しかし、これらの方法は全て 、異なるバイアル間の周知の交差汚染問題を結果として生じる侵入性手順を必要 とする。本願の目的において、用語「侵入性」とは、バクテリアの存在を判定す るため試料容器の内部に入れねばならない、例えばプローブを封止バイアル内へ 挿入することを指す。先に述べた最初の２つの方法においては、分析のため頭部 空間のガスを排除しなければならない。真空／圧力測定法の場合は、閉鎖バイア ル内で圧力が測定される間、バイアル頭部空間内の温度変化も生物学的活動とは 関係のない圧力変化を生じる。

【０００４】 従って、生物学的および温度が生じる圧力の影響を弁別するため別の頭部空間 温度の測定が必要となる。しかし、非侵入性の頭部空間温度の観察は困難な問題 を生じ、いまだ満足し得る解決法は得られない。更に、ある微生物は高い圧力値 を生じ得るが、他の微生物は比較的低い、あるいは無視し得る圧力値を生じる。 このため、使用される圧力センサは、高い圧力値の安全な測定も可能でありなが ら、圧力の小さな変化の検出を許容するに充分な感度をもたねばならない。これ ら２つの要件はしばしば、使用される圧力センサ技術の種類に従って相反する。 これまで、当技術において既知のシステムのいずれも広範囲のバクテリアの迅速 かつ信頼し得る検出が可能でない。

【０００５】

【考案が解決しようとする課題】

最近、試料バイアル内に置かれた化学的センサを含む非侵入性の方法が開発さ れている。これらのセンサは、色を変化するかあるいは蛍光強さを変化すること により二酸化炭素濃度の変化に応答する。例えば、Ｔｈｏｒｐｅ等の「ＢａｃＴ ／Ａｌｅｒｔ： ａｎ Ａｕｔｏｍａｔｅｄ Ｃｏｌｏｒｍｅｔｒｉｃ Ｍｉｃ ｒｏｂｉａｌ Ｄｅｃｔｉｏｎ Ｓｙｓｔｅｍ」（Ｊ．Ｃｌｉｎ．Ｍｉｃｒｏｂ ．、１９９０年７月、１６０８〜１６１２頁）および米国特許第４，９４５，０ ６０号参照。これらの技法は、光の強さの測定に基くもので、励起または放出信 号あるいはこれら両方におけるスペクトル除波を必要とする。これは、光源、光 検出器、フィルタあるいはセンサのいずれかが強さの応答を変化させる時間にわ たる経年変化の影響を呈するならば誤差を生じ得ることを意味する。

【０００６】 このような強さに基く方法の短所は、変化する二酸化炭素濃度と共に、減衰時 間に対して蛍光を変化させる蛍光センサと組合わせた被変調励起信号を用いるこ とにより克服することができる。このような装置では、光の強さの測定は時間の 測定で置換され、強さの変化および関連するセンサ感度の変動はその動作に何の 影響も持たない。しかし、現在の蛍光減衰時間センサは、非常に高い周波数（典 型的には、約１００ＭＨｚ）で強度変調される高輝度、短波長光源（５５０ｎｍ 以下）を必要とする。このため、例えば、このようなシステムは、音響光変調器 により外部から変調される５−ｍＷ緑色ＨｅＮｅレーザ（５４３．５ｎｍ）を使 用し、その動作は当業者には理解されている。しかし、このようなレーザ／変調 器の組合わせは高価であり、各試料に１つの光源を有する代わりに試料がレーザ に対して移動されることを必要とする。従って、このような計器は、個々の試料 の光源への移送を行う複雑な機構を必然的に有し、各試料毎の連続的な測定間の 時間間隔が比較的長くなる。近い将来に高輝度で短波長半導体ダイオード・レー ザが開発される見込みはない。このため、このような改善システムは実際にはほ とんど入手が困難であろう。

【０００７】 従って、本考案の目的は、非侵入性であり、血液培養バイアル内の化学的セン サあるいは如何なる添加物も必要としない、血液の如き試料における生物学的活 動を検出するための装置を提供することによって、上記の従来技術の諸制限を克 服することにある。本考案の別の目的は、高輝度で短波長の光源を必要としない システムの提供にある。本考案の他の目的は、潜在的に非常に高い圧力値に対し て安全であり、頭部空間の温度変化に感応しない装置の提供にある。本考案の更 に他の目的は、簡単かつ廉価であり、そのため各バイアルを連続的に監視するこ とができ、これにより複数の静止状のバイアルを含む診断機器の構成を可能にす るシステムの提供にある。

【０００８】

【課題を解決するための手段】

本考案によれば、試料、最も望ましくは培地および血液試料を試料バイアル内 へ導入し、６００乃至８００ｎｍの範囲内の波長の強い光を試料を含むバイアル 内へ注入し、バイアルから再び出てくる光の強さを測定することにより、上記お よび他の目的が達成される。望ましくは、この強さは少なくとも２つの位置で測 定され、最も望ましくは、光注入領域と反対側のバイアルにおける位置と、この 距離の約半分の第２の位置で測定される。ある実施態様では、光が注入される地 点に略々隣接する位置に後方散乱検出器も設けられる。

【０００９】 本考案の装置の第１の望ましい実施態様は、最適の成長条件を許容するため約 ３７℃の温度を維持する培養器内に配置された培地と血液試料をそれぞれ含む複 数の封止された血液培養バイアルを含む。本装置はまた、コンピュータにより制 御され、かつ少なくとも１つが各バイアルの片側に配置される複数の光源の各々 に対してＤＣ信号を逐次送るマルチプレクサの入力に接続されたＤＣ電源を含む 。望ましい実施態様においては、この光源は発光ダイオードである。

【００１０】 約１８０°と約９０°だけ光源の位置から離れた各バイアルにおける２つの位 置には、受取られた電磁放射の強さを測定する大きな面積のフォトダイオード検 出器が配置されている。しかし、この検出器は他の位置に配置することもでき、 それでも本考案により機能する。各フォトダイオード検出器により測定される強 さは、アナログ信号として、これもコンピュータにより制御されるデマルチプレ クサへ送られ、ディジタルの強さ信号を生じるため望ましくはその後増幅されて アナログ／ディジタル・コンバータへ送られる出力を生じる。最後に、このディ ジタル強さ信号がコンピュータへ送られて、強さのデータが記録される。

【００１１】 動作において、コンピュータは、第１の光源が励起されるようにマルチプレク サを制御する。次に、このコンピュータは、光源が付勢される時、各バイアルに 配置された２つのフォトダイオード検出器に接続された２つの入力を逐次付勢す るようにデマルチプレクサに指令する。２つの光電流は逐次測定されて、データ がコンピュータのメモリーに記憶される。次に第１のバイアルにおける光源が遮 断され、全ての残るバイアルにおいて同じ手順が反復される。全てのバイアルに 関わる第１のサイクルが完了した後、測定手順が再び開始され、連続的に反復さ れる。

【００１２】 本考案の装置の第２の望ましい実施態様においては、フォトダイオードは各バ イアルに配置された２本の光ファイバの光ガイドにより置換される。この光ガイ ドは、他の間隔もまた有効であるが、先に述べた第１の実施態様のフォトダイオ ードの位置と似た第１および第２の位置に、例えば１つの光源に対して９０°と １８０°に配置される。光ガイドの出力は第１および第２の大きな面積の光電子 倍増管へ送られ、その出力もまたコンピュータに接続される。本実施態様では、 大きな面積の光電子倍増器が並行処理装置として働くため、デマルチプレクサは 不要である。２つの検出器信号間の分離は、２つの同じ信号チャンネル、即ち２ つの光電子倍増器、２つの前置増幅器および２つのアナログ／ディジタル・コン バータを用いることにより行われる。

【００１３】 本考案の装置の別の実施態様は、単一光源を、検出器に対して用いられた位置 と似た位置で、即ち望ましくは約９０°離れて各バイアルと隣接して配置される ことが望ましい２つの光源で置換される。単一の光検出器が、第１の光源から約 １８０°、また第２の光源からは９０°であることが望ましい如くに配置される 。第１の実施態様に関して先に述べたように、マルチプレクサを用いて光源を逐 次励起し、デマルチプレクサは各フォトダイオード検出器の出力に接続されてい る。この実施態様の利点は、他の実施態様と比して２倍の数の廉価な光源を使用 することにより半分の個数のフォトダイオード検出器を使用することである。

【００１４】 本考案の装置の他の実施態様は、２つの光源と、単一の光ファイバの光ガイド とを使用する。この２つの光源は直ぐ前で述べたように配置され、光ガイドはこ れら２つの光源からそれぞれ９０°および１８０°に配置されることが望ましい 。

【００１５】

【考案の実施の形態】

バクテリアの成長過程の如き血液培地中の生物学的活動が培地中に導入された 光の再び出てくる強さの変化を結果として生じることが判った。従って、バクテ リアの成長の如き生物学的活動は、再出現する光の強さを監視することにより検 出することができる。バイアル毎の光電流の測定が比較的迅速に行うことができ るので、各バイアルの頻繁な測定が可能であり、このことは望ましくは好都合の 短いバクテリア検出時間を許容するに必要な条件である。

【００１６】 本考案の原理および概念を具体化した検出装置の第１の実施形態が、図１に略 図的に示される。この装置は、隔膜で封止されることが望ましくかつ培地と血液 の混合物を保有する複数の試料バイアル１１を有することが望ましい。ＤＣ電源 １２が、コンピュータ５０により制御されるマルチプレクサ１３の入力に接続さ れている。マルチプレクサ１３は、各バイアル１１の片側に配置された光源１４ へＤＣ信号を送る。光源１４から約９０°と約１８０°離れた２つの位置で、検 出器１５、１６が各バイアル１１上に配置されている。検出器１５、１６は、大 きな面積のフォトダイオードからなることが望ましく、これもマルチプレクサ１ ３と同じコンピュータ５０により制御されるデマルチプレクサ１７に接続されて いる。デマルチプレクサ１７のアナログ出力信号は前置増幅器１８に接続され、 その出力はアナログ／ディジタル・コンバータ１９へ送られる。最後に、アナロ グ／ディジタル・コンバータ１９のディジタル出力信号は、データを記憶する手 段を含むコンピュータ５０に接続されている。当業者は、上記の構成要素の選択 に関与する動作およびパラメータは周知である。

【００１７】 動作において、コンピュータ５０は、第１の光源１４がターンオンされるよう にマルチプレクサ１３を制御する。次に、逐次動作モードで、第１の光源１４が ターンオンされる位置と対応する第１のバイアル１１に配置された２個のフォト ダイオード１５、１６に接続された２つの入力を付勢するように、コンピュータ ５０はデマルチプレクサ１７に指令する。２つの光電流が逐次測定され、データ は増幅されディジタル形態に変換された後にコンピュータ５０のメモリーに記憶 される。次に、第１の光源１４がターンオフされ、各光源１４を逐次付勢するこ とにより同じ手順が残る全てのバイアル１１でステップバイステップで反復され る。全てのバイアル１１に関わる第１のサイクルが完了した後、この手順は再び 開始され、連続的に反復される。

【００１８】 このように、本考案の本実施形態ならびに以下に記述する実施形態は、バクテ リアが検出されつつある間各バイアル１１を静止状態に維持することを許容する 。更に、先に述べたように、複数の試料が逐次検査されこのサイクルが反復され るので、検出時間は非常に正確である。５つの試料バイアル１１が示されるが、 本考案は一度に数百個の試料バイアル１１を処理できることが判るであろう。現 在では、本考案の望ましい実施態様は一度に２４０個のバイアルを試験すること ができる。

【００１９】 本考案の装置の第２の実施態様が図２に示される。本例においては、２個の光 ファイバの光ガイド２１、３１が、図１に示した２個のフォトダイオード検出器 １５、１６の代わりに、送られた光を受取るように各バイアル１１に配置されて いる。光ガイド２１の位置は、先に述べた第１の実施形態におけるフォトダイオ ード１５、１６と同じであること、即ち、光源１４から９０°および１８０°に 配置されることが望ましい。１８０°の光ガイド２１の全てが第１の大面積光電 子倍増器２２へ指向され、この光電子倍増器２２の出力は第１の前置増幅器１８ と第１のアナログ／ディジタル・コンバータ１９を介してコンピュータ５０に接 続されている。９０°の全ての光ガイド３１は第２の大面積光電子倍増器２４に 指向され、この光電子倍増器２４の出力は第２の前置増幅器２８と第２のアナロ グ／ディジタル・コンバータ２９を介してコンピュータ５０に接続されている。 最後に、光電子倍増器２２、２４の各々はそれ自体の高電圧電源２３、２５に接 続されている。両方の高電圧電源２３、２５は、コンピュータ５０により個々に 制御される。使用される特定の血液培地に応じて、９０°光ファイバ・チャンネ ルおよび１８０°光ファイバ・チャンネルにおける光の強さは全く異なり得る。 従って、第１および第２の光電子倍増器２２および２４の両者における利得が、 高電圧を個々に制御することにより特定の光の強さに調整するできることが望ま しい。この調整は、光電子倍増器における光電流の飽和状態の人為的な影響を防 止するため必要である。本考案の幾つかの実施形態においては、増幅された出力 光電流が常に同じレベルに保持されるように電圧を制御することが望ましい。こ の場合、結果として得るコンピュータ制御された高電圧は、受取った光の強さを 示すシステムの出力信号である。一方、これは、出力電流が妥当な低い値、例え ば１００μＡで安定化されるならば、如何なる光電流飽和効果も阻止する。他方 、コンピュータ制御された光電子倍増器の高電圧は光の強さに対数的に関連する 。極端に強い光の強さでは、コンピュータはｐｍｔ高電圧を低下させる。光電子 倍増器の利得は、変化する高電圧と共に迅速に変化するため、光の強さの増加に おける大きさの数桁に対して補償するために比較的小さな電圧低下、例えば１０ ０Ｖが要求されるに過ぎない。従って、本システムは、優れたダイナミック・レ ンジを呈し、高いあるいは低い光出力レベルでの血液培養バイアルはこれ以上の 調整の必要もなく監視することができる。

【００２０】 当業者は、光ファイバの光ガイド２１、３１が、再出現光を受取り、これを光 ガイドから受取った信号を光強さに比例するアナログ信号に変換する光電子倍増 器２２、２４へ送るよう作用することを知るであろう。フォトダイオード検出器 １５、１６がアナログ信号を直接生じるため、図２に示された光電子倍増器２２ 、２４ではなくデマルチプレクサ１７が用いられることを除いて、上記の機能も また先に述べたフォトダイオード検出器１５、１６により達成される。このため 、本実施形態では、一時に唯１つの光源１４が動作し、かつ大面積光電子倍増器 ２２、２４が並行処理装置として働く故に、図１に示されたデマルチプレクサ１ ７は不必要である。本実施形態では、光強さデータが生じるバイアル１１を識別 する情報がコンピュータ５０に存在する。光ガイド２１、３１の２つの位置間の 分離は、２つの同じ信号チャンネル、即ち、２個の光電子倍増器２２、２４、２ 個の前置増幅器１８、２８、および２個のアナログ／ディジタル・コンバータ１ ９、２９を用いることにより確立され維持される。

【００２１】 次に図３には、本考案の装置の第３の実施形態が示されている。この実施形態 では、２個の光源１４、２４が各バイアル１１に対して配置されている。第１の 光源１４は、第１の位置に置かれてマルチプレクサ１３に接続され、このマルチ プレクサ１３は再び図１および図２に関して先に述べた如く制御するため電源１ ２およびコンピュータ５０に接続されている。しかし、図３に示される実施形態 においては、第２の光源２４も各バイアル１１に対して配置される。図示の如く 、この第２の光源２４は、最も望ましくは第１の光源１４の位置から約９０°に 位置され、これもマルチプレクサ１３により制御される。単一のフォトダイオー ド検出器１６が、図１に関して先に述べたように、第１の光源１４から望ましく は１８０°の位置に配置される。しかし、図３の実施形態では、単一の検出器１ ６が各バイアル１１に対して設けられるため、バイアル１１当たり単一の検出器 出力がデマルチプレクサ１７に対して送られ、このデマルチプレクサ１７もまた コンピュータ５０により制御される。図１に関して先に述べたように、デマルチ プレクサ１７は、各バイアル１１から再出現する光の強さを示す単一のアナログ 出力を生じる。この出力は、前置増幅器１８により増幅され、次いでこれがコン ピュータ５０に記憶される前に、アナログ／ディジタル・コンバータ１９により ディジタル信号に変換される。図３に示される実施形態は、図１の実施形態によ る場合のように、光源から望ましくは９０°および１８０°隔てられた地点にお ける再出現光の強さの決定を可能にする。しかし、図３の実施形態は、２個の光 源１４、２４と唯１つのフォトダイオード検出器１６が必要であるため更に廉価 となる。現在では、望ましいフォトダイオード検出器１６は、以下に述べる望ま しい光源１４よりも著しく高価である。このため、図３の実施形態は、半分の数 のフォトダイオードで済むため安く構成される。これらの節減は、一時に数百個 の試料バイアルを処理するように構成される本考案の実施形態に比して特に著し い。

【００２２】 本考案の別の実施形態は、図３に示されるように２個の光源が各バイアルに対 して配置されるデバイスを含むが、フォトダイオード検出器は図２に示される１ ８０°光ガイドであることが望ましい単一の光ファイバ・光ガイドにより置換さ れる。図２に関して先に述べたように、本例においては光電子倍増器および付随 する電源が出力信号の生成のため必要とされるが、唯１つのチャンネルが必要で ある。光電子倍増器からの出力信号は、図２の実施形態の場合のように、コンピ ュータに記憶される前に増幅され、ディジタル化される。

【００２３】 これらの実施形態のいずれでも、１つの望ましい光源１４が、６７０ｎｍの波 長で発光するＭｉｔｓｕｂｉｓｈｉ Ｃａｂｌｅ Ｉｎｄｕｓｔｒｉｅｓ社のモ デルＤＬＺ１−ＲＮ３０高輝度赤色ＬＥＤランプの如き発光ダイオードを含む。 しかし、本考案の本実施形態は、約６００乃至８００ｎｍ間の波長で電磁放射を 放出する光源を用いて動作し得る。他の類似形式のフォトダイオードも使用でき るが、１つの望ましい大面積フォトダイオード１５、１６は、１０ｍｍ×１０ｍ ｍの感応面積を持つＨａｍａｍａｔｓｕ社のモデルＳ１２２７−１０１０ＢＲセ ラミック・ケース・シリコン・フォトダイオードである。図２に示された実施形 態では、Ｈａｍａｍａｔｓｕ社モデルＲ１５１３ヘッド・オン形式の如き大面積 光電子倍増器が望ましいデバイスの一例であるが、この場合も同じ機能を実施す る他の光電子倍増管または電子倍増器デバイスも使用可能である。また、これら の実施形態では、光ファイバの光ガイド２１、３１は、Ｅｄｍｕｎｄ Ｓｃｉｅ ｎｔｉｆｉｃ社により提供されるジャケット付き光学用の光ガイド、タイプＦ２ ５５０の如き低コストのプラスチック製品、あるいは他の用途で広く使用可能な 類似のファイバであることが望ましい。いずれの実施形態においても、他の多く の形式の試料容器も使用可能であるが、全てが米国メリーランド州Ｓｐａｒｋｓ のＢｅｃｔｏｎ Ｄｉｃｋｉｎｓｏｎ Ｄｉａｇｎｏｓｔｉｃ Ｉｎｓｔｒｕｍ ｅｎｔ Ｓｙｓｔｅｍｓにより供給される、血液培養バイアル１１は標準的なＢ ＡＣＴＥＣ（登録商標）バイアルの如き周知の形式のものであり、標準的なＢＡ ＣＴＥＣ（登録商標）好気性あるいは嫌気性培地を含む。

【００２４】 本考案は、光が培地に進入すると、光子が、散乱されると共に吸収されて、エ ミッタと検出器間の直線距離より通常大きい経路長に沿って移動する原理を用い て動作する。当業者には既知のように、光散乱測定法は、過去において尿の如き 体液中の生物学的活動の検出のため用いられてきた。しかし、尿中では、主たる プロセスは散乱であり、吸収はほとんど無視され得る。更に、尿の如き体液にお ける散乱中心の体積密度は比較的低く、吸収の影響を勘案することができる。従 って、単一事象の散乱が支配的で、移動する光子の経路長を外部の散乱角度の関 数として述べることができる。しかし、本考案が使用可能である血液培養物（ｃ ｕｌｔｕｒｅｓ）および他の液体中では、全く異なる状況が存在する。ほとんど の場合、光の吸収は非常に高く、そのため最初は出てくる光が存在しないように 見える。このような高い吸収度のため、血液培養物中の光の散乱は従来技術では 微生物の検出のために使用されなかった。更に、血液培養物における散乱の中心 の体積密度もまた比較的大きい。従って、大半の光子は多重散乱を経て、経路長 の複雑な組に沿って移動する。その結果、血液培養物から再び出てくる光の特性 は、尿の場合と同様に外部の散乱角度によって特徴付けることができない。その 代わり、血液培養物から再び出てくる光は、光が導入された光注入位置に対して 光が出てくる射出位置の相対位置に主として依存する。

【００２５】 このため、血液培養物の如き培地に対する光の注入後、一部の光子は培地に進 入し、直ちに散乱されて出てくる。他の光子は、表面に達して出てくるやや前に 試料の中を移動する。その結果、培地内の光子の経路長は個々のものとして述べ ることはできないが、その代わり、個々の光子の経路長の分布となる。従って、 再び出てくる光の強さの測定においては、単一の光子あるいは複数の光子に対し て、脱出（ｅｓｃａｐｅ）の確率関数が得られる。当業者には周知のように、脱 出の確率は、散乱係数μ_Sおよび吸収係数μ_Aの双方に依存する。生物学的活動が μ_Sあるいはμ_A、あるいはその両方に影響を及ぼすならば、散乱および吸収する 培地中のこのような生物学的活動の検出が可能であると予測されよう。光子の検 出の感度が光源および検出器の幾何学的配置に非常に依存することが判った。

【００２６】 先に述べた装置において再び出てくる光を収集するフォトダイオード１５、１ ６、または光ファイバの光ガイド２１、３１に対する最適位置を決定するために 、半無限の散乱および吸収培地に対する光の注入および射出間の距離ｒにおける 反射率Ｒ（ｒ）を表わす式が用いられる。この式は、光力学的治療の間生体組織 内の光増感剤濃度の非侵入性測定のための定量反射率分光法と関連して展開され てきた。参考のため本文に援用されるＭ．Ｓ．Ｐａｔｔｅｒｓｏｎ等の「Ｐｈｏ ｔｏｄｙｎａｍｉｃ Ｔｈｅｒａｐｙ： Ｍｅｃｈａｎｉｓｍｓ」（ＳＰＩＥ、 第１０６５巻、１９８９年、１１５〜１２２頁）を参照されたい。反射率Ｒ（ｒ ）は下式により与えられる。即ち、

【数１】 但し、

【数２】

【数３】 および

【数４】 式（３）において、μ_S′は粒子に対する付角散乱挙動を示す異方性係数ｇを 勘案した低減散乱係数である。大きな距離、即ち、ｒ²＞＞ｚ₀ ²に対しては、式 （１）は下記の形に表わすことができる。即ち、

【数５】 また、後方散乱の場合、即ち、ｒ＝０の場合は、下式を得る。即ち、

【数６】 吸収感度Ｓ_Aは、下記の如く定義することができる。即ち、

【数７】 また、散乱感度Ｓ_Sは、下記の如く定義することができる。即ち、

【数８】 従って、式（５）および（７）を用いて、光注入域からの大きな距離における 吸収感度は下記の通り。即ち、

【数９】 式（６）および（７）を用いて、後方散乱モードにおける吸収感度は、下記の 通り。即ち、

【数１０】 典型的な血液培養物の場合は、ｚ₀は１ｍｍ以下のオーダーである。従って、 式（９）および（１０）の比較は、光注入位置と射出位置間の大きな距離を用い ることにより、吸収感度を著しく改善できることを示す。

【００２７】 式（５）および（８）を用い、ｚ₀＝１／μ′_Sを勘案すれば、光注入域からの 大きな距離における散乱感度を計算することができる。即ち、

【数１１】 吸収感度を表わす式（９）とは対照的に、式（１１）は一定項１を含み、これ が散乱感度が後方散乱モードで非常に小さくなることを阻止する。ＳＳ（ｒ＝０ ）の計算は、散乱の挙動における変化を後方散乱モードにおいても感度を監視で きることを示す。

【００２８】 Ｓ_AおよびＳ_Sが異なる状態で光注入位置と射出位置間の距離に依存するので、 血液培地中の吸収と散乱の影響を分離することが可能である。これは、１つの計 器内の検出と部分的識別を組合わせる機会を提供する。

【００２９】 図４において、本考案、および米国メリーランド州ＳｐａｒｋｓのＢｅｃｔｏ ｎ Ｄｉｃｋｉｎｓｏｎ Ｄｉａｇｎｏｓｔｉｃ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔ Ｓｙ ｓｔｅｍｓ社製の標準的なＢＡＣＴＥＣ（登録商標）２６Ａ好気性媒体を含み、 かつ５ｍｌの血液を含むが微生物を含まない標準的なＢＡＣＴＥＣ（登録商標） バイアルにより作られた装置において得られる光の強さと時間の関係が示される 。明らかなように、再び出てくる光の強さは、最初の２時間以内のある初期的適 合過程を通過した後時間にわたり略々一定である。比較のため、この関係と本文 に示した他の全ては、注入位置に密接して取付けられた別の光検出器により測定 される後方散乱信号を含む。

【００３０】 図５および図６は、先に述べたＢＡＣＴＥＣ（登録商標）２６Ａ好気性培体を 含み、かつ５ｍｌの血液および５０乃至１００ｃｆｕ／バイアルの濃度で培養さ れた各図に示される種（ｓｐｅｃｉｅｓ）を表わす微生物株を含むＢＡＣＴＥＣ （登録商標）バイアルを用いて、本考案により作られた装置において得られたプ ロットを示す。これらのプロットは、最も大きな距離における検出器がバクテリ アの成長に対して最も敏感に応答することを示す。９０°および１８０°の強さ の値が、図４に示した基準（ｃｏｎｔｒｏｌ）の場合におけるように、数時間は 比較的一定の状態であることが判る。しかし、図５に示されるＳ．ｐｎｅｕｍｏ ｎｉａｅと図６に示されるＥ．ｃｏｌｉの両者では、強さのレベルにおける著し い下降が最終的に検出される。先に述べたように、この下降は１８０°検出器に おいて最も大きく、９０°検出器の場合に比較的小さい。しかし、エミッタから 約０°変位される後方散乱強さの測定の場合でも検出可能な偏向が生じることが 判る。これらの関係グラフは、強さにおける著しい変化が生じる時バクテリアが 検出されることを示す。この変化の相対的大きさは、エミッタと検出器間の幾何 形状（ｇｅｏｍｅｔｒｙ）と関連する。このため、１つのエミッタと１つの検出 器を用いた本考案の有効な実施形態を構成することが可能である。例えば、図１ に示した装置は、９０°検出器１５が外されることを除いて構成することができ る。同様に、図２の実施形態は、９０°の光ファイバ３１およびその関連する光 電子倍増器２４、その前置増幅器２８、Ａ／Ｄコンバータ２９および電源２５を 省いて構成することができる。いずれの場合も、本考案によるバクテリアの成長 を検出できる装置が提供される。しかし、以下に述べる理由により、２個の検出 器、例えば９０°および１８０°検出器からの相対データが、検出されるバクテ リアの種類を分類するため使用できる有効データを提供し得る故に、このような 簡素化された実施形態は本考案の最も望ましい実施形態ではない。

【００３１】 このため、図７において、５ｍｌの血液を含むが微生物を含まない米国メリー ランド州ＳｐａｒｋｓのＢｅｃｔｏｎ Ｄｉｃｋｉｎｓｏｎ Ｄｉａｇｎｏｓｔ ｉｃ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔ Ｓｙｓｔｅｍｓ社製のＢＡＣＴＥＣ（登録商標） Ｌｙｔｉｃ嫌気性媒体を含む標準的なＢＡＣＴＥＣ（登録商標）バイアルを用い て、本考案により作られた装置を用いて得られたプロットが示されている。図４ 乃至図６に示したデータの収集において使用される好気性媒体におけると同様に 、再び出てくる光は、最初の数時間内にある初期適合プロセスを通った後時間に わたってやや一定である。しかし、Ｌｙｔｉｃ嫌気性媒体と、５ｍｌの血液およ び５０乃至１００ｃｆｕ／バイアルの濃度で培養された表示種とを表わす微生物 株を含むバイアルを用いて本考案により作られた装置で得られたプロットである 図８、図９に示されるように、バクテリアの存在は再び強さの鋭い変化に反映さ れる。これらのプロットもまた、最大距離１８０°における検出器が最も大きな 変化を呈するが、９０°の距離の約７０％（０．７０７）における検出器もまた バクテリアの成長に対して非常に敏感に応答することを示し、０°の後方散乱検 出器ははるかに小さいにも拘わらず検出可能な応答を示すことを示している。

【００３２】 図５および図６に示されるプロットと異なり、図８および図９に示されるプロ ットが、１８０°検出器即ち後方散乱検出器のそれとは略々対称的に反対である ９０°検出器に対する強さカーブを示すことに注意すべきである。しかし、重要 な結果は、１８０°あるいは９０°の検出器のいずれの場合も、強さの大きな変 化が生じたことである。図８、図９に示されるデータは正規化され、これにより 図５および図６のプロットに図形的に似たプロットを生じる。先に述べたように 、９０°と１８０°のカーブ間の変化は、試料におけるバクテリアを識別するか あるいは少なくとも分類するために使用することができる。９０°および１８０ °以外のスペーシングを選択しても、同様な結果が得られることになる。

【００３３】 従って、図４乃至図９におけるプロットは、バクテリアの成長プロセスの如き 血液培地中の生物学的活動の結果再び出てくる光の強さにおける変化を生じるこ とを示す。従って、バクテリアの成長の如き生物学的活動は、このような再び出 てくる光の強さを監視することにより検出することができる。バイアル毎の光電 流の測定が比較的早く行うことができるため、各バイアル毎に非常に頻繁な測定 が可能である。このため、短いバクテリア検出時間が可能となる。光の注入点か らの異なる距離に配置された検出器が異なる状態で応答するので、これら検出器 もまた微生物の部分的な識別を行うため利用される。

【００３４】 部分的な識別に関しては、データが本考案を用いて集められるため、ユーザが バクテリアの存在を識別するとともにバクテリアの種類を特徴付けることを可能 にする知識ベースが確立されることになる。本考案のこの後者の特徴は、適正な 経験を有する者が例示されたものと似たプロットを「読取る」点で非常に定性的 である。しかし、本考案は、メモリーに記憶された異なる種類の特徴プロットを 有するコンピュータを提供することにより、複数の試料からのバクテリアを現在 のバクテリアの種類によって自動的に分類することを可能にする形態のデータを 提供することになる。

【００３５】 当業者には、本考案が容易に応用されあるいは修正される概念を開示すること が容易に理解されよう。例えば、バクテリアの活動が監視される試料は、血液以 外の液体を有してもよく、また必ずしも培地を含まなくてもよい。先に詳細に述 べた特定の実施形態は、本考案を例示する目的のため提示され限度的なものでは ない。従って、本考案の範囲の決定するには頭書の実用新案登録の範囲を参照さ れたい。

【図面の簡単な説明】

【図１】試料バイアル毎に２個のフォトダイオード検出
器と１個の光源とを使用する本考案により作られた試料
における生物学的活動を検出する装置を示す概略図であ
る。

【図２】各試料バイアルに２個の光ファイバの光ガイド
検出器を使用する本考案の装置の別の実施形態を示す概
略図である。

【図３】２個の光源および１個のフォトダイオード検出
器が使用されることを除いて、図１の装置と類似する本
考案の装置の別の実施形態を示す概略図である。

【図４】本考案により作られた装置と、好気性媒体およ
び血液を含むが微生物は含まない試料バイアルとを用い
て得られたプロット図である。

【図５】バイアルが約５０乃至１００ｃｆｕ／バイアル
の濃度で培養された１つの微生物株を含む場合の図４に
関して述べたようにして得られたプロット図である。

【図６】バイアルが約５０乃至１００ｃｆｕ／バイアル
の濃度で培養された別の微生物株を含む場合の図４に関
して述べたようにして得られたプロット図である。

【図７】本考案により作られた装置と、嫌気性媒体およ
び血液を含むが微生物は含まない試料バイアルとを用い
て得られたプロット図である。

【図８】バイアルが約５０乃至１００ｃｆｕ／バイアル
の濃度で培養された微生物株を含む場合の図７に関して
述べたようにして得られ、かつ正規化されたプロット図
である。

【図９】バイアルが約５０乃至１００ｃｆｕ／バイアル
の濃度で培養された別の微生物株を含む場合の図７に関
して述べたようにして得られ、かつ正規化されたプロッ
ト図である。

【符号の説明】

１１ 試料バイアル １２ ＤＣ電源 １３ マルチプレクサ １４ 光源 １５ フォトダイオード検出器 １６ フォトダイオード検出器 １７ デマルチプレクサ １８ 前置増幅器 １９ アナログ／ディジタル・コンバータ ２１ 光ガイド（光ファイバ） ２２ 第１の大面積光電子倍増器 ２３ 高電圧電源 ２４ 光電子倍増器 ２５ 高電圧電源 ２８ 第２の前置増幅器 ２９ 第２のアナログ／ディジタル・コンバータ ３１ 光ガイド（光ファイバ） ５０ コンピュータ

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (73)実用新案権者 595117091 １ ＢＥＣＴＯＮ ＤＲＩＶＥ， ＦＲＡ ＮＫＬＩＮ ＬＡＫＥＳ， ＮＥＷ ＪＥ ＲＳＥＹ 07417−1880， ＵＮＩＴＥＤ ＳＴＡＴＥＳ ＯＦ ＡＭＥＲＩＣＡ (72)考案者 ポール・ジー・グラッドニック アメリカ合衆国メリーランド州21152，ボ ルティモア，ローランド・アベニュー 4330 (72)考案者 ドロレス・エム・バーガー アメリカ合衆国メリーランド州21212，ボ ルティモア，ダートマス・グレン・ウェイ 1014

Claims (9)

【実用新案登録請求の範囲】
1. 【請求項１】 容器内に保持された吸収性試料中の生物
   学的活動を検出する装置において、 前記容器の壁に配置され第１の電磁放射を前記容器の壁
   に位置する第１の地点における前記容器内の前記吸収性
   試料へ注入する光源と、 前記容器の壁に配置され前記容器の壁に位置する第２の
   地点で再び出てくる第１の電磁放射の第１の放射の強さ
   値を測定する検出器と、 前記光源と前記検出器とを反復的に付勢してある期間に
   わたり前記第１の放射の強さ値を測定させるコントロー
   ラと、 前記第１の放射の強さ値を記録するコンピュータと、を
   備え、 これにより、生物学的活動が前記の記録された第１の放
   射の強さ値における著しい変化により示されることを特
   徴とする装置。
2. 【請求項２】 複数の試料に隣接して配置された複数の
   光源の各々を逐次付勢するマルチプレクサを更に設け、 前記検出器が、 前記試料から再び出てくる電磁放射を収集する光ガイド
   と、 前記電磁放射を強さ値に変換する光電子倍増器であっ
   て、前記光ガイドに接続された光電子倍増器とを含むこ
   とを特徴とする請求項１記載の装置。
3. 【請求項３】 前記複数の容器の各々に位置する第３の
   地点における電磁放射の強さ値を測定する第２の検出器
   を更に設け、 前記第２の検出器が、 前記第３の地点における試料から再び出てくる電磁放射
   を収集する第２の光ガイドと、 前記電磁放射を強さ値に変換する第２の光電子倍増器で
   あって、前記第２の光ガイドに接続された第２の光電子
   倍増器とを含むことを特徴とする請求項２記載の装置。
4. 【請求項４】 前記光源が約６００乃至８００ｎｍ間の
   波長の光を放出することを特徴とする請求項１記載の装
   置。
5. 【請求項５】 前記容器の壁に配置され第２の電磁放射
   を前記容器の壁に位置し且つ前記第１の地点とは異なる
   第４の地点における前記容器内の前記吸収性試料へ注入
   する第２の光源を更に設け、 前記検出器は、前記第２の地点で再び出てくる前記第２
   の電磁放射の第１の放射の強さ値を測定し、 前記コントローラは、前記第２の光源と前記検出器とを
   反復的に付勢してある期間にわたり前記第２の電磁放射
   の前記第１の放射の強さ値を測定させ、 前記コンピュータは、前記第２の電磁放射の前記第１の
   放射の強さ値を記録し、且つ前記第１の電磁放射の前記
   第１の放射の強さ値を前記第２の電磁放射の前記第１の
   放射の強さ値と比較することにより、前記試料中の微生
   物を部分的に識別することを特徴とする請求項１記載の
   装置。
6. 【請求項６】 前記光源と前記検出器とはほぼ直線上に
   配置され、前記第２の光源と前記検出器とはほぼ直角に
   配置されることを特徴とする請求項５記載の装置。
7. 【請求項７】 前記容器の壁に配置され、前記容器の壁
   に位置し且つ前記第２の地点と異なる第５の地点で再び
   出てくる前記第１の電磁放射の第２の放射の強さ値を測
   定する第２の検出器を更に設け、 前記コントローラは、前記光源と前記第２の検出器とを
   反復的に付勢してある期間にわたり前記第１の電磁放射
   の第２の放射の強さ値を測定させ、 前記コンピュータは、前記第１の電磁放射の前記第２の
   放射の強さ値を記録し、且つ前記第１の電磁放射の前記
   第１の放射の強さ値を前記第１の電磁放射の前記第２の
   放射の強さ値と比較することにより、前記試料中の微生
   物を部分的に識別することを特徴とする請求項１記載の
   装置。
8. 【請求項８】 前記光源と前記検出器とはほぼ直線上に
   配置され、前記光源と前記第２の検出器とはほぼ直角に
   配置されることを特徴とする請求項７記載の装置。
9. 【請求項９】 複数の光源に対して電力源を多重化する
   マルチプレクサであって、前記複数の光源の少なくとも
   １つが複数の容器の１つの壁に配置され、各容器が複数
   の吸収性試料の１つを含む、マルチプレクサと、 出力信号を生じるため前記複数の容器の各々内の試料と
   対応する第１の放射の強さ値をデマルチプレックスする
   デマルチプレクサとを更に設けることを特徴とする請求
   項１記載の装置。