JPH07500904A - 試料中の検体の量の測光インビトロ決定法及びそのための分析器 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 試料中の検体の量の測光インビトロ決定法本方法は、試料中の検体の量の測光イ ンビトロ（試験管内）決定法である。試料は、測定室を備えた測定室装置の中に 位置される。この測定室は、定った長さの放射路長と、少な（とも１カ所の少な くとも部分的に透明な壁部分を備える。

この測定室は、検体のために調節される光システムと光で通信し、また、放射源 と放射検知器を備える。

試料室内に位置される試料中の検体量の測光分析において、放射伝送路に位置さ れる複数の測定室壁部分を非常に薄くすることが、ある場合には、たとえば血液 測定と関連して、希望される。このことは、たとえば、測定室の壁部分が測定用 放射を著しく吸収する材料からなるならば、要求されるかもしれない。しかし、 ある場合には、これらの薄い壁部分は、検体量の決定において誤差を生じるかも しれない。たとえば、この状況は、放射の波長が測定室の壁の光学的厚さと同じ 程度であるときに起こる。（なお、光学的厚さは、壁の物理的厚さと壁材料の屈 折率との積として定義される。）したがって、この問題は、主に、赤外放射や近 赤外放射などの長波長の測定用放射と関連する。

測定室の壁が、滑らかで面状の平行な表面を備えるとき、放射は、外部と測定室 の外壁との間の界面で、そして、測定室の内壁と試料との間の界面で、それぞれ 、反射および／または屈折される。放射が反射および／または屈折される大きさ は、壁材料、外部および試料の屈折率に依存する。反射および／または屈折され た放射は、測定スペクトルを重畳するサイン波状の干渉スペクトルを生じる。

特に検体により生じさせられる吸収が比較的小さい場合、上記の干渉スペクトル は、測定スペクトルに優っている。

干渉スペクトルは、壁の厚さに極端に依存し、厚さの小さな変化も、スペクトル をかなり変位する。そのような小さな変化は、自動的大量生産において、非常に 高い費用を使うのでなければ避けることがほとんど不可能である。したがって、 各測定室装置は、固有の特徴的な干渉スペクトルを有する。

箔に関連する干渉効果は、フンメル／ンヨウＱｌｕｍＩＩＩｅｌ／５ｃｈｏｕ） 著の「プラスチック分析の地図Ｊ　（Ａｔｌａｓ　ｄｅｒ　Ｋｕｎｓｔｓｔｏｆ ｆ−Ａｎａｌｙｓｅ）　（１９６８年、６４〜６５頁）に記載されている。この 文献において、上記の問題に対する可能な解決も与えられている。すなわち、反 射された放射ビームが干渉しないが拡散して散乱されるように、平行な側面の一 方に微細な粗さを与える。しかし、干渉を完全に避けるには粗さが非常に微細で なければならないため、この方法は、多数の一様な製品が生産されるべきときに は、非常に好ましくない。箔を粗くすることは、余分な高価な生産工程を必要と し、さらに、全製品が同じ粗さ、したがって同じ放射透過特性を備えることを保 証するのは困難である。

本発明の目的は、測定室内に位置される試料の測光分析に関する上記の問題を除 く方法を提供することである。

このことは本発明の方法により達成される。本発明の方法の特徴は、形状の調節 が可能な測定室を用い、この形状の調節が、測定室を通る放射路長の設定の調節 であり、第１の測定ステップにおいて、測定路を通る第１の放射路長が設定され 、少なくとも１つの波長の放射が放射源から測定室を通り放射検知器に伝送され 、次に第２測定ステツプで、測定室の形状を調整することにより、測定室を通る 第２の放射路長を設定し、第１ステツプと同じ波長での放射は、ふたたび放射源 から測定室を通って放射検知器に達せられ、検体の量を各測定ステップにおいて 検知された放射を基に決定することである。

この文脈において、「測光測定」という用語は、制御された条件で放射され、伝 送され、吸収され、反射される電磁波放射の変化の測定に基づくすべての決定法 を含む。測光測定と光学的分析器の一般的な説明は、スクーグ（Ｄ、Ａ、　Ｓｋ ｏｏｇ）およびウェスト（Ｄ、　Ｍ、　Ｗｅｓｔ）著の分析化学の基礎（Ｆｕｎ ｄａｍｅｎｔａｌｓ　ｏｆ　Ａｎａｌｙｔｉｃａ］Ｃｈｅｍｉｓｔｒｙ）第２０ 章５０１〜５２４頁に記載される。

第１の放射路長の設定は、測定室を通る放射路長を当初の長さくすなわち最初の 未調節の形状での放射路長）に等しくさせることであってもよい。または、測定 室の形状を調節することにより第２の放射路長を設定してもよい。

２つの放射路長の一方は、全試料が測定室において放射伝送路から流れ出るよう に、０に設定できる。この放射路長で検知された放射は、光学的システムと測定 室だけからの吸収と干渉を表す。試料の測定は、０でない長さの放射路で実行さ れる。

放射源からの放射は、広帯域の放射でも単色の放射でもよ（、また、紫外範囲で も、可視範囲でも、近赤外範囲でも、赤外範囲でもよい。放射源は、個々の波長 で放射を伝送する１部品または多部品からなる。

また、放射検知器は、ある波長範囲で放射を検知する１つの部品からなり、ある いは、それぞれの波長範囲で放射を検知する複数の部品からなる。放射源が複数 の部品からなる場合、これらの部品は一体化されたユニットであるか、または、 複数の物理的に分離したユニットからなる。同じことが、放射検知器についても いえる。

先に述べたように、本発明の方法は、測定する放射の波長が測定室内の１以上の 壁部分の光学的厚さと同じぐらいであるときに、特に有用である。光学的厚さと 測定波長との比が通常は約０．５０を越えると、許容出来ない干渉が起こる範囲 を越えていることがわかった。

測定室装置は、複数の実施例で提供される。１つの実施例は、分析器の固定部品 として備えられた測定室ブロックを有し、この測定ブロックは、多数の試料で連 続的に測定するための測定室を備える。他の実施例は、特定の測定室装置に適合 された光学的分析器に挿入可能な単独用途の装置からなる。

上述の種類の単独用途の装置を備えた分析システムは、たとえば、本出願人によ る国際特許出願Ｗ０９０１０７１０６号に開示される。この出願は、血液試料中 の血液ガスパラメータの測光インビトロ（試験管中）決定のための方法とシステ ムを開示する。血液試料は、直接に患者から、試料容器内の測定室に移される。

測定室は、次に光システムと光通信を行う。血液ガスパラメータすなわちＣＯ２ の測定は、固定した放射路長を備えた測定室に位置される試料に放射を伝送する ことにより実行される。

本出願人の国際特許出願ｗｏ９０１０７１０９号は、全体が血液の試料の中の検 体の量の測光インビ）−口決定のための方法と装置を開示する。試料は、直接に 患者から、透明ボディを有する測定室に移される。この透明ボディの放射透過特 性は、試料中の検体の濃度に依存する。測定室を満たした後で、透明ボディは、 試料と平衡にされ、その後で、測定室は、試料のための放射伝送路に位置される 測定室の部分を流し出して、制御された方法で変形される。検体の量は、測定室 と透明ボディを透過する放射の検知の基礎の上に決定される。測定が行われる前 に試料が放射透過路から流し出されているために、測定は、このシステムにおい て試料に直接には行われない。

本発明の好ましい実施例では、使用される測定室において、放射伝送路に位置さ れる測定室の壁部分の光伝送特性は、測定室の調節に本質的に依存しない。

測定室の形状が変化されるときに放射伝送路に位置される測定室壁部分が光透過 特性を変えないという事実のため、壁部分の表面で発生される干渉スペクトルは 、測定室を通る２つの放射路長で同様である。このため、この２つの異なった伝 送路長からの測定結果を比較することにより、検体の量の決定において干渉スペ クトルからの寄与が完全に除去できる。

本発明の他の好ましい実施例では、使用される測定室が、放射伝送路に位置され る２つの少なくとも部分的に透明な壁部分からなる。

本発明の別の実施例では、使用される測定室が、１つの少なくとも部分的に透明 な壁部分と、入射する放射を反射する対向壁部分からなり、これらの壁部分が放 射伝送路に位置される。

好ましい実施例では、測定室の形状の調整が、放射伝送路に位置される少なくと も１つの測定室壁部分の変位によりなされる。

試料中の１つのある検体の量は、少な（とも１つの波長での試料の透過特性の測 定を基に計算され、この波長は、この検体が吸収する範囲内にあるべきである。

溶媒が測定波長で強く吸収している試料中の検体の測光決定において、通常は、 エネルギ損失、試料中の熱発生などを減少するために、試料を通る放射路長を非 常に短くすることが試みられている。しかし、放射路長を短く設定することは、 分析器の機械的精度についての重い要求であり、放射路長の小さな不正確さでさ え、測定結果に重大な影響を与えるかもしれない。この問題は、各測定で放射路 長を決定することにより克服できる。

本発明の好ましい実施例において、上記の少なくとも１つの波長に追加する別の 波長での放射が、放射源から測定室を通り放射検知器まで伝送され、各測定ステ ップでの各波長で検知された放射を基に、第１と第２の放射路長の差が決定され る。第１と第２の放射路長の差は、本明細書の詳細な説明においてさらに詳しく 説明されるように、有効放射路長に等しい。

本発明の方法の実施例において、測定ステップにおいて追加の波長での放射試料 中の他の検体の量は、第１の検体と同時に決定できる。この追加の波長は、上記 の他の検体が吸収をする波長でなければならない。また、多数の別の検体が、少 なくともこの検体の数の波長を含むことにより測定出来る。

本発明による方法は、溶媒、分析器、および／または測定室に比べて測定波長で 弱く吸収する検体に関連して特に有用である。この場合、検体に関連する測定ス ペクトルは、これらの他の構成部品の干渉スペクトルに比べてかなりの掃度に重 畳される。

本発明の好ましい実施例において、試料中のＣＯ２成分が、約４２２８ｎｍ。

４２６８ｎｍおよび４３０８ｎｍの付近の２０ｎｍのバンド幅の波長での放射に 対して試料の透過特性の検査を基に決定される。これらの波長での放射を用いて 照射することによるＣＯ２成分の決定は、たとえば、上記の本出願人による国際 特許出願Ｗ０９０１０７１６号に開示される。米国特許第４５０９５２２号にお いて、マヌチア（Ｍａｎｕｃｃｉａ）等は、血液中の血液ガスの量の生体内での （ｉｎ　ｖｉｖＯ）決定のための測光法を開示する。すなわち、ＣＯ２は、約４ ．２μｍでの波長の放射で照射することにより決定される。約４．２μｍでの波 長での透過測定によるＣＯ２測定の基本的原理は、Ｃ，Ａ、モッセ（Ｍｏｓｓｅ ）およびＰ、Ｊ、ヒルジン（Ｈｉｌｌｓｏｎ）の英ｌ特許第ＧＢ２１６０６４６ 号の明細書や、Ｊ、Ｒ，ネスタ（Ｎｅｓｔｅｒ）の欧州特許出願第ＥＰ２５３５ ５９号の明細書に開示される。

これらの出願の内容は、これらの出版物を引用することにより本出願に組み込ま れる。

さらに、本発明は、本発明による方法において使用される分析器に関するもので ある。この分析器は、放射源と、放射検知器と、測定室を備えた測定室装置とを 備え、上記の測定室は、定った長さの放射路長を有し、上記の測定室は、少なく とも１つの少なくとも部分的に透明な壁部分を備え、上記の測定室は、上記の放 射源と放射検知器を備える光システムと光を通信し、上記の測定室は、形状が調 整可能であり、上記の分析器は、測定室の形状を制御された形で調整する手段を 備え、この手段は、起動されたときに、測定室での第１と第２の放射路長を設定 し、上記の放射源は、少なくとも１つの波長での放射を第１と第２の放射路で測 定室を通って放射検知器に伝送するように適合されることを特徴とする。

好ましくは、本発明による分析器は、試料中の検体を導出するために、検出され た放射を変換する手段と、変換された放射データを処理する手段とを備える。

あるいは、このデータ処理手段は、上記の分析器に結合可能な別のデータ処理ユ ニットの中にあってもよい。

さらに、好ましくは、この分析器は、検体量を表示する手段を備える。あるいは 、分析器は、データスクリーン、ディスプレイ、プリンタ、プロッタなどの表示 手段に結合するように調節出来る。

さらに、本発明は、本発明による分析器において使用される測定室を備えた測定 室装置に関するものであり、上記の測定室は、測定室を通る第１と第２の放射路 長を設定するように制御可能な形で形状が調節可能であることを特徴とする。

測定室装置の好ましい実施例において、上記の放射伝送路に位置されるように調 節される測定室の壁部分の光伝送特性は、測定室の形状の調節に本質的に依存し ない。

好ましくは、上記の測定室が、２つの対向する少なくとも部分的に透明な壁部分 からなる。しかし、上記の測定室が、１つの少なくとも部分的に透明な壁部分と 、入射する放射を反射する対向壁部分を備えていてもよい。

本測定室装置は、１つの測定室または直列または並列に配置される複数の測定室 からなっていてもよい。好ましくは、測定室装置は、射出成型が可能なポリマ基 礎材料から製造される。好ましい基礎材料は、ポリエチレンテレフタレート（Ｐ ＦＴＰ）であり、たとえば、オランダ、アーネムのＡＫＺＯ社から商標ＡＲＮＩ ＴＥの下で販売される。

上記の部分的に透明な壁部分と測定室装置は、材料が異なっていてもよい。壁材 料は、測定波長での透過特性と、全測定室装置の製造過程での使用可能性とに主 に基いて選択される。

単独用途の部品の形の測定室装置を用いるとき、放射源、放射検知器および測定 室装置の間の光通信は、分析器の１つのステーションに測定室装置を位置するこ とにより開設できる。あるいは、この光通信は、測定室装置での接触素子を分析 器に結合する１本または複数本の光ファイバを用いて開設できる。

本発明は、以下に、図面と実施例を参照して説明される。

図１ａと図１ｂは、本発明による方法において使用される測定室装置の斜視図で ある。

図１０は、図１ａの１−１線での拡大断面図である。

図２は、２つの面状平行表面を備えた箔へ放射を伝送することにより得られた干 渉を示す。

図３は、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴＰ）の２３μｍの箔の吸収スペク トルを示す。

図４は、試料中の検体の測光決定のための本発明による分析器における光ユニッ トと本発明による測定室装置の部分断面図を示し、光ユニットの部品は図式的に 示される。

図５ａと図５ｂは、本発明による測定室装置と、本発明による分析器における光 ユニットの部分との部分断面図を示し、測定時には、測定室装置は両者の間に固 定され、測定室装置と固定部分は、相互に関連した２つの異なった位置に示され る。

図６は、約１００ｍｍＨｇのＣＯ２成分を有する水の吸収スペクトルを示す。

図７は、トノメトリより約４１９ｍｍＨｇのＣＯ２成分に調製された全血液の吸 収スペクトルを示す。

図８は、全血液の試料におけるＣＯ２成分の決定に用いられる本発明による測定 室装置の好ましい実施例の図を示す。

異なった図における同じ部分は、同じ参照番号で示される。

図１ａと図１ｂは、試料中における検体の決定において使用される測定室装置の １実施例を示す。この一般的に４０００で示される測定室装置は、図４に関連し て後でさらに説明される光ユニットを備えた分析器の１部である。測定室装置４ ０００は、２つの同じ手部分４００１．４００２からなる。これらの手部分は、 透明な「軟らかい」プラスチック材料、たとえばオランダ、アーネムのＡＫＺＯ 社からの商標ＡＲＮＩＴＥのポリエチレンテレフタレート、から射出成型により 製造される。この２つの手部分の組立において、手部分４００１におけるピン４ ００５．４００６は、手部分４００２における図示されない凹部に組合わされ、 手部分４００２における図示されないピンが手部分４００１における凹部４００ ７．４００８に組合わされる。その後、この２つの手部分は、超音波溶接により 相互に溶接される。

図において示される上記の手部分４００１における材料４００９の線は溶接の後 で溶接シームを形成する。この線は、縦の開いた導管４０１０の端にそって存在 する。この導管４０１０は、中央で横方向に広がり、導管４０１０に垂直な方向 の開口４０１２を備えた測定室４０１１を形成する。開口４ｏ１２は、イギリス 、チェシャーのＩＣＩ社からのＭｅｌｉｎｅｘ　Ｓ型のポリエチレンテレフタレ ート（ＰＥＴＰ）の２３μｍの箔から製造された窓４００４により覆われる。

手部分４００２における対応する開口は、同様な窓４００３により覆われる。

窓４００３．４００４は、組立の前に手部分４００１．４００２に取り付けられ る。窓４００４は、手部分４００１の開口４０１２に張られた上記の２３μｍの 箔により取り付けられる。その後で、箔は、超音波溶接ヘッドを用いて、手部分 ４００１に、開口４０１２に隣接した境界領域４０１３において溶接される。

次に、余った箔は、穴あけパンチによりパンチされて、固定された溶接窓４００ ４のみを残す。穴４０１２に箔を張ることにより、窓４００４が超音波溶接の後 で平面であることが保証される。窓４００３は、同様に、キュベツト（ｃｕｖｅ ｔｔｅ）である手部分４００２に固定される。窓４００３．４００４は、導管４ ０１０に垂直な方向に弾性的に変位可能である。

図ＩＣは、図１ａのＩ−Ｉ線での図であり、窓４００３．４００４により境界が 定められた測定室４０１１を備えた測定室装置４０００の中心部分を示す。

図２は、屈折率ｎ。の箔ｆの１区分を示し、箔ｆは、平面状の平行な滑らかな表 面ＳＩ＋　ｓ２を備える。ある測定波長の放射ビーム１゜は、表面Ｓ、の方に透 過される。入射放射ｉｏの入射角が全反射の臨界角より小さいと仮定して、入射 する放射は、箔ｆの外部の滑らかな表面Ｓ、に当たるとき、隣接する材料の屈折 率ｎ、、ｎ２に依存して反射ビームｒ１と透過ビ＝ムｔ！に分離する。透過され たビームｔ１は、内部の滑らかな表面Ｓ２に当たるとき、透過ビームｊＨと反射 ビームｊｌ＋に分離され、反射ビームｊ１＋は、ふたたび、反射ビームｒ２と透 過ビームｔ２に分離する。

箔ｆの光学的厚さが入射放射の波長１０と同じぐらいであるとき、反射ビームｒ １．　ｒ２．　ｒ３＋　は、位相差に依存して強めるようにまたは弱めるように 干渉する。このことは、透過ビームについてもいえる。干渉は、サイン波干渉ス ペクトルを生じ、これは、箔の透過スペクトルに影響する。次の関係式は、箔の 厚さｄと、面状平行表面Ｓ１、Ｓ２で得られた干渉スペクトルとに適用される。

ここに、ｄは、箔の厚さであり、 ｎｏは、箔の屈折率であり、 λ１、λ、は、干渉スペクトルにおける波長であり、λゎ−λ、は、干渉スペク トルでの１周期に対応する波長間隔である。

式（１）から分かるように、箔ｄの厚さの変化は、れのλゎに対する変化を生じ 、したがって、干渉スペクトルの周期の変化を起こす。実際には、箔窓４００３ ．４００４を一連の測定室装置において完全に同じ厚さにすることは不可能であ るので、各測定室装置は、箔窓からの特徴的な干渉スペクトルを有する。この意 味は、分析器が、干渉スペクトルを前もって補償するように設定できないこと図 ３は、測定室装置の測定室４０１１における窓４００３．４００４に使用される 箔に対応するＰＥＴＰの２３μｍの箔の２５００〜５０００μｍの波長範囲での 吸収スペクトルを示す。このスペクトルは、パーキン・ニルマー社の１５７型の スペクトル測光装置により記録される。図から分かるように、材料ＰＥＴＰに関 連する特定の吸収バンド（たとえば約３３８０μｍの波長）を無視すると、透過 された放射の約８０％が箔を通って透過されるので、箔は、上記の範囲における 放射に対して比較的透明である。さらに、図３から分かるように、材料のスペク トルは、見かけがサイン波状の干渉スペクトルと重畳する。この重畳したスペク トルは、箔の滑らかな表面で屈折／反射される放射の干渉から生じる（上記の図 ２についての説明を参照）。

図４は、試料中の検体の決定のために使用される光ユニット４００のプロトタイ プを示す。試料は、測定室装置４０００内に位置され、測定室装置４０００は、 可動部分４１０と固定部分４１２の間に固定される。可動部分４１０は、電磁石 ４１１により中心線Ｃ１にそって変位できる。光ユニット４００は、熱放射ユニ ットの形態の放射源４０１、より詳細には、約１０５０℃の温度に加熱されたＣ ｒＮｉフィラメントを備える。放射源４０１は、本出願人によりこの目的のため に特に製造された。さらに、光ユニット４００は、ドイツ、ミュンヘンのシーメ ンス社の５ＦＨ２２５型の基準ダイオード４１３を備え、このダイオード４１３ は、フィラメント４０１の放射を制御する。

放射源４０１からの放射は、本出願人によりこの目的のために特に製造されたバ ラホラミラー４０２（φ１０ｍｍ５　ｆ＝３ｍｍ）に透過される。このパラボラ ミラー４０２は、フィラメント４０１からの放射を、スエーデン、タビのスベク トロゲン社製のバンドパス・フィルタ４０３（中心値４２４０ｎｍ、バンド半値 幅２００ｎｍ）を通して透過し、そこから、測定室装置４０００における血液試 料を通る。放射は、測定室装置４０００から、サファイア窓（φ１０Ｘ０．４ｍ ｍ）に位置されるスリット４０４　（０，５Ｘ３ｍｍ）を通り、チョッパ４０８ を通る。チョッパ４０８は、直流モータ４０９により約８００Ｈｚのチョッパ周 波数を与える。チョッパ４０８を通った後で、放射は、本出願人により特に製造 された、軸をずらしたパラボラミラー４０５　（ｆ＝６５ｍｍ）に当たる。この ミラー４０５は、放射を平行な光束として、イギリス、リーズのオプトメトリッ クス社製のグレーティング（約４．３μｍに最適化された３００ラインのグレー ティング）４０６に反射する。グレーティング４０６は、放射をパラボラミラー ４０５の方にそらし、パラボラミラー４０５は、放射を、日本、浜松市、浜松社 製の検知器４０７の方にピントを合わす。この検知器４０７は、ＴＯ５ハウジン グに組み込まれた３個のＰｂ５ｅダイオード（０，５Ｘ　２ｍｍ、中心間隔１ｍ ｍ）からなるダイオードアレーからなり、バンドパスフィルタ（中心値４４００ ｎｍ。

半値バンド幅６５０ｎｍ）を備える。ダイオードアレー４０７におけるダイオー ドは、グレーティング４０６とパラボラミラー４０５を用いて分離される３つの 測定波長でのそれぞれの放射の大きさを記録する。ダイオードに入射する放射の 強度を表す電気信号は、ダイオードからアナログ／デジタル変換器（図示しない ）に送られ、そこからデータ処理ユニット（図示しない）に送られる。データ処 理ユニットは、受信された信号を基に試料中のＣＯ２の量の計算を実行する。

図５ａと図５ｂは、本発明による測定室装置４０００を通る、図１ｃに対応する 部分断面図を示す。測定室装置４０００は、試料中のＣＯ２成分の測定のための 光ユニットの可動部分４１０と固定部分４１２の間に位置される。図４に関連し て説明したように、測定用の放射は、可動部分４１０におけるバンドパスフィル タ４０３を通り、測定室装置４０００を通り、固定部分４１２のスリット４０４ に向かう。

測定室装置）２４０００が分析器内に配置されるとき、光ユニットの可動部分４ １Ｏは、測定室装置の１つの窓４００３の方に動かされ、測定室装置４０００と 反対側の窓４００４とを、光ユニットの固定部分４１２の方に押す。こうして、 測定室装置４０００は、可動部分４１０に隣接する窓４００３と、固定部分４１ ２に隣接する窓４００４とを用いて光ユニツト内に固定される。可動部分４１０ を、予め定めた若干の複数位置に移動することにより、窓４００３．４００４は 、測定室４０１１と測定導管４０１０とに垂直に移動され、これにより、窓の間 隔を予め定めたように変化する。測定室４０１１の形状のこの調節は、測定室を 通っての放射路の長さを設定することになる。

１の放射路長を定義し、たとえば１００μｍである。図５ｂにおいて、可動部分 ４１０は、第２位置に移動され、たとえば５０μｍの第２の放射路長が定義され る。光ユニットにおける可動部分４１０と固定部分４１２とを用いることにより 、窓４００３．４００４と接触する面積での同じ外部形状や、窓４００３．４０ ０４の、したがって測定室４０１１の一様で対称的な変位が保証される。

図１ａ〜図ＩＣに関連して説明されたように、窓４００３．４００４の箔は、測 定室装置の半部分４００１．４００２に取り付けるときに引っ張られて、超音波 溶接の後での平面状の窓を保証する。窓４００３．４００４を２つの測定位置の 間で移動するとき、窓の厚さは変化する。しかし、この変化は、非常に小さいの で、検体の決定への影響は無視できる。これは、以下の例で明らかにされる。

窓４００３．４００４に対応する箔窓が、静止位置から１００μｍ移動され、こ の位置からさらに２５μｍ移動されるとき、窓での張力は、重要でない厚さの変 化、すなわち約１２０ｍ、を生じる。この大きさは、大量生産の測定室装置にお ける窓の厚さの変化よりかなり少ない。この変位による窓の厚さ変化は、上記の サイン波干渉スペクトルの周期において無視できる約Ｑ、　ｌ　ｎｍの変化を生 じる。窓４００３．４００４の厚さ変化が移動の間に無視できるという事実から 、図５ａと図５ｂにおいて示される測定状況において窓４００３．４００４によ り生じる干渉は、同様にみることができる。

図６は、約１００ｍｍ１−１ｇのＣＯ２成分を有する水の、約１００μｍの放射 路長での３３００〜６０００ｎｍの波長範囲での吸収スペクトルを示す。このス ペクトルは、ベックマン社のＩＲ９型のＩＲスペクトル測光計で記録された。図 から分かるように、ＣＯ２成分の量は、約４２６８ｎｍの波長で吸収を起こす。

しかし、この吸収は、図に見られるように、水により生じる吸収に比べて小さい 。

Ｃｏ２による吸収が水により生じる吸収に比べて小さいという事実より、たとえ ば測定室装置、光システム、周囲などにより生じる干渉は、測定結果に大きな影 ％の透過スペクトルの変化を起こしていて、箔窓からの干渉スペクトルは、実際 の測定スペクトルに強く影響することがわかる。したがって、試料中のＣＯｚ成 分の計算において不要な干渉を除去するか補償することが必要である。

図７は、眼底検査により約４１９ｍｍＨｇのＣＣｈ成分に調製された全血液の吸 収スペクトルを示す。このスペクトルは、前のスペクトルと同様に、べ・ツクマ ン社ＩＲＱ型のＩＲスペクトル測光器で記録された。この吸収スペクトルから、 定置装置４０の好ましい実施例を示す。測定室装置４０は、血液試料が直接に患 者から測定室装置に移送されるサンプリング装置として設けられる。

測定室装置４０は、２つの部分からなるボディ４１からなり、この２つの部分は 、組み立て後に、０．３Ｘ２ｍｍの断面の内部の連続的なサンプル導管４４を疎 水性のフィルタ４８を備え、この端で、ボディ４１は、特殊な状況でサンプリン グ用に使用できる伝統的なピストン注射と結合するように適合される。

７ｂは、図１ａ〜図１０に関連して先に説明したように、超音波溶接を用いて取 り付けられる。こうして、測定室４５は、２つの窓４７ａ、４７ｂにより導管４ ４に垂直に境界が定められる。

本発明による方法の理論的背景は、以下に説明される。ここで、ＣＯ２を検体の 例とする。

光システムにおいて波長λ、強度Ｉ□の放射を伝送するとき、測定室は、放射路 長ｌを有し、透過放射の強度り、＋を測定するとき、光システムと試料の全吸収 ＡＩ＋Ｊは、次のように決定できる。

Ａ１．ｌ　＝　＋ｏｇ（ｘｉ／Ｉ＋、ｉ）　（２）この吸収は、種々の成分の和 からなり、次のように書くことができる。

Ａ１．Ｊ＝ＡＩ、Ｊ　（Ｈ２Ｏ）＋Ａ＋、□（ＣＯ２）　＋ＡＩ、Ｊ　（ｉｂ） ＋ＡＪ　（ｉ＋）　＋ＡＪ　（ｉａ）　＋ＡＪ　（ｉ。）　（３）ここに、λは 、透過される放射の波長であり、ｌは、測定室を通る放射路長であり、 Ａｂλ（Ｈ２Ｏ）は、試料中の水により生じる吸収であり、Ａ＋、λ（ＣＯ２） は、試料中のＣＯ２により生じる吸収であり、ＡＩ、λ（ｌ、）は、試料中の他 の検体により生じる吸収であり、Ａ１．ａ（ｉ＋）は、測定室の窓により生じる 吸収であり、Ａ１−（ｉ、）は、大気により生じる吸収であり、ＡＩ、λ（１０ ）は、光システムにより生じる吸収である。

式（３）の最初の３項は、試料の組成と測定室を通る放射路長とに依存する。

一方、最後の３つの項は、測定室装置、光システム、大気に依存するが、試料に 依存しない。

測定室を通る２つの放射路長１１、！２でそれぞれ放射強度■３，１、ＩＪ、２ の放射を用い２つの測定ステップをそれぞれ実行するとき（図５ａ、図５ｂ参照 ）、全吸収Ａ１１ｏｔ、Ａ、□１．が各ステップで得られる（式（３）参照）。

これらの吸収の差ΔＡ　Ｊ　＝　Ａ　１＋　、よ−Ａ　＋　２−を計算すること により、式（３）の最後の３つの項が残される。

ΔＡｌ＝Ａ１１．Ｉ　ＡＩ２．＋＝ｌＯｇ（Ｉｔ、＋／Ｉｎ、ｉ）　ｌｏｇ（Ｉ ｔ、ａ／Ｉｎ、ｘ）＝１０ｇ（Ｉｔ、＋／Ｉａ、ｚ）＋１０ｇ（１１□、ｘ／Ｉ ｌｌ、Ｊ＝ＡＩ＋、＋　（Ｉ（２０）−ＡＩ２．１　（Ｈ２Ｏ）＋Ａ１１．　ｒ 　（ＣＯ２）　ＡＩ２．　ａ　（ＣＯ２）　十ＡＨ，ｉ　（ｉ−）　ＡＩ２．１ 　（ｉ−）　（４）入射放射の強度’　２．＋／　Ｉ　Ｊ＋　２が２つの放射路 長１１、ＩＪ２で同じであるとき、ｌｏｇ（ＩＪ、Ｉ／Ｉ□、２）の項が０であ るため、計算は、強度に依存せずに行われる。

こうして、この計算において、透過された放射の強度１１□１１、Ｉ　ｌｌ、　 ｌを知ることだけが必要である。ランベルト・ベールの法則により、所定波長λ で所定検体に関連する吸収Ａよは、次のように決定される。

Ａ＝（ＣＯ２）＝　ε−（ＣＯ２）　・ｊ！−Ｃ（ＣＯ２）　（５）ここに、ε ！（Ｃｏｗ）は、波長λでのＣｏ２の分子吸収係数であり、ｌは、ＣＯ２を含む 試料を通る放射路長であり、ＣＣＣ０２）は、試料中のＣＯ２の分子濃度である 。

ΔＡ、の式（式（４）参照）にランベルト・ベールの法則（式（５））を導入す ることにより、次の式が得られる。

ΔＡ＋＝ｌＯｇ（ＩＪ２．ａ／Ｉ＋＋、ａ）＝　Ｃ１（Ｈ２Ｏ）　・（Ａ１−７ ！２）−Ｃ（Ｈ２Ｏ）十εＩ（ＣＯ２）・（ｆｌ−Ｎ２）・Ｃ（ＣＯ２）十ε、 （ｉ、）・（１−１２）・Ｃ（ｉ、）＝ε、（Ｈ２Ｏ）・Δ１−Ｃ（Ｈ２Ｏ）十 ε、（ＣＯ２）・Δ１２−Ｃ（ＣＯ２）十ε、（１ゎ）・Δ（！　−Ｃ（ｉ、） 　（６）ここに、ΔＡ＝４’１−ｆ２は、試料を通る有効放射路長として考える ことができる。

式（６）の最後の項は、試料中の他の検体から得られる吸収に対応する。この項 を、ただ１つの検体ｌ、から得られるとして考えることも許されることがわかっ た。そこで、そのモル濃度Ｃ（ｉｈ）は、理論値になる。

血液について測定するとき、ＣＯ２の量を分圧により表現することが通常型まれ る。液体試料中のＣＯ２の濃度と試料中のＣＯ２の分圧の間の関係は、次のよう に書ける。

Ｃ（ＣＯ２）＝α、（ＣＯ２）”ｐｃＯ２（７）ここに、α、（ＣＯ□）は、温 度ｔでの試料中のＣＯ２の溶解度係数であり、ｐｃｏ２は、試料中のＣＯ２の分 圧である。

式（６）の第２項に式（７）を導入すると、次の式が得られる。

ΔＡ、＝ελ（Ｈ２Ｏ）・Δｐ　−Ｃ（Ｈ２Ｏ）十ε、（ＣＯ２）・Ｃ１（ＣＯ ２）・Δ１−ｐＣＯ２十εＩ（１５戸ΔＡ−Ｃ（ｊｂ） ＝ε＋’（ＨｚＯ）”Δｊ’＋εｉ’（ＣＯ２）−ＡＡ−ｐｃｏ２＋ε、（ｉ　 ｌ、）・Δ１−Ｃ（］ｂ） ＝ε、’（Ｈ２Ｏ）・Δｌ＋ε、’（ＣＯ２）・Ｃ’（ＣＯ２）＋ελ（ｉｂ） ・Ｃ’（ｉ、）　（８） ここに、ε、“（Ｈ２０）　＝ε、（Ｈ２Ｏ）・Ｃ（ｆ（２０）ε＝’（ＣＯ２ ）＝ε、（ＣＯ２）・Ｃ１（ＣＯ２）Ｃ’（Ｃｏ□）＝Δｊ！−ｐＣＯ２ Ｃ’　（ｉ　ｂ）＝Δ１ｃ（ｉ、） 各放射路長１１．１２に対し、測定が３波長λ１、Ａ２、Ａ３でなされるとき、 次の３方程式が成立する（式（８）参照）。

△Ａ、Ｉ＝ε−＋’（Ｈ２Ｏ）・△ｌ十ε□’（Ｃｏ２）・ｃ’ｃｃｏ□）＋ε １ｌ（ｉｂ）・Ｃ’　（ｉ　ｂ） ΔＡ、２＝ε−２’（Ｈ２Ｏ）・Δｌ十ε、２’（ＣＯ２）・Ｃ’（Ｃｏ２）十 ε１２（ｉ　ｂ）・Ｃ’（ｉ、）　（９）ΔＡＪ３−ε−３’（Ｈ２Ｏ）・Δｌ 十ε、３°（Ｃｏ□）・Ｃ’（ＣＯ２）十ε１３（ｊ　ｂ）・Ｃ’　（ｉ　ｂ） これらの３方程式から３個の未知量Δｎ、Ｃ’（ＣＯ２）、Ｃ’　（ｉ　ｂ）が 計算でき、試料中のＣｏ２の分圧が、次のように決定できる。

りＣＯ２＝Ｃ’（ＣＯ２）／Δｊ！　（１０）本発明による方法が実際に実施さ れるとき、吸収係数行列は、実験的に、ある既知の組成の試料を各波長λ１、Ａ ２、Ａ３で測定することにより決定される。吸収係数行列Ｅの決定は、以下の例 で説明される。

図８に示される測定室装置に対応する、試料を含む測定室装置は、光システムに 挿入される。ここに、放射路長は、正確に設定でき、したがって既知である。

放射は、放射源から測定室をとおり放射検知器まで伝送される。測定は、約２０ ｎｍのバンド幅の３波長λ１＝４２２８ｎｍ、λ２＝４２６８ｎｍ、λ３＝４３ Ｑ８ｎｍの各々で、放射路長ｚｌ＝１００μｍ、１’２＝５０μｍで行われる。

この３波長での伝送された放射の強度は、一定に保たれる。

各波長λ１〜λ３において、測定は、ＣＯ２や他の検体のない純水の試料につい てなされる。各波長で測定された吸収を基に、水に関連した吸収係数が、ランベ ルト・ベールの法則（式（５）参照）を用いて決定される。波長λ１＝４２２８ ｎｍ、λ３＝４３０８ｎｍでＣＯ２から得られる吸収は、波長λ２＝４２６８ｎ ｍでのＣＯ２吸収に比べて重要でないので、吸収係数ε□、’（Ｃｏ２）、ε□ ３°（Ｃ０２）は領Ｏに設定される。吸収係数ελ２’（Ｃｏｘ）は、既知量の ＣＯ２を有するが他の検体を含まない水の試料を測定することにより決定される 。前に決定された水の吸収係数、測定室を通っての放射路長および試料中のＣＯ ２量を基に、ε、２゜（ＣＯ２）が決定できる。

試料中のＣＯ□量の決定において、試料中の他の検体により生じる吸収（ε＋（ ＋、）・Ｃ’（ｊ、））を考慮することが本質的である。ε□（ｉ、）とＣ’　 （ｉ　−）のそれぞれの値は重要でない。前に説明したように、Ｃ’　（ｉ　ｂ ）は、単に、実際の物理的重要性のない理論的な量である。したがって、吸収係 数ε１ｔ（ｉｂ）、εｘ２０ｂ）、ε、３（ｉ、）の決定は、これらの係数をは っきりと決定するという問題ではなく、それらの間の比を決定することである。

吸収係数ελ＋（ｔｂ）、εＪ２（ｌ　ｂ）、εＪ３（１ｂ）は、既知量の水と ＣＯ２を有する全体が血液の試料を３つの波長λ１、λ２、λ３で測定すること により決定される。

式（９）に対応して設定される式ができる。水とＣＯ２から得られる項は、前に 得られた吸収係数を基に計算でき、方程式から得られる。３波長の各々で他の検 体により生じた吸収の間の関係を表す３つの方程式が、残される。Ｃ’　（ｉ　 ｈ）が３波長で同じなので、これらの吸収の間の関係は、吸収係数ε１ｌ（ＩＪ 、ε１２（ｉ　ｂ）、ε＋３（１ｂ）の間の関係に対応する。

吸収係数の最小値は、水の吸収係数と同じ大きさである１、０Ｘ１０−”μｍに 設定され、他の係数は、これに対して相対的に決定される。

吸収係数行列は、次のように決定される。

全体が血液の試料について測定するとき要求されることは、前に述べたように、 試料中の水成分が比較的大きな吸収を生じるので、試料を通る短い放射路長で測 定することである。全体が血液の試料についての測定のための適切な放射路長は 、約Ｏから最大で２００μｍまでの範囲にある。しかし、放射路長は、測定室の 壁の内側の間に定在波が生じるほど短くてはだめであり、実際は約０．２５μｍ より小さくない。

測定結果を改善するために、好ましくは、測定ステップは、３度実行される。

こうして、１つの測定で、最初に放射路長を約１００μｍに設定し、次に５０μ ｍに設定し、ふたたび１００μｍに設定し、次に５０μｍに設定し、ふたたび１ ００μｍに設定し、次に５０μｍに設定する。各放射路長で、測定室をとおって 伝送される放射の強度が５秒間測定される。得られた「３組」の吸収を基にｐＣ ０２の３つの値が得られ、試料中のＣＯ２の量が平均値として計算される。

本発明の方法では、異なった放射路長で測定がなされるが、従来の方法では、放 射路長は一定である。本発明の方法の長所は、以下の比較例から明らかに分かる 。

気体試料中のＣＯ２量の決定は、２つの実験でなされた。第１の実験で用いられ た方法ては、放射路長は、測定の全体にわたって６５μｍに保たれた。第２の実 験で用いられた方法では、放射路長は、前に述べたように、５０μｍと１００μ ｍの間で変化された。

各実験において、測定は、それぞれ異なった組成のＣＯ２，０□、Ｎ２を有する ３つの気体からなる１組の気体についてなされた。全くは同じでない２つの気体 の組が使用された。同一性がないことは、いまの状況では重要ではない。表１に 、これらの気体の組成が示される。記号Ａは第１実験で使用された気体を表し、 記号Ｂは第２実験で使用された気体を表す。

表１　測定気体の組成 各組の気体において、１つの気体（気体２Ａまたは２Ｂ）は、血液において普通 の量のＣＯ２と０２を有する。他の気体は、これと異なる組成を有する。１つ（ 気体ＩＡ、ＩＢ）は、より大きい量のＣＯ２と、より小さい量の０２を有し、他 方（気体３Ａ、３Ｂ）は、より小さい量のＣＯ２と、より大きい量の０２を有す る。

気体ＩＡ、ＩＢ、３Ａ、３Ｂの各々に対し、気体中のＣＯ２の量は、同じ測定室 での５回の連続測定を基に決定された。５つのＣＯ２の決定の平均値と標準偏差 が計算された。

気体２Ａ、２Ｂの各々に対し、気体中のＣＯ２の量は、３つの異なった測定室を 用いて３回決定された。５回の測定が３つの測定室の各々でなされ、平均値と標 準偏差が、上記の気体ＩＡ〜３Ｂについて説明されたように、計算される。

測定の結果は、下の表２と表３に示される。ここに、表２は、第１実験の結果を 示し、表３は、第２実験の結果を示す。

これらの表において、Ｘ　ａ−は、同じ測定室におけるｐＣＯ２の５回の測定の 平均値であり、Ｓは、標準偏差である。

表２　従来方法の測定結果 表３　本発明による方法の測定結果 ２つの実験の結果（表２と表３）を比較すると、測定室を通る２つの放射路長で の本発明による測定が大きく有利であることが、明らかである。

表２かられかるように、気体２Ａについての結果は、全く許容できない。平均値 は大変異なり、同じ測定室でなされる測定から得られる標準偏差は大きい。

第２実験において、気体２Ｂについて測定するとき、異なった測定室から得られ る平均値は、大きく変化せず、標準偏差は、かなり小さくなる。

また、他の気体（気体ＩＡ、ＩＢ、３Ａ、３Ｂ）の測定結果を調べると、本発明 の方法が従来法に比べて優れていることが明らかである。

もちろん、以上に説明した本方法は、ＣＯ２の他の検体の決定にも使用でき、ま た、溶媒が水であることはその条件でない。他の検体および／または溶媒につい ても、個々の場合において、吸収係数行列（式（１１）参照）を決定することが 要求される。

試料を分析するために使用される分析器は、測定室を通る放射路長が正確に設定 できるように設計され、試料中の所定の検体の上述の決定は、２つの波長だけで 測定することにより実行できる。これにより、検体の量を決定する基となる方程 式の組は、２つの未知量を有する２つの方程式を含む。

上述の例において、溶媒（水）は、選択された波長で強く吸収をする。溶媒が測 定波長で吸収をしないとき、試料中の検体の量を決定したい場合、計算のための 方程式の組（式（９）参照）は２つの方程式のみを含む。さらに、放射路長が正 確に設定できる分析器を用いるとき、方程式の組はさらに減らすことができる。

この場合、１波長でだけ測定することが必要であり、したがって、検体の量は、 １つの未知量の１つの方程式から決定できる。

同様に、１試料中のより多くの検体の量は、同じ測定室で測定することにより決 定できる。方程式（３）において、１つまたは複数の検体の吸収への寄与が組み 込まれ、測定は、１つのまたは複数の波長でなされる。従って、この方程式の組 は、決定される他の検体の数に依存して、１つまたは複数の他の方程式を含む。

本発明による測定室装置における測定室の一様な調節を確保するために、好まし くは、測定室は対称的に設計される（図１ａ〜ｌｃ、図８参照）。さらに、その 場合、測定室装置は、光システムに対して特定の方向に向ける必要はない。

しかし、もし希望ならば、測定室は、非対称的に設計できる。たとえば、部分的 に透明な複数の領域が厚さや面積が異なっていてもよく、および／または、異な った材料から製造されてもよい。さらに、測定室の１つの側部だけが調節可能で ある必要がある。この非対称的な設計を用いると、測定室装置は、この測定室装 置のために特に製造された光システムに対して特定の方向に向けられる。

さらに、測定室は、測定室の１つの側部で部分的に透明な壁部分と、放射を反射 する対向する壁部分とを備えていてもよい。対応する光システムにおいて、測定 室装置の方へ透過する放射のための、また、測定室装置から透過される放射のた めの複数の放射透過路は、それぞれ、測定室装置の同じ側にある。

もし測定室が、対応する光システムと相互作用するように適合され、測定室の形 状を調節して測定室を通っての放射路長の設定を調整するならば、測定室は、他 のいくつかの実施例に変形できる。

Ｔ ＦＩＧ、　６ 国際調査報告 １＋１．＋、ｌ＋＋＋１１１．＋−に、ＩＩｌ、ＮＩｌ　ｐＣ■ｌＤＫ　９２１ Ｏ０２８０）＝す：二−’　；：　−一：：晶’：　；Ｔ　：：　ｌ；　ニア、 　：ｌ　；　”ｒ＝　：　％　ニア、７　ｊ、ｌ、；　；ｌ　、ｅ：ｅjア　Ｉ Ｉｌ　Ｎ　Ｃｌｏａｍ　＋ｎ　ｌｈ＊　＊ｂ−ｍｅ５Ｓａ７ｙ＋＋７７°Ｈ＋＋ “−ｓｌ　＋ａｙｅｈ　ｎａｎｒＬ

Claims (16)

【特許請求の範囲】
1. （１）測定室を備えた測定室装置の中に位置される試料における検体の量の測光 インビトロ決定法であって、上記の測定室は、定った長さの放射路長を有し、少 なくとも１カ所の少なくとも部分的に透明な壁部分を備え、上記の測定室は、光 システムとの光通信において、検体のために調節され、また、放射源と放射検知 器を備え、さらに、測定室は、形状が調整可能であり、形状の調節が可能な測定 室を用い、この形状の調節が、測定室を通る放射路長の設定の調節であり、 第１の測定ステップにおいて、測定路を通る第１の放射路長が設定され、少なく とも１つの波長の放射が放射源から測定室を通り放射検知器に伝送され、次に第 ２測定ステップで、測定室の形状を調整することにより、測定室を通る第２の放 射路長を設定し、 第１ステップと同じ波長での放射が、ふたたび放射源から測定室を通って放射検 知器に達せられ、 検体の量を各測定ステップにおいて検知された放射を基に決定することを特徴と する方法。
2. （２）請求の範囲第１項に記載された方法において、放射伝送路に位置される測 定室の上記の壁部分の光伝送特性が、測定室の上記の調節に本質的に依存しない ことを特徴とする方法。
3. （３）請求の範囲第１項または第２項に記載された方法において、上記の測定室 が、上記の放射伝送路に位直される少なくとも部分的に透明な２つの壁部分から なることを特徴とする方法。
4. （４）請求の範囲第１項または第２項に記載された方法において、上記の測定室 が、１つの少なくとも部分的に透明な壁部分と、入って来る放射を反射する対向 壁部分を備え、これらの壁部分が上記の放射伝送路に位置されることを特徴とす る方法。
5. （５）請求の範囲第１項〜第４項に記載された方法において、測定室の上記の形 状の調整が、上記の放射伝送路に位置される１つの上記の測定室壁部分の変位に よりおこなわれることを特徴とする方法。
6. （６）請求の範囲第１項〜第４項に記載された方法において、測定室の上記の形 状の調整が、上記の放射伝送路に位置される２つの対向する測定室壁部分の変位 によりおこなわれることを特徴とする方法。
7. （７）請求の範囲第１項〜第６項に記載された方法において、上記の伝送される 放射が、検体が吸収する少なくとも１つの波長からなる広帯域放射であることを 特徴とする方法。
8. （８）請求の範囲第１項〜第７項に記載された方法において、上記の少なくとも １つの波長に追加する別の波長での放射を、放射源から測定室を通り放射検知器 まで伝送し、 各測定ステップにて上記の複数の波長の各々で検知された放射を基に、第１と第 ２の放射路長の差を決定する ことを特徴とする方法。
9. （９）請求の範囲第１項〜第８項に記載された方法において、上記の検体がＣＯ ２であることを特徴とする方法。
10. （１０）請求の範囲第９項に記載された方法において、４２２８ｎｍ、４２６８ ｎｍおよび４３０８ｎｍの付近の波長での約２０ｎｍのバンド幅の放射を用いる ことを特徴とする方法。
11. （１１）放射源と、放射検知器と、測定室を備えた測定室装置とを備えた分析器 であり、上記の測定室は、定った長さの放射路長を有し、上記の測定室は、少な くとも１つの少なくとも部分的に透明な壁部分を備え、上記の測定室は、上記の 放射源と放射検知器とを有する光システムと光を通信し、上記の測定室は、形状 が調整可能であり、上記の分析器は、測定室の形状を調整するために適合する手 段を備え、この手段は、起動されたときに、測定室での第１と第２の放射路長を 設定し、上記の放射源は、少なくとも１つの波長での放射を第１と第２の放射路 長で測定室を通って放射検知器に伝送するように適合されることを特徴とする分 析器。
12. （１２）請求の範囲第１１項に記載された分析器において、測定室を通る上記の 放射路長が、測定室の少なくとも１つの壁部分と相互に作用しこの壁部分を移動 する形状調節手段により設定されることを特徴とする分析器。
13. （１３）請求の範囲第１１項または第１２項に記載された分析器において、上記 の測定室は、測定室を通る第１と第２の放射路長を制御可能に設定できるように 形状が調節できることを特徴とする分析器。
14. （１４）請求の範囲第１３項に記載された分析器において、上記の放射伝送路に 位置されるように調節される測定室の壁部分の光伝送特性が、測定室の上記の形 状の調節に本質的に依存しないことを特徴とする分析器。
15. （１５）請求の範囲第１３項または第１４項に記載された分析器において、上記 の測定室が、２つの対向する少なくとも部分的に透明な壁部分からなることを特 徴とする分析器。
16. （１６）請求の範囲第１３項または第１４項に記載された分析器において、上記 の測定室が、１つの少なくとも部分的に透明な壁部分と、入射する放射を反射す る対向壁部分とからなることを特徴とする分析器。