JPH08178839A - 分子種分析センサー - Google Patents
分子種分析センサーInfo
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- JPH08178839A JPH08178839A JP7180424A JP18042495A JPH08178839A JP H08178839 A JPH08178839 A JP H08178839A JP 7180424 A JP7180424 A JP 7180424A JP 18042495 A JP18042495 A JP 18042495A JP H08178839 A JPH08178839 A JP H08178839A
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- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
- G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
- G01N21/25—Colour; Spectral properties, i.e. comparison of effect of material on the light at two or more different wavelengths or wavelength bands
- G01N21/31—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry
- G01N21/39—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry using tunable lasers
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/08—Detecting, measuring or recording devices for evaluating the respiratory organs
- A61B5/083—Measuring rate of metabolism by using breath test, e.g. measuring rate of oxygen consumption
- A61B5/0833—Measuring rate of oxygen consumption
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
- G01N21/01—Arrangements or apparatus for facilitating the optical investigation
- G01N21/03—Cuvette constructions
- G01N21/031—Multipass arrangements
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- Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【課題】 酸素消費量を測定する酸素センサーにおい
て、センサーを軽量化、レスポンスの高速化、精度の向
上を実現する。 【解決手段】 垂直キャビティ表面発光レーザーが、対
象とする分子種（酸素）の共鳴周波数の光を発生するよ
うに連続的に調整される。光ビームは分子種を含むサン
プルを透過して検出器に照射される。検出器に受光され
る光の量はサンプル中の対象とする分子種の濃度にほぼ
比例する。
て、センサーを軽量化、レスポンスの高速化、精度の向
上を実現する。 【解決手段】 垂直キャビティ表面発光レーザーが、対
象とする分子種（酸素）の共鳴周波数の光を発生するよ
うに連続的に調整される。光ビームは分子種を含むサン
プルを透過して検出器に照射される。検出器に受光され
る光の量はサンプル中の対象とする分子種の濃度にほぼ
比例する。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は分光センサー、さら
に詳しくは呼吸気内の酸素濃度を呼吸毎に連続して検出
することのできる気道内酸素センサーに関するものであ
る。
に詳しくは呼吸気内の酸素濃度を呼吸毎に連続して検出
することのできる気道内酸素センサーに関するものであ
る。
【０００２】
【従来の技術】酸素消費量の測定は人間の心肺機能を正
しく評価する上で必要である。酸素消費量を測定するセ
ンサーには、(1) 酸素消費量すなわち吸気内の酸素濃度
と呼気内の酸素濃度の差を正確に測定できること、(2)
被験者に不快感を与えずに被験者の気道内で測定ができ
るように小型軽量であること、(3) 各呼吸毎に連続的に
分析ができるようにレスポンスが速いこと、が要求され
る。しかしながら従来の酸素センサーにはこれらの要求
を全て満たすものがなかった。
しく評価する上で必要である。酸素消費量を測定するセ
ンサーには、(1) 酸素消費量すなわち吸気内の酸素濃度
と呼気内の酸素濃度の差を正確に測定できること、(2)
被験者に不快感を与えずに被験者の気道内で測定ができ
るように小型軽量であること、(3) 各呼吸毎に連続的に
分析ができるようにレスポンスが速いこと、が要求され
る。しかしながら従来の酸素センサーにはこれらの要求
を全て満たすものがなかった。
【０００３】酸素センサー技術については、「Biochemi
cal Instrumentation & Technology」誌（Vol.23,No.6,
1989）の「Sensors for Oxygen Analysis: Paramagneti
c,Electrochemical, Polarographic, and Zirconium Ox
ide Tchnologies 」と題する論文でP.S.メリレイネンが
論じている。それによれば、電気化学的電池とポーラロ
グラフセンサーのいずれも膜を通って拡散する酸素の分
子数に比例する電流を発生する。しかしながら、どちら
のセンサーも、拡散速度が遅いために、酸素消費量を測
定するセンサーとしてはレスポンスが鈍すぎる。しかも
電池の寿命が終りになるにしたがって測定精度が悪化す
る。特に高濃度の酸素にさらされたときはこの傾向が著
しい。また測定精度は、呼吸気内に含まれる炭酸ガス、
水蒸気、麻酔剤によっても左右される。さらに、どちら
のセンサーも大きすぎて被験者に不快感を与えずに被験
者の気道内に設置することができない。常磁性センサー
は酸素の強い感磁性を利用して酸素濃度を決定するもの
である。呼吸気のサンプルと基準気体を均質の磁界内で
混合する。磁石のコイルに流す電流の向きを逆にする
と、両気体の酸素含有量の差に比例した圧力信号が発生
される。このタイプの酸素センサーは、使用される電磁
石のサイズが大きくまた質量も大きいため、被験者の気
道内に設置することができない。
cal Instrumentation & Technology」誌（Vol.23,No.6,
1989）の「Sensors for Oxygen Analysis: Paramagneti
c,Electrochemical, Polarographic, and Zirconium Ox
ide Tchnologies 」と題する論文でP.S.メリレイネンが
論じている。それによれば、電気化学的電池とポーラロ
グラフセンサーのいずれも膜を通って拡散する酸素の分
子数に比例する電流を発生する。しかしながら、どちら
のセンサーも、拡散速度が遅いために、酸素消費量を測
定するセンサーとしてはレスポンスが鈍すぎる。しかも
電池の寿命が終りになるにしたがって測定精度が悪化す
る。特に高濃度の酸素にさらされたときはこの傾向が著
しい。また測定精度は、呼吸気内に含まれる炭酸ガス、
水蒸気、麻酔剤によっても左右される。さらに、どちら
のセンサーも大きすぎて被験者に不快感を与えずに被験
者の気道内に設置することができない。常磁性センサー
は酸素の強い感磁性を利用して酸素濃度を決定するもの
である。呼吸気のサンプルと基準気体を均質の磁界内で
混合する。磁石のコイルに流す電流の向きを逆にする
と、両気体の酸素含有量の差に比例した圧力信号が発生
される。このタイプの酸素センサーは、使用される電磁
石のサイズが大きくまた質量も大きいため、被験者の気
道内に設置することができない。
【０００４】酸化ジルコニウムの酸素センサーは酸化ジ
ルコニウムで形成された固体電解質チューブの両面に多
孔性の白金電極を被せてなるものである。その固体電解
質チューブの、酸素分圧の高い方に接している面が陽極
となり、その面で酸素分子がイオン化されてチューブ壁
を通って陰極に移動する。チューブ壁の両面間に発生す
る電圧はサンプル気体と基準気体の酸素濃度比の対数に
比例する。この酸化ジルコニウムの酸素センサーは 800
℃まで加熱する必要があり、安全上被験者の気道内に設
置する分けには行かない。
ルコニウムで形成された固体電解質チューブの両面に多
孔性の白金電極を被せてなるものである。その固体電解
質チューブの、酸素分圧の高い方に接している面が陽極
となり、その面で酸素分子がイオン化されてチューブ壁
を通って陰極に移動する。チューブ壁の両面間に発生す
る電圧はサンプル気体と基準気体の酸素濃度比の対数に
比例する。この酸化ジルコニウムの酸素センサーは 800
℃まで加熱する必要があり、安全上被験者の気道内に設
置する分けには行かない。
【０００５】マススペクトロメータはイオン化した気体
分子を、その質量対電荷比に応じてスペクトルに展開す
るものであるが、使用するイオン化磁石と真空ポンプの
サイズと質量が大きいため被験者の気道内に設置するこ
とはできない。I.E.ソーダルの「The Medical Mass Spe
ctrometer 」（「Biochemical Instrumentation & Tech
nology」誌Vol.23,No.6,1989）を参照されたい。
分子を、その質量対電荷比に応じてスペクトルに展開す
るものであるが、使用するイオン化磁石と真空ポンプの
サイズと質量が大きいため被験者の気道内に設置するこ
とはできない。I.E.ソーダルの「The Medical Mass Spe
ctrometer 」（「Biochemical Instrumentation & Tech
nology」誌Vol.23,No.6,1989）を参照されたい。
【０００６】ラーマン散乱スペクトロメータは光子と酸
素分子の衝突によって再放出される光子を測定するもの
である。高出力レーザーからの光子は衝突した酸素分子
にエネルギーを奪われ、より低いエネルギー、より低い
周波数で再放出される。酸素ラーマン散乱波長で再放出
される光子の数は存在する酸素分子の数に比例する。こ
のラーマン散乱スペクトロメータも、使用する高出力レ
ーザー、ヒートシンクおよび熱電的に冷却される検出素
子のサイズと質量が大きいため被験者の気道内に設置す
ることはできない。ウエステンスカウ（Westenskow）等
の「Raman Scattering for Respiratory Gas Monitorin
g in the Operating Room: Advantages,Specification
s, and Future Advances」（「Biochemical Instrument
ation &Technology」誌Vol.23,No.6,1989）を参照され
たい。
素分子の衝突によって再放出される光子を測定するもの
である。高出力レーザーからの光子は衝突した酸素分子
にエネルギーを奪われ、より低いエネルギー、より低い
周波数で再放出される。酸素ラーマン散乱波長で再放出
される光子の数は存在する酸素分子の数に比例する。こ
のラーマン散乱スペクトロメータも、使用する高出力レ
ーザー、ヒートシンクおよび熱電的に冷却される検出素
子のサイズと質量が大きいため被験者の気道内に設置す
ることはできない。ウエステンスカウ（Westenskow）等
の「Raman Scattering for Respiratory Gas Monitorin
g in the Operating Room: Advantages,Specification
s, and Future Advances」（「Biochemical Instrument
ation &Technology」誌Vol.23,No.6,1989）を参照され
たい。
【０００７】ビョークランド（Bjorklund ）の米国特許
第 4,297,035号に記載されている周波数変調分光分析
法、およびギャラガー（Gallagher ）の米国特許第 4,7
65,736号に記載されている二重周波数変調分光分析法は
所望の分子種に対する感度を上げる技術である。現在の
センサーでも1200nm未満で波長を連続的に調整し得るレ
ーザーダイオードが得られないために、これらの技術に
は限界がある。クーパー（Cooper）等の「Near-infrare
d diode lasers monitor molecular species」（Laser
Focus World 、1992年11月）を参照されたい。少量のサ
ンプルを通る光路長を長くする技術についても、例え
ば、S.M.チャーニン（Chernin ）の「A NewGeneration
of Multipass System」（SPIE Proc, Vol.12112、199
4、99ページ〜108ページ）に記載がある。
第 4,297,035号に記載されている周波数変調分光分析
法、およびギャラガー（Gallagher ）の米国特許第 4,7
65,736号に記載されている二重周波数変調分光分析法は
所望の分子種に対する感度を上げる技術である。現在の
センサーでも1200nm未満で波長を連続的に調整し得るレ
ーザーダイオードが得られないために、これらの技術に
は限界がある。クーパー（Cooper）等の「Near-infrare
d diode lasers monitor molecular species」（Laser
Focus World 、1992年11月）を参照されたい。少量のサ
ンプルを通る光路長を長くする技術についても、例え
ば、S.M.チャーニン（Chernin ）の「A NewGeneration
of Multipass System」（SPIE Proc, Vol.12112、199
4、99ページ〜108ページ）に記載がある。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】上記のような事情に鑑
みて、本発明は特定の分子種が光吸収共鳴した際に発光
するように調整されたレーザーを提供する分子種分析セ
ンサーを提供することを目的とするものである。そのレ
ーザーからのレーザー光線はその特定の分子種を含むサ
ンプル中を通される。その際吸収される光の量はサンプ
ル中の特定の分子種の濃度に比例する。
みて、本発明は特定の分子種が光吸収共鳴した際に発光
するように調整されたレーザーを提供する分子種分析セ
ンサーを提供することを目的とするものである。そのレ
ーザーからのレーザー光線はその特定の分子種を含むサ
ンプル中を通される。その際吸収される光の量はサンプ
ル中の特定の分子種の濃度に比例する。
【０００９】本発明の他の目的は、酸素消費量の測定に
おいて要求される、精度、大きさ、レスポンスに関する
要求を満たすことができる、垂直キャビテイ表面発光レ
ーザー(VCSEL) を利用した酸素センサーを提供すること
である。
おいて要求される、精度、大きさ、レスポンスに関する
要求を満たすことができる、垂直キャビテイ表面発光レ
ーザー(VCSEL) を利用した酸素センサーを提供すること
である。
【００１０】本発明のさらに他の目的は、従来のレーザ
ーダイオードとは異なり酸素共鳴に連続同調させること
のできる垂直キャビテイ表面発光レーザーないし分布フ
ィードバック(DFB)レーザーを提供することである。
ーダイオードとは異なり酸素共鳴に連続同調させること
のできる垂直キャビテイ表面発光レーザーないし分布フ
ィードバック(DFB)レーザーを提供することである。
【００１１】本発明のさらに他の目的は、酸素消費量、
代謝、心臓血液拍出量を決定するのに適当な精度が±
0.5％のセンサーを提供することである。
代謝、心臓血液拍出量を決定するのに適当な精度が±
0.5％のセンサーを提供することである。
【００１２】本発明のさらに他の目的は、応答時間が50
ｍｓ未満で、呼吸数最大 200回／分までリアルタイムで
酸素波形をとらえることができるセンサーを提供するこ
とである。
ｍｓ未満で、呼吸数最大 200回／分までリアルタイムで
酸素波形をとらえることができるセンサーを提供するこ
とである。
【００１３】本発明のさらに他の目的は、サイズが小さ
く、被験者に不快感を与えたり、検査技師のじゃまにな
ったりせずに気管チューブ内に設置することのできるセ
ンサーを提供することである。
く、被験者に不快感を与えたり、検査技師のじゃまにな
ったりせずに気管チューブ内に設置することのできるセ
ンサーを提供することである。
【００１４】本発明のさらに他の目的は、可動部分のな
いセンサーを提供することである。
いセンサーを提供することである。
【００１５】本発明のさらに他の目的は、被験者への治
療上の装着物を振動させてゆるめたりすることのないセ
ンサーを提供することである。
療上の装着物を振動させてゆるめたりすることのないセ
ンサーを提供することである。
【００１６】本発明のさらに他の目的は、その重要な部
分が呼吸気内に存在する水分、血液、粘液、細菌、ウイ
ルスに接触しないようにしたセンサーを提供することで
ある。
分が呼吸気内に存在する水分、血液、粘液、細菌、ウイ
ルスに接触しないようにしたセンサーを提供することで
ある。
【００１７】本発明のさらに他の目的は、安価で、小型
かつ計量で、被験者に不快感を与えずに被験者の気道内
に設置することができるセンサーを提供することであ
る。
かつ計量で、被験者に不快感を与えずに被験者の気道内
に設置することができるセンサーを提供することであ
る。
【００１８】
【課題を解決するための手段】第１の発明による酸素セ
ンサーは、呼吸酸素を含む第１のサンプルとセンサー機
構からなり、そのセンサー機構が光学的光源を備え、重
さが50ｇ未満であり、応答時間が15秒未満であることを
特徴とするものである。
ンサーは、呼吸酸素を含む第１のサンプルとセンサー機
構からなり、そのセンサー機構が光学的光源を備え、重
さが50ｇ未満であり、応答時間が15秒未満であることを
特徴とするものである。
【００１９】第２の発明による呼吸酸素センサーは、第
１の発光波長の第１の光線を発光する第１のレーザーダ
イオード、その第１の発光波長を酸素の吸収共鳴に同調
させる同調手段、第１の呼吸気サンプル、その第１の呼
吸気サンプルに前記第１の光線を照射する第１の案内手
段、その第１の光線の少なくとも一部を受光して、それ
に応答して信号を発する第１の検出手段、およびその信
号に基づいて、前記第１の呼吸気サンプル中の酸素濃度
を判定する判定手段からなることを特徴とするものであ
る。
１の発光波長の第１の光線を発光する第１のレーザーダ
イオード、その第１の発光波長を酸素の吸収共鳴に同調
させる同調手段、第１の呼吸気サンプル、その第１の呼
吸気サンプルに前記第１の光線を照射する第１の案内手
段、その第１の光線の少なくとも一部を受光して、それ
に応答して信号を発する第１の検出手段、およびその信
号に基づいて、前記第１の呼吸気サンプル中の酸素濃度
を判定する判定手段からなることを特徴とするものであ
る。
【００２０】第３の発明による光学センサーは、 1.2μ
ｍ未満であり連続的に調整することのできる第１の波長
を有するとともに、３ＧＨｚ未満の周波数ライン幅を有
する第１の光線を発する第１の光源、その第１の光源に
電力を供給する第１の電源、前記第１の波長を調整する
第１の調整手段、測定すべき種を含む第１のサンプル、
その第１のサンプルに前記第１の光線を照射する第１の
案内手段、前記第１の光線の少なくとも一部を受光し
て、それに応答して信号を発する検出手段、およびその
信号を判定する判定手段からなることを特徴とするもの
である。
ｍ未満であり連続的に調整することのできる第１の波長
を有するとともに、３ＧＨｚ未満の周波数ライン幅を有
する第１の光線を発する第１の光源、その第１の光源に
電力を供給する第１の電源、前記第１の波長を調整する
第１の調整手段、測定すべき種を含む第１のサンプル、
その第１のサンプルに前記第１の光線を照射する第１の
案内手段、前記第１の光線の少なくとも一部を受光し
て、それに応答して信号を発する検出手段、およびその
信号を判定する判定手段からなることを特徴とするもの
である。
【００２１】
【発明の実施の形態】以下、添付の図面を参照して、本
発明のセンサーを使用して、手術中のあるいは人工呼吸
装置を装着された被験者の呼吸気の酸素濃度を各呼吸毎
に分析する装置について説明する。図面において、同様
な要素には同じ番号が付されている。図３Ａに示すよう
に、人工呼吸装置２０と肺２２の間を酸素濃度を上げた
空気１８が流れやすいように被験者１２の気管１６には
気管チューブ１４が挿入されている。気管チューブ１４
の呼吸回路２６に接続されている側の端部には本発明の
一実施の形態の酸素センサー２４が装着されている。吸
気２８と呼気３０の両方が酸素センサー２４を通過す
る。酸素センサー２４はケーブル３２によって電子制御
回路３４とデイスプレイ装置３５に接続されている。図
３Ｂに拡大して示すように酸素センサー２４は気道アダ
プター３８に装着されたレーザーダイオード３６を備え
ている。レーザーダイオード３６から発光されたレーザ
ー光線４０は気道アダプター３８および呼吸気１８を通
って検出器４２に向かう。レーザー光線４０の総光路長
は２２mmであるのが望ましい。この用途におけるセンサ
ー２４は次のような点で望ましい。(1) 充分小さく、被
験者に不快感を与えたり、検査技師のじゃまになったり
せずに気道チューブ１４に装着することができる。(2)
軽量、例えば、５０ｇ未満である。(3) 被験者１２の気
道をふさがない。(4) 丈夫である。(5) 可動部分を持た
ない。(6) 治療上の装着物を振動させてゆるめることが
ない。(7) 吸気と呼気の酸素濃度差（３ｖｏｌ％未満の
小さな差である）を測定するのに必要な精度を有してい
る。(8) 応答時間が短く（１５秒未満）、吸気と呼気を
ブレスーバイーブレスで測定することができる。
発明のセンサーを使用して、手術中のあるいは人工呼吸
装置を装着された被験者の呼吸気の酸素濃度を各呼吸毎
に分析する装置について説明する。図面において、同様
な要素には同じ番号が付されている。図３Ａに示すよう
に、人工呼吸装置２０と肺２２の間を酸素濃度を上げた
空気１８が流れやすいように被験者１２の気管１６には
気管チューブ１４が挿入されている。気管チューブ１４
の呼吸回路２６に接続されている側の端部には本発明の
一実施の形態の酸素センサー２４が装着されている。吸
気２８と呼気３０の両方が酸素センサー２４を通過す
る。酸素センサー２４はケーブル３２によって電子制御
回路３４とデイスプレイ装置３５に接続されている。図
３Ｂに拡大して示すように酸素センサー２４は気道アダ
プター３８に装着されたレーザーダイオード３６を備え
ている。レーザーダイオード３６から発光されたレーザ
ー光線４０は気道アダプター３８および呼吸気１８を通
って検出器４２に向かう。レーザー光線４０の総光路長
は２２mmであるのが望ましい。この用途におけるセンサ
ー２４は次のような点で望ましい。(1) 充分小さく、被
験者に不快感を与えたり、検査技師のじゃまになったり
せずに気道チューブ１４に装着することができる。(2)
軽量、例えば、５０ｇ未満である。(3) 被験者１２の気
道をふさがない。(4) 丈夫である。(5) 可動部分を持た
ない。(6) 治療上の装着物を振動させてゆるめることが
ない。(7) 吸気と呼気の酸素濃度差（３ｖｏｌ％未満の
小さな差である）を測定するのに必要な精度を有してい
る。(8) 応答時間が短く（１５秒未満）、吸気と呼気を
ブレスーバイーブレスで測定することができる。
【００２２】図４は本発明の他の実施の形態の多重光路
センサー４４を示すものである。センサー４４はケーシ
ング４６内に収容されている。ケーシング４６はセンサ
ー４４を気道アダプター３８の外側に保持するものであ
り、呼吸気の流れを止めることなく取り外すことができ
る。ケーシング４６内の重要な部分は呼吸気内に存在す
る水分、血液、粘液、細菌、ウイルスに接触しない。気
道アダプター３８は被験者１２が変わる度に消毒する
か、廃棄するかする。レーザーダイオード３６から発光
されたレーザー光線４０は呼吸気１８を収容した気道ア
ダプター３８を通って第１のミラー４８に入射し、その
第１のミラー４８に反射されて気道アダプター３８を通
って第２のミラー５０に入射し、さらに、その第２のミ
ラー５０に反射されて気道アダプター３８を通って検出
器４２に入射する。このときのレーザー光線４０の気道
アダプター３８を３回通過する光路長は６６mmであるの
が望ましい。ミラーの数を増やしたり、ヘリオットセル
等の公知の他の構造を使用したりすることによって光路
長を延長することができる。図４では、レーザー光線４
０は呼吸気を３回通過するが、この回数は３回に限られ
るものではなく、多重光路センサー４４は幾重の光路を
有していてもよい。光路を多重にして光路長を長くする
ことによって、センサーの感度を上げることができる。
センサー４４を示すものである。センサー４４はケーシ
ング４６内に収容されている。ケーシング４６はセンサ
ー４４を気道アダプター３８の外側に保持するものであ
り、呼吸気の流れを止めることなく取り外すことができ
る。ケーシング４６内の重要な部分は呼吸気内に存在す
る水分、血液、粘液、細菌、ウイルスに接触しない。気
道アダプター３８は被験者１２が変わる度に消毒する
か、廃棄するかする。レーザーダイオード３６から発光
されたレーザー光線４０は呼吸気１８を収容した気道ア
ダプター３８を通って第１のミラー４８に入射し、その
第１のミラー４８に反射されて気道アダプター３８を通
って第２のミラー５０に入射し、さらに、その第２のミ
ラー５０に反射されて気道アダプター３８を通って検出
器４２に入射する。このときのレーザー光線４０の気道
アダプター３８を３回通過する光路長は６６mmであるの
が望ましい。ミラーの数を増やしたり、ヘリオットセル
等の公知の他の構造を使用したりすることによって光路
長を延長することができる。図４では、レーザー光線４
０は呼吸気を３回通過するが、この回数は３回に限られ
るものではなく、多重光路センサー４４は幾重の光路を
有していてもよい。光路を多重にして光路長を長くする
ことによって、センサーの感度を上げることができる。
【００２３】図５は本発明のさらに他の実施の形態のオ
プテイカルファイバーで接続されたセンサー５２を示す
ものである。レーザーダイオード３６は往路オプテイカ
ルファイバー５４に接続されており、レーザー光線４０
はこの往路オプテイカルファイバー５４から射出され
る。射出されたレーザー光線４０は気道アダプター３８
および呼吸気１８を通過して、復路オプテイカルファイ
バー５６に入り、その復路オプテイカルファイバー５６
に接続された検出器４２に入射する。この実施の形態の
長所は軽量であることと、能動部分が、被験者１２から
離れたリモートケーシング５８内に収容されているため
に信頼性が高いことである。このリモートケーシング５
８を図３に示すコントロールボックス３４内に格納して
もよい。
プテイカルファイバーで接続されたセンサー５２を示す
ものである。レーザーダイオード３６は往路オプテイカ
ルファイバー５４に接続されており、レーザー光線４０
はこの往路オプテイカルファイバー５４から射出され
る。射出されたレーザー光線４０は気道アダプター３８
および呼吸気１８を通過して、復路オプテイカルファイ
バー５６に入り、その復路オプテイカルファイバー５６
に接続された検出器４２に入射する。この実施の形態の
長所は軽量であることと、能動部分が、被験者１２から
離れたリモートケーシング５８内に収容されているため
に信頼性が高いことである。このリモートケーシング５
８を図３に示すコントロールボックス３４内に格納して
もよい。
【００２４】図６はセンサーシステム６０のブロック図
である。レーザーダイオード６２はライトガイド６４に
取り付けられており、レーザーダイオード６２から発光
されたレーザー光線６６はライトガイド６４に導かれ
て、測定すべき分子種を含むサンプル６８、例えば、呼
吸酸素内を通される。サンプル６８はどのような状態に
あってもよい。すなわち、液体でも、固体でも、気体で
もよい。レーザー光線６６はサンプル６８を通過して、
ライトガイド７０に入る。ライトガイド７０は測定すべ
き分子種によって吸収されなかった光を検出器７２に入
射させる。一般に、吸収が均一な分子種を透過する透過
光は周知の次式で与えられる。
である。レーザーダイオード６２はライトガイド６４に
取り付けられており、レーザーダイオード６２から発光
されたレーザー光線６６はライトガイド６４に導かれ
て、測定すべき分子種を含むサンプル６８、例えば、呼
吸酸素内を通される。サンプル６８はどのような状態に
あってもよい。すなわち、液体でも、固体でも、気体で
もよい。レーザー光線６６はサンプル６８を通過して、
ライトガイド７０に入る。ライトガイド７０は測定すべ
き分子種によって吸収されなかった光を検出器７２に入
射させる。一般に、吸収が均一な分子種を透過する透過
光は周知の次式で与えられる。
【００２５】Ｔ＝ｅ-αL ここでαはその種の吸光率、Ｌは伝播距離である。積α
Ｌが小さければ近似的にＴ＝１−αＬとすることができ
る。これが、吸光率に対してリニアである検出器出力に
帰結する。ほとんどの場合、吸光率は測定すべき種の濃
度に比例する。検出器の出力はアンプ７４によって増幅
されて、例えば、コンピュータ７６による表示やＡ／Ｄ
変換に適したレベルにされる。コンピュータ７６はアン
プ７４からの信号の判定に使用してもよい。酸素消費量
の変化を連続的に把握するために、コンピュータ７６は
この判定を少なくとも１分間に２０回するのが望まし
い。所定の下限値より大きい信号が発生しない場合は光
路が閉塞していると考えられ、例えば、アラーム７７に
よってセンサーが故障していることを知らせるようにし
てもよい。これは図３Ｂ、図４、図５に示すような気道
内酸素センサーの場合に重要である。この場合には、唾
液、血液、粘液、凝縮した水などが光路をふさぐと光の
吸収が大きくなり、実際には酸素が存在しないのに高レ
ベルの酸素が存在するような測定結果になってしまうこ
とがあるからである。波形発生器７８の勾配および周波
数は波形制御器８０に入力される。波形制御器８０は抵
抗、熱電冷却機等種々の公知の素子とすることができ
る。波形制御器８０は測定すべき分子種の吸収共鳴によ
ってレーザー光線の波長を変える。電源８２は、波長作
成用の無線周波数変調、周波数変調分光、２重周波数変
調分光等の適当な特性でレーザーダイオード６２を駆動
する。本実施の形態では、レーザー光線６６は連続的に
調整できる 1.2μｍ未満の波長と３ＧＨｚ未満の周波数
ライン幅を有している。
Ｌが小さければ近似的にＴ＝１−αＬとすることができ
る。これが、吸光率に対してリニアである検出器出力に
帰結する。ほとんどの場合、吸光率は測定すべき種の濃
度に比例する。検出器の出力はアンプ７４によって増幅
されて、例えば、コンピュータ７６による表示やＡ／Ｄ
変換に適したレベルにされる。コンピュータ７６はアン
プ７４からの信号の判定に使用してもよい。酸素消費量
の変化を連続的に把握するために、コンピュータ７６は
この判定を少なくとも１分間に２０回するのが望まし
い。所定の下限値より大きい信号が発生しない場合は光
路が閉塞していると考えられ、例えば、アラーム７７に
よってセンサーが故障していることを知らせるようにし
てもよい。これは図３Ｂ、図４、図５に示すような気道
内酸素センサーの場合に重要である。この場合には、唾
液、血液、粘液、凝縮した水などが光路をふさぐと光の
吸収が大きくなり、実際には酸素が存在しないのに高レ
ベルの酸素が存在するような測定結果になってしまうこ
とがあるからである。波形発生器７８の勾配および周波
数は波形制御器８０に入力される。波形制御器８０は抵
抗、熱電冷却機等種々の公知の素子とすることができ
る。波形制御器８０は測定すべき分子種の吸収共鳴によ
ってレーザー光線の波長を変える。電源８２は、波長作
成用の無線周波数変調、周波数変調分光、２重周波数変
調分光等の適当な特性でレーザーダイオード６２を駆動
する。本実施の形態では、レーザー光線６６は連続的に
調整できる 1.2μｍ未満の波長と３ＧＨｚ未満の周波数
ライン幅を有している。
【００２６】図７は２重光路、２検出器のセンサーシス
テム８４を示す。レーザーダイオード８６から発光され
たレーザー光線８８はビームスプリッタ９０によって透
過光９２と反射光１０２に分割される。透過光９２は、
未知の量の測定分子種を収容したサンプル室９４を通さ
れる。サンプル室９４を透過したサンプル光９５の量を
検出器９６が測定し、検出器９６はサンプル出力９８を
プロセサー１００に入力する。反射光１０２はミラー１
０４に反射されて、既知の量の測定分子種を収容した較
正サンプル室１０６を通される。較正サンプル室１０６
を透過した較正光１０７の量を検出器１０８が測定し、
検出器１０８は較正出力１１０をプロセサー１００に入
力する。サンプル室９４と較正サンプル室１０６内の分
子種に吸収された光の量が少ないときには、サンプル室
９４内の測定分子種の量はサンプル出力９８を較正出力
１１０で除して、得られる値に較正サンプル室１０６内
の測定分子種の量（既知）を乗じた値にほぼ等しくなる
ことがある。２重光路、２検出器のセンサーシステム８
４の長所は既知の量の測定分子種に吸収された光量によ
ってセンサーシステム８４を較正することができる点に
ある。サンプル光９５と較正光１０７の両方を単一の検
出器に入射させるようにすることもできる。このときに
は、サンプル光９５と較正光１０７の両方が一度にその
単一の検出器に入射しないようにするための、機械的、
電気光学的等の何らかの手段をもうけるのが望ましい。
テム８４を示す。レーザーダイオード８６から発光され
たレーザー光線８８はビームスプリッタ９０によって透
過光９２と反射光１０２に分割される。透過光９２は、
未知の量の測定分子種を収容したサンプル室９４を通さ
れる。サンプル室９４を透過したサンプル光９５の量を
検出器９６が測定し、検出器９６はサンプル出力９８を
プロセサー１００に入力する。反射光１０２はミラー１
０４に反射されて、既知の量の測定分子種を収容した較
正サンプル室１０６を通される。較正サンプル室１０６
を透過した較正光１０７の量を検出器１０８が測定し、
検出器１０８は較正出力１１０をプロセサー１００に入
力する。サンプル室９４と較正サンプル室１０６内の分
子種に吸収された光の量が少ないときには、サンプル室
９４内の測定分子種の量はサンプル出力９８を較正出力
１１０で除して、得られる値に較正サンプル室１０６内
の測定分子種の量（既知）を乗じた値にほぼ等しくなる
ことがある。２重光路、２検出器のセンサーシステム８
４の長所は既知の量の測定分子種に吸収された光量によ
ってセンサーシステム８４を較正することができる点に
ある。サンプル光９５と較正光１０７の両方を単一の検
出器に入射させるようにすることもできる。このときに
は、サンプル光９５と較正光１０７の両方が一度にその
単一の検出器に入射しないようにするための、機械的、
電気光学的等の何らかの手段をもうけるのが望ましい。
【００２７】図８Ａは多重光路センサー１１２を示して
いる。この多重センサー１１２はレーザーパッケージ１
１４、検出器パッケージ１１６、逆反射体１１８および
サンプル室１２０を備えている。レーザーパッケージ１
１４はレーザー光線１２４を発光するレーザー１２２、
ハウジング１２８で所定位置に保持された、レーザー光
線１２４を平行化するコリメータレンズ１２６および電
気接点ピン１３０からなっている。レーザー電源１３２
をレーザー１２２と一緒にレーザーパッケージ１１４内
に配してもよい。図８Ａではコリメータレンズ１２６に
よる光線の平行化を示すために、レーザー光線１２４を
最初は３本の光線で示しているが、第１の逆反射体１１
８で反射された後はレーザー光線１２４の光路がわかり
やすいように中央の光線のみを示している。この図８Ａ
に示す光線は単に例であって、レーザー光線１２４中の
光線を何本使用しても差し支えない。複数の逆反射体１
１８を第１の逆反射体１１８のように一体化して使用し
てもよい。逆反射体１１８は例えば媒体１３６に金属皮
膜１３４を施した外面反射型のものとしてもよい。媒体
１３６は、例えば、丈夫で、安価かつ軽量のプラスチッ
ク成形体で差し支えない。また逆反射体１１８’のよう
に内部反射型のものを使用してもよい。この逆反射体１
１８’もプラスチックやガラスの成形体で差し支えな
い。また複数の内部反射型の逆反射体１１８’一体化し
て使用してもよい。外面反射型の逆反射体１１８と内部
反射型の逆反射体１１８’をどのように組み合わせても
差し支えない。検出器パッケージ１１６はレーザーパッ
ケージ１１４に類似しており、検出器１３８、ハウジン
グ１４２に保持されたレンズ１４０および電気的接続を
とるための接点ピン１４４からなっている。アンプ等の
他の電子部品１４５を検出器１３８と一緒に検出器パッ
ケージ１１６内に配してもよい。本実施の形態では、図
８Ａに示すようにレーザー光線１２４はサンプル室１２
０を４回通過するが、この回数は何回でもよい。図示し
てないが、レーザーパッケージ１１４、検出器パッケー
ジ１１６、逆反射体１１８の全部を一緒に組み付けて単
一のユニットとすることもできるし、その内のいくつか
を一緒に組み付けてユニットとすることもできる。
いる。この多重センサー１１２はレーザーパッケージ１
１４、検出器パッケージ１１６、逆反射体１１８および
サンプル室１２０を備えている。レーザーパッケージ１
１４はレーザー光線１２４を発光するレーザー１２２、
ハウジング１２８で所定位置に保持された、レーザー光
線１２４を平行化するコリメータレンズ１２６および電
気接点ピン１３０からなっている。レーザー電源１３２
をレーザー１２２と一緒にレーザーパッケージ１１４内
に配してもよい。図８Ａではコリメータレンズ１２６に
よる光線の平行化を示すために、レーザー光線１２４を
最初は３本の光線で示しているが、第１の逆反射体１１
８で反射された後はレーザー光線１２４の光路がわかり
やすいように中央の光線のみを示している。この図８Ａ
に示す光線は単に例であって、レーザー光線１２４中の
光線を何本使用しても差し支えない。複数の逆反射体１
１８を第１の逆反射体１１８のように一体化して使用し
てもよい。逆反射体１１８は例えば媒体１３６に金属皮
膜１３４を施した外面反射型のものとしてもよい。媒体
１３６は、例えば、丈夫で、安価かつ軽量のプラスチッ
ク成形体で差し支えない。また逆反射体１１８’のよう
に内部反射型のものを使用してもよい。この逆反射体１
１８’もプラスチックやガラスの成形体で差し支えな
い。また複数の内部反射型の逆反射体１１８’一体化し
て使用してもよい。外面反射型の逆反射体１１８と内部
反射型の逆反射体１１８’をどのように組み合わせても
差し支えない。検出器パッケージ１１６はレーザーパッ
ケージ１１４に類似しており、検出器１３８、ハウジン
グ１４２に保持されたレンズ１４０および電気的接続を
とるための接点ピン１４４からなっている。アンプ等の
他の電子部品１４５を検出器１３８と一緒に検出器パッ
ケージ１１６内に配してもよい。本実施の形態では、図
８Ａに示すようにレーザー光線１２４はサンプル室１２
０を４回通過するが、この回数は何回でもよい。図示し
てないが、レーザーパッケージ１１４、検出器パッケー
ジ１１６、逆反射体１１８の全部を一緒に組み付けて単
一のユニットとすることもできるし、その内のいくつか
を一緒に組み付けてユニットとすることもできる。
【００２８】周知のように逆反射体を使用すると従来の
ようにミラーを使用するのに比べて、反射後の光線１２
４の角度が逆反射体１１８の角度位置（１４６）の影響
を受けにくくなり有利である。言い換えれば、逆反射体
１１８あるいは１１８’からの反射光は入射光と平行に
逆方向に進む。この特性は正確に直角な頂点１４８を有
する逆反射体１１８、１１８’によるものである。もし
頂点１４８の角度が直角からわずかにずれていると、反
射光は入射光に対してわずかに角度をなすが、それでも
なお逆反射体１１８の角度位置（１４６）に対してはか
なり鈍感である。逆反射体１１８、１１８’での反射後
の光線１２４の横方向への変位は頂点１４８からの光線
１２４の横方向への変位の２倍である。逆反射体１１
８、１１８’は図８Ａに示すように２次元的なものでよ
い。この場合には逆反射体１１８、１１８’は、いわば
箱の稜のような形になる。また逆反射体１１８、１１
８’は３次元的なものでもよい。この場合には逆反射体
１１８、１１８’は、いわば立方体の角のような形にな
り、「コーナーキューブ」と呼ばれることが多い。
ようにミラーを使用するのに比べて、反射後の光線１２
４の角度が逆反射体１１８の角度位置（１４６）の影響
を受けにくくなり有利である。言い換えれば、逆反射体
１１８あるいは１１８’からの反射光は入射光と平行に
逆方向に進む。この特性は正確に直角な頂点１４８を有
する逆反射体１１８、１１８’によるものである。もし
頂点１４８の角度が直角からわずかにずれていると、反
射光は入射光に対してわずかに角度をなすが、それでも
なお逆反射体１１８の角度位置（１４６）に対してはか
なり鈍感である。逆反射体１１８、１１８’での反射後
の光線１２４の横方向への変位は頂点１４８からの光線
１２４の横方向への変位の２倍である。逆反射体１１
８、１１８’は図８Ａに示すように２次元的なものでよ
い。この場合には逆反射体１１８、１１８’は、いわば
箱の稜のような形になる。また逆反射体１１８、１１
８’は３次元的なものでもよい。この場合には逆反射体
１１８、１１８’は、いわば立方体の角のような形にな
り、「コーナーキューブ」と呼ばれることが多い。
【００２９】図８Ｂは他の実施の形態の多重光路センサ
ー１５４を示している。この多重光路センサー１５４も
逆反射体１１８ないし１１８’とサンプル室１２０を備
えている。パッケージ１５６はレーザー光線１６０を発
光するレーザー１５８と戻ってくる光線１６４を受光す
る検出器１６２の両方を収納している。パッケージ１５
６は出射レーザー光線１６０用のレンズ１６６と戻って
くる光線１６４用のレンズ１６８をも保持しているのが
望ましい。出射レーザー光線１６０は図８Ａにおける場
合と同様に反射されてサンプル室１２０を複数回通過す
る。但し、本実施の形態の多重光路センサー１５４にお
いては戻ってくる光線１６４がレンズ１６８を通るよう
に光線１６４を横方向に変位させる。レンズ１６８は入
射した光線１６４を検出器１６２上に収束させる。上述
のように。逆反射体１１８、１１８’、１７０は一体的
に形成してもよい。本実施の形態の多重光路センサー１
５４は前述の実施の形態の多重光路センサー１１２に比
べてオプトエレクトロニックパッケージが一つしかない
という点と、サンプル室１２０を光線が通過する回数が
２倍である点で有利である。パッケージ１５６にはドラ
イバー、アンプ等の他の電子回路（図示せず）も収容し
てもよい。パッケージ１５６には２個のレンズ１６６、
１６８が保持されているが、レンズを１個にして同じ機
能を果たすようにすることもできる。この場合には、逆
反射体１１８、１７０の少なくとも一つは戻ってくる光
線１６４がレーザー１５８上ではなくて検出器１６２上
に収束するように、直角とわずかに異なる頂角を有する
必要がある。図８Ａ、８Ｂに示す構成のいずれも逆反射
体、ミラー、格子等の種々の反射素子のどのような組み
合わせによって形成しても差し支えないが、逆反射体を
使用するのが望ましい。
ー１５４を示している。この多重光路センサー１５４も
逆反射体１１８ないし１１８’とサンプル室１２０を備
えている。パッケージ１５６はレーザー光線１６０を発
光するレーザー１５８と戻ってくる光線１６４を受光す
る検出器１６２の両方を収納している。パッケージ１５
６は出射レーザー光線１６０用のレンズ１６６と戻って
くる光線１６４用のレンズ１６８をも保持しているのが
望ましい。出射レーザー光線１６０は図８Ａにおける場
合と同様に反射されてサンプル室１２０を複数回通過す
る。但し、本実施の形態の多重光路センサー１５４にお
いては戻ってくる光線１６４がレンズ１６８を通るよう
に光線１６４を横方向に変位させる。レンズ１６８は入
射した光線１６４を検出器１６２上に収束させる。上述
のように。逆反射体１１８、１１８’、１７０は一体的
に形成してもよい。本実施の形態の多重光路センサー１
５４は前述の実施の形態の多重光路センサー１１２に比
べてオプトエレクトロニックパッケージが一つしかない
という点と、サンプル室１２０を光線が通過する回数が
２倍である点で有利である。パッケージ１５６にはドラ
イバー、アンプ等の他の電子回路（図示せず）も収容し
てもよい。パッケージ１５６には２個のレンズ１６６、
１６８が保持されているが、レンズを１個にして同じ機
能を果たすようにすることもできる。この場合には、逆
反射体１１８、１７０の少なくとも一つは戻ってくる光
線１６４がレーザー１５８上ではなくて検出器１６２上
に収束するように、直角とわずかに異なる頂角を有する
必要がある。図８Ａ、８Ｂに示す構成のいずれも逆反射
体、ミラー、格子等の種々の反射素子のどのような組み
合わせによって形成しても差し支えないが、逆反射体を
使用するのが望ましい。
【００３０】図９には複数のレーザーを収容したチップ
１７４が示されている。レーザー１７６、１７８はそれ
ぞれ独立に作動する。両者は本質的に同じ波長の光を発
光してもよいし、本質的に異なる波長の光を発光しても
よい。各レーザーは電気的接続をとるための別々のボン
デイングパッドを備えている。ＶＣＳＥＬ技術に通じて
いる者には明らかなように、作り方によっては複数のＶ
ＣＳＥＬが同一のチップ１７４上で同一の波長を発振す
るようにも異なる波長を発振するようにもすることがで
きる。同様に、作り方によっては複数の分布フィードバ
ック（ＤＦＢ）レーザーが同一のチップ１７４上で同一
の波長を発振するようにも異なる波長を発振するように
もすることができる。両レーザー１７６、１７８の発振
波長が公称同じであるなら、一方のレーザー例えばレー
ザー１７６が故障したときには他方のレーザー１７８を
バックアップに使用することができる。レーザー１７
６、１７８の発振波長が本質的に異なるときには、発振
波長が所望の波長、すなわち、酸素吸収共鳴が最大とな
る波長、に近い方のレーザーのみを選択的に使用するこ
とができる。７６０から７６４ｎｍの波長領域での酸素
共鳴１０は図１に示すようである。ロスマン（Rothman
）等の「The HITRUN database: 1986 edition」（Appl
ied Optics, 26, 1987）を参照されたい。図１に示すよ
うに７６０ｎｍ領域での酸素吸収は約５ｎｍ幅にわたっ
て発生する。単一のウエーハでのレーザー波長の変動は
通常５ｎｍより大きいので、各チップ１７４が１個のレ
ーザーしか備えていない場合にはほとんどのウエーハは
むだになる。発振波長の異なる二つのレーザーを備えて
いる場合には、少なくとも一方の発振波長が許容範囲に
収まる確率が高くなり、チップ１７４の得率が高くな
る。チップの寸法およびレーザー間の間隔は極めて小さ
くてよく、図９に示す寸法よりも小さくてもよい。した
がって、レーザー１７６、１７８の少なくとも一方をほ
ぼ７６１ｎｍに合わせるのが望ましい。
１７４が示されている。レーザー１７６、１７８はそれ
ぞれ独立に作動する。両者は本質的に同じ波長の光を発
光してもよいし、本質的に異なる波長の光を発光しても
よい。各レーザーは電気的接続をとるための別々のボン
デイングパッドを備えている。ＶＣＳＥＬ技術に通じて
いる者には明らかなように、作り方によっては複数のＶ
ＣＳＥＬが同一のチップ１７４上で同一の波長を発振す
るようにも異なる波長を発振するようにもすることがで
きる。同様に、作り方によっては複数の分布フィードバ
ック（ＤＦＢ）レーザーが同一のチップ１７４上で同一
の波長を発振するようにも異なる波長を発振するように
もすることができる。両レーザー１７６、１７８の発振
波長が公称同じであるなら、一方のレーザー例えばレー
ザー１７６が故障したときには他方のレーザー１７８を
バックアップに使用することができる。レーザー１７
６、１７８の発振波長が本質的に異なるときには、発振
波長が所望の波長、すなわち、酸素吸収共鳴が最大とな
る波長、に近い方のレーザーのみを選択的に使用するこ
とができる。７６０から７６４ｎｍの波長領域での酸素
共鳴１０は図１に示すようである。ロスマン（Rothman
）等の「The HITRUN database: 1986 edition」（Appl
ied Optics, 26, 1987）を参照されたい。図１に示すよ
うに７６０ｎｍ領域での酸素吸収は約５ｎｍ幅にわたっ
て発生する。単一のウエーハでのレーザー波長の変動は
通常５ｎｍより大きいので、各チップ１７４が１個のレ
ーザーしか備えていない場合にはほとんどのウエーハは
むだになる。発振波長の異なる二つのレーザーを備えて
いる場合には、少なくとも一方の発振波長が許容範囲に
収まる確率が高くなり、チップ１７４の得率が高くな
る。チップの寸法およびレーザー間の間隔は極めて小さ
くてよく、図９に示す寸法よりも小さくてもよい。した
がって、レーザー１７６、１７８の少なくとも一方をほ
ぼ７６１ｎｍに合わせるのが望ましい。
【００３１】発明者の一人であるオルブライトによれ
ば、ＶＣＳＥＬは６５ＭＨｚライン幅で単一キャビテイ
ー共鳴を起こす。オルブライト（Olbright）等の「Line
width,Tunability, and VHF Millimeter Wave Frequenc
y Synthesis of Vertical-Cavity GaAs Quantum-Well S
urface-Emitting Laser Diode Arrays, 」（IEEE Photo
n Tech Lett., Vol.3, No.779、1991）を参照された
い。ＶＣＳＥＬの狭いライン幅は１ＧＨｚ幅の酸素吸収
ライン幅よりはるかに小さい。ＶＣＳＥＬの発振波長
は、図２に示すようにレーザーダイオードの温度を変え
ることによって、酸素の吸収共鳴あるいは測定すべき特
定の分子種の共鳴に合わせられる。
ば、ＶＣＳＥＬは６５ＭＨｚライン幅で単一キャビテイ
ー共鳴を起こす。オルブライト（Olbright）等の「Line
width,Tunability, and VHF Millimeter Wave Frequenc
y Synthesis of Vertical-Cavity GaAs Quantum-Well S
urface-Emitting Laser Diode Arrays, 」（IEEE Photo
n Tech Lett., Vol.3, No.779、1991）を参照された
い。ＶＣＳＥＬの狭いライン幅は１ＧＨｚ幅の酸素吸収
ライン幅よりはるかに小さい。ＶＣＳＥＬの発振波長
は、図２に示すようにレーザーダイオードの温度を変え
ることによって、酸素の吸収共鳴あるいは測定すべき特
定の分子種の共鳴に合わせられる。
【００３２】ＶＣＳＥＬとは異なり、１２００ｎｍ未満
の発振波長のエッジ発振(edge-emitting) 半導体レーザ
ーダイオードの場合は、温度や電流を変化させたときに
波長の変化が不連続となり、したがって連続的に調整さ
せることができない。酸素等の特定の測定分子種の吸収
共鳴に、ＶＣＳＥＬを同調させると、光が吸収されて、
サンプルを透過した光を受光する検出器の出力電圧が変
化する。測定分子種によって吸収される光量が小さい場
合には、その電圧変化はその分子種の濃度にほぼ比例す
る。レーザーの波長がその分子種の吸収共鳴波長から外
れると、検出器の出力電圧はその分子種による吸収以外
の全てのことを原因とする光の損失に比例するようにな
る。この非共鳴電圧は結露、粘液、血液等によって引き
起こされる、光路内の吸収の変化を検出する際の基準と
なる。
の発振波長のエッジ発振(edge-emitting) 半導体レーザ
ーダイオードの場合は、温度や電流を変化させたときに
波長の変化が不連続となり、したがって連続的に調整さ
せることができない。酸素等の特定の測定分子種の吸収
共鳴に、ＶＣＳＥＬを同調させると、光が吸収されて、
サンプルを透過した光を受光する検出器の出力電圧が変
化する。測定分子種によって吸収される光量が小さい場
合には、その電圧変化はその分子種の濃度にほぼ比例す
る。レーザーの波長がその分子種の吸収共鳴波長から外
れると、検出器の出力電圧はその分子種による吸収以外
の全てのことを原因とする光の損失に比例するようにな
る。この非共鳴電圧は結露、粘液、血液等によって引き
起こされる、光路内の吸収の変化を検出する際の基準と
なる。
【００３３】図１０Ａは従来のセンサーにおける波長と
時間の関係を示し、図１０Ｂ、１０Ｃは上述の全ての実
施の形態のセンサーにおける波長と時間の関係を示すも
のである。図１０Ａ（グラフ１８２）に示すように従来
の同調曲線では、レーザー波長は一つの吸収共鳴を充分
にカバーするような幅を持って直線的に増減している。
吸収共鳴は図１におけるスパイクの一つに似ている。し
かしながら、最も有用なデータは波長が測定分子種の最
大吸収に同調したときに得られる。次に有用なデータは
測定分子種の吸収が公称０になったときに得られる。図
１０Ｂ（グラフ１８４）はより望ましい同調曲線を示し
ている。この同調曲線では一つ以上の吸収共鳴をカバー
する広い走査１８６が最初になされる。図３Ａに示す電
子制御回路３４はレーザー光線の最大吸収と最小吸収
を、その最大吸収と最小吸収をもたらしたレーザーへの
同調信号と関連づける。そのレーザーの調整手段は、そ
のレーザーを最大吸収に対応する波長１８８でほとんど
の時間発振し、吸収がほとんど０である部分に対応する
波長１９０で短い時間発振し、中間波長でより短い時間
発振するように制御する。広い走査１８６は同調手段を
再較正するのに必要に応じて繰り返し行ってもよい。セ
ンサーのＳ／Ｎ比は図１０Ｂに示す同調手順と同様な手
順で大きくすることできる。グラフ１８４に対応する信
号ー時間曲線が図１０Ｃ（グラフ１９２）に示されてい
る。図１０Ｃではサンプルを通過する光信号が時間に対
してプロットされている。広い走査１８６の間に、例え
ば、図１に示す二つの吸収共鳴に対応する二つの吸収共
鳴が検出される。電子制御回路３４は吸収共鳴１９６を
より強い共鳴として選択し、それに伴い図１０Ｂの波長
１８８を吸収分子種を測定するのに選択し、波長１９０
を吸収分子種による吸収が無い（あるいは最小）ときの
系の透過率を測定するのに選択する。他の同様な方法で
波長を吸収共鳴に同調させてもよい。例えば、ゴールド
スタイン（Goldstein ）等の「Measurement of molecul
ar concentrations and line parameters using line-l
ocked second hermonic spectroscopy with an AlGaAs
diode laser」(Applied Optics, Vol.31, No.18, pp. 3
409〜3415、1992）記載されているように、ロックイン
アンプからの第３高調波信号を使用してもよい。その論
文によれば、ロックインアンプからの第２高調波信号を
使用して誘導型のスペクトルを得ることができ、本発明
のセンサーを操作するのにそれを使用することができ
る。
時間の関係を示し、図１０Ｂ、１０Ｃは上述の全ての実
施の形態のセンサーにおける波長と時間の関係を示すも
のである。図１０Ａ（グラフ１８２）に示すように従来
の同調曲線では、レーザー波長は一つの吸収共鳴を充分
にカバーするような幅を持って直線的に増減している。
吸収共鳴は図１におけるスパイクの一つに似ている。し
かしながら、最も有用なデータは波長が測定分子種の最
大吸収に同調したときに得られる。次に有用なデータは
測定分子種の吸収が公称０になったときに得られる。図
１０Ｂ（グラフ１８４）はより望ましい同調曲線を示し
ている。この同調曲線では一つ以上の吸収共鳴をカバー
する広い走査１８６が最初になされる。図３Ａに示す電
子制御回路３４はレーザー光線の最大吸収と最小吸収
を、その最大吸収と最小吸収をもたらしたレーザーへの
同調信号と関連づける。そのレーザーの調整手段は、そ
のレーザーを最大吸収に対応する波長１８８でほとんど
の時間発振し、吸収がほとんど０である部分に対応する
波長１９０で短い時間発振し、中間波長でより短い時間
発振するように制御する。広い走査１８６は同調手段を
再較正するのに必要に応じて繰り返し行ってもよい。セ
ンサーのＳ／Ｎ比は図１０Ｂに示す同調手順と同様な手
順で大きくすることできる。グラフ１８４に対応する信
号ー時間曲線が図１０Ｃ（グラフ１９２）に示されてい
る。図１０Ｃではサンプルを通過する光信号が時間に対
してプロットされている。広い走査１８６の間に、例え
ば、図１に示す二つの吸収共鳴に対応する二つの吸収共
鳴が検出される。電子制御回路３４は吸収共鳴１９６を
より強い共鳴として選択し、それに伴い図１０Ｂの波長
１８８を吸収分子種を測定するのに選択し、波長１９０
を吸収分子種による吸収が無い（あるいは最小）ときの
系の透過率を測定するのに選択する。他の同様な方法で
波長を吸収共鳴に同調させてもよい。例えば、ゴールド
スタイン（Goldstein ）等の「Measurement of molecul
ar concentrations and line parameters using line-l
ocked second hermonic spectroscopy with an AlGaAs
diode laser」(Applied Optics, Vol.31, No.18, pp. 3
409〜3415、1992）記載されているように、ロックイン
アンプからの第３高調波信号を使用してもよい。その論
文によれば、ロックインアンプからの第２高調波信号を
使用して誘導型のスペクトルを得ることができ、本発明
のセンサーを操作するのにそれを使用することができ
る。
【００３４】１２０ｎｍより長い波長で発振する、連続
調整可能なレーザーダイオードは分布フィードバック
（ＤＦＢ）レーザーとして知られている。将来におい
て、より短い波長で発振するＤＦＢレーザーの製造が可
能になれば、そのようなレーザーを本発明に使用するこ
ともできる。また本発明のセンサーはどのような呼吸
気、例えば、炭酸ガス、を測定するのにも使用すること
ができる。したがって、炭酸ガス濃度と酸素濃度の両方
を測定して、代謝を測定するようにしてもよい。
調整可能なレーザーダイオードは分布フィードバック
（ＤＦＢ）レーザーとして知られている。将来におい
て、より短い波長で発振するＤＦＢレーザーの製造が可
能になれば、そのようなレーザーを本発明に使用するこ
ともできる。また本発明のセンサーはどのような呼吸
気、例えば、炭酸ガス、を測定するのにも使用すること
ができる。したがって、炭酸ガス濃度と酸素濃度の両方
を測定して、代謝を測定するようにしてもよい。
【図１】７６０ｎｍ波長領域における従来技術の酸素吸
収スペクトルを示すグラフ
収スペクトルを示すグラフ
【図２】ＶＣＳＥＬの温度と波長の関係を示すグラフ
【図３】本発明の一実施の形態のセンサーをしようし
た、呼吸における酸素消費量測定を説明する図（図３
Ａ）および図３Ａのセンサーの拡大図（図３Ｂ）
た、呼吸における酸素消費量測定を説明する図（図３
Ａ）および図３Ａのセンサーの拡大図（図３Ｂ）
【図４】本発明の他の実施の形態の多重光路酸素センサ
ーの断面図
ーの断面図
【図５】本発明の更に他の実施の形態の、被験者から離
れた位置にレーザーダイオードを有するセンサーの平面
図
れた位置にレーザーダイオードを有するセンサーの平面
図
【図６】本発明のセンサーを使用した装置のブロック図
【図７】２重光路、２検出器の検出器較正チャンネルを
備えた酸素センサーを使用した装置のブロック図
備えた酸素センサーを使用した装置のブロック図
【図８】別々に保持されたＶＣＳＥＬと検出器を備えた
多重光路酸素センサーを有する装置のブロック図（図８
Ａ）およびＶＣＳＥＬと検出器を同じパッケージに収容
した多重光路酸素センサーを有する装置のブロック図
（図８Ｂ）
多重光路酸素センサーを有する装置のブロック図（図８
Ａ）およびＶＣＳＥＬと検出器を同じパッケージに収容
した多重光路酸素センサーを有する装置のブロック図
（図８Ｂ）
【図９】単一のチップ上に設けられたレーザーアレイの
平面図
平面図
【図１０】従来技術の信号ー時間特性、すなわち波長同
調特性を示すグラフ（図１０Ａ）、望ましい信号ー時間
特性、すなわち望ましい波長同調特性を示すグラフ（図
１０Ｂ）および図１０Ｂの望ましい波長同調特性の場合
のサンプルを通過する光と時間の関係を示すグラフ（図
１０Ｃ）
調特性を示すグラフ（図１０Ａ）、望ましい信号ー時間
特性、すなわち望ましい波長同調特性を示すグラフ（図
１０Ｂ）および図１０Ｂの望ましい波長同調特性の場合
のサンプルを通過する光と時間の関係を示すグラフ（図
１０Ｃ）
１２ 被験者 １４ 気管チューブ １６ 気管 ２４ センサー ２８ 吸気 ３０ 呼気 ３４ 電子制御回路 ３６ レーザーダイオード ３８ 気道アダプター ４０ レーザー光線 ４２ 検出器 ４４ 多重光路センサー ４６ ケーシング ４８、５０ ミラー ５４、５６ オプテイカルファイバー ５８ リモートケーシング ７６ コンピュータ １１４ レーザーパッケージ １１６ 検出器パッケージ １１８ 逆反射体
─────────────────────────────────────────────────────
【手続補正書】
【提出日】平成７年１２月１３日
【手続補正３】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】図面の簡単な説明
【補正方法】変更
【補正内容】
【図面の簡単な説明】
【図１】７６０ｎｍ波長領域における従来技術の酸素吸
収スペクトルを示すグラフ
収スペクトルを示すグラフ
【図２】ＶＣＳＥＬの温度と波長の関係を示すグラフ
【図３】本発明の一実施の形態のセンサーを使用した、
呼吸における酸素消費量測定を説明する図
呼吸における酸素消費量測定を説明する図
【図４】本発明の他の実施の形態の多重光路酸素センサ
ーの断面図
ーの断面図
【図５】本発明の更に他の実施の形態の、被験者から離
れた位置にレーザーダイオードを有するセンサーの平面
図
れた位置にレーザーダイオードを有するセンサーの平面
図
【図６】本発明のセンサーを使用した装置のブロック図
【図７】２重光路、２検出器の検出器較正チャンネルを
備えた酸素センサーを使用した装置のブロック図
備えた酸素センサーを使用した装置のブロック図
【図８】別々に保持されたＶＣＳＥＬと検出器を備えた
多重光路酸素センサーを有する装置のブロック図（図８
Ａ）およびＶＣＳＥＬと検出器を同じパッケージに収容
した多重光路酸素センサーを有する装置のブロック図
（図８Ｂ）
多重光路酸素センサーを有する装置のブロック図（図８
Ａ）およびＶＣＳＥＬと検出器を同じパッケージに収容
した多重光路酸素センサーを有する装置のブロック図
（図８Ｂ）
【図９】単一のチップ上に設けられたレーザーアレイの
平面図
平面図
【図１０】従来技術の信号ー時間特性、すなわち波長同
調特性を示すグラフ（図１０Ａ）、望ましい信号ー時間
特性、すなわち望ましい波長同調特性を示すグラフ（図
１０Ｂ）および図１０Ｂの望ましい波長同調特性の場合
のサンプルを通過する光と時間の関係を示すグラフ（図
１０Ｃ）
調特性を示すグラフ（図１０Ａ）、望ましい信号ー時間
特性、すなわち望ましい波長同調特性を示すグラフ（図
１０Ｂ）および図１０Ｂの望ましい波長同調特性の場合
のサンプルを通過する光と時間の関係を示すグラフ（図
１０Ｃ）
【符号の説明】 １２ 被験者 １４ 気管チューブ １６ 気管 ２４ センサー ２８ 吸気 ３０ 呼気 ３４ 電子制御回路 ３６ レーザーダイオード ３８ 気道アダプター ４０ レーザー光線 ４２ 検出器 ４４ 多重光路センサー ４６ ケーシング ４８、５０ ミラー ５４、５６ オプテイカルファイバー ５８ リモートケーシング ７６ コンピュータ １１４ レーザーパッケージ １１６ 検出器パッケージ １１８ 逆反射体
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 グレッグ アール アルブライト アメリカ合衆国 コロラド州 80304 ボ ウルダー ホーソン ストリート 290 (72)発明者 スタンリー イー スウィルハン アメリカ合衆国 コロラド州 80303 ボ ウルダー カシン コート 1471
Claims (45)
- 【請求項１】 呼吸酸素を含む第１のサンプルとセンサ
ー機構からなり、そのセンサー機構が少なくとも１個の
光源とその光源から発光された光に基づいて、前記呼吸
酸素の濃度を表す信号を発生する手段とを備え、重さが
５０ｇ未満であり、応答時間が15秒未満であることを特
徴とする呼吸酸素センサー。 - 【請求項２】 前記センサー機構が、重さが３０ｇ未満
であり、応答時間が１秒未満であることを特徴とする請
求項１記載の呼吸酸素センサー。 - 【請求項３】 被験者の気道に取り付けられることを特
徴とする請求項１記載の呼吸酸素センサー。 - 【請求項４】 前記呼吸酸素の濃度に基づいて前記セン
サー機構から出力される信号と、その信号を判定する判
定手段とを備えていることを特徴とする請求項１記載の
呼吸酸素センサー。 - 【請求項５】 前記判定手段が呼気と吸気の酸素濃度の
差を測定するのに充分な精度で判定することを特徴とす
る請求項４記載の呼吸酸素センサー。 - 【請求項６】 前記判定手段が３ｖｏｌ％未満の酸素濃
度差を判定し得ることを特徴とする請求項５記載の呼吸
酸素センサー。 - 【請求項７】 前記判定手段が０．５ｖｏｌ％未満の酸
素濃度差を判定し得ることを特徴とする請求項５記載の
呼吸酸素センサー。 - 【請求項８】 既知の濃度の酸素を含む第２のサンプル
を備えていることを特徴とする請求項１記載の呼吸酸素
センサー。 - 【請求項９】 第１の発光波長の第１の光線を発光する
第１のレーザーダイオード、 その第１の発光波長を酸素の吸収共鳴に同調させる同調
手段、 第１の呼吸気サンプル、 その第１の呼吸気サンプルに前記第１の光線を照射する
第１の案内手段、 その第１の光線の少なくとも一部を受光して、それに応
答して信号を発する第１の検出手段、およびその信号に
基づいて、前記第１の呼吸気サンプル中の酸素濃度を判
定する判定手段、 からなることを特徴とする呼吸酸素センサー。 - 【請求項１０】 前記第１のレーザーダイオードが連続
的に波長を調整できることを特徴とする請求項９記載の
呼吸酸素センサー。 - 【請求項１１】 前記第１のレーザーダイオードが垂直
キャビテイ表面発光レーザーであることを特徴とする請
求項１０記載の呼吸酸素センサー。 - 【請求項１２】 前記第１のレーザーダイオードが分布
フィードバックレーザーであることを特徴とする請求項
１０記載の呼吸酸素センサー。 - 【請求項１３】 前記第１のレーザーダイオード、同調
手段および検出器がケーシング内に収容されていること
を特徴とする請求項９記載の呼吸酸素センサー。 - 【請求項１４】 前記ケーシングが被験者の近傍に配さ
れた気道チューブの外側に取り付けられていることを特
徴とする請求項１３記載の呼吸酸素センサー。 - 【請求項１５】 前記第１のレーザーダイオードと第１
の検出器が被験者の気道チューブから離れた位置に保持
されており、第２の案内手段が前記呼吸気からの光を前
記ケーシングに向けるようになっていることを特徴とす
る請求項９記載の呼吸酸素センサー。 - 【請求項１６】 前記光線が前記被験者の気道チューブ
を横切って通過せしめられることを特徴とする請求項１
４記載の呼吸酸素センサー。 - 【請求項１７】 反射手段によって前記第１の光線が前
記被験者の気道チューブを複数回横切って通過せしめら
れることを特徴とする請求項１４記載の呼吸酸素センサ
ー。 - 【請求項１８】 前記反射手段が逆反射体であることを
特徴とする請求項１７記載の呼吸酸素センサー。 - 【請求項１９】 前記判定手段による判定が、酸素消費
量を連続的に把握するために少なくとも１分間に２０回
行われることを特徴とする請求項９記載の呼吸酸素セン
サー。 - 【請求項２０】 酸素による吸収以外の前記第１のサン
プル内の光の損失を検出する透過較正手段を備えている
ことを特徴とする請求項９記載の呼吸酸素センサー。 - 【請求項２１】 前記光の損失が所定のレベルを超えた
ときに作動するアラームを備えていることを特徴とする
請求項２０記載の呼吸酸素センサー。 - 【請求項２２】 前記第１の呼吸気サンプル内の炭酸ガ
ス濃度を測定する炭酸ガス濃度測定手段と、酸素濃度情
報と炭酸ガス濃度情報を処理して、代謝を測定する手段
とを備えていることを特徴とする請求項９記載の呼吸酸
素センサー。 - 【請求項２３】 前記第１の発光波長がほぼ７６１ｎｍ
であることを特徴とする請求項９記載の呼吸酸素センサ
ー。 - 【請求項２４】 前記第１の発光波長と公称等しい第２
の発光波長の第２のレーザーダイオードを備え、その第
２のレーザーダイオードが前記第１のレーザーダイオー
ドのバックアップとして使用されることを特徴とする請
求項９記載の呼吸酸素センサー。 - 【請求項２５】 前記第１の発光波長と異なる第２の発
光波長の第２のレーザーダイオードを備えていることを
特徴とする請求項９記載の呼吸酸素センサー。 - 【請求項２６】 前記同調手段が、前記第１の発光波長
が前記吸収共鳴が最大である波長に近い波長にとどまる
時間と前記吸収共鳴が無い波長にとどまる時間が長くな
るようにその第１の発光波長を制御することを特徴とす
る請求項９記載の呼吸酸素センサー。 - 【請求項２７】 1.2 μｍ未満であり連続的に調整する
ことのできる第１の波長を有するとともに、３ＧＨｚ未
満の周波数ライン幅を有する第１の光線を発する第１の
光源、 その第１の光源に電力を供給する第１の電源、 前記第１の波長を調整する第１の調整手段、 測定すべき種を含む第１のサンプル、 その第１のサンプルに前記第１の光線を照射する第１の
案内手段、 前記第１の光線の少なくとも一部を受光して、それに応
答して信号を発する検出手段、およびその信号を判定す
る判定手段、 からなることを特徴とする光学センサー。 - 【請求項２８】 前記第１の光源がレーザーであること
を特徴とする請求項２７記載のセンサー。 - 【請求項２９】 前記レーザーが垂直キャビテイ表面発
光レーザーであることを特徴とする請求項２８記載のセ
ンサー。 - 【請求項３０】 前記第１の光源がパッケージ内に収容
されており、そのパッケージにコリメータレンズが一体
的に保持されていることを特徴とする請求項２７記載の
センサー。 - 【請求項３１】 前記第１の案内手段が、前記第１の光
線が前記サンプルに複数回当たるように反射する反射手
段を備えていることを特徴とする請求項２７記載のセン
サー。 - 【請求項３２】 前記反射手段が逆反射体であることを
特徴とする請求項３１記載のセンサー。 - 【請求項３３】 前記第１の調整手段が前記第１の光源
の温度を制御することによって前記第１の波長を調整す
ることを特徴とする請求項２７記載のセンサー。 - 【請求項３４】 前記判定手段との関連において前記第
１の光源に供給される電力が波長変調分光によって制御
されることを特徴とする請求項２７記載のセンサー。 - 【請求項３５】 前記判定手段との関連において前記第
１の光源に供給される電力が周波数変調分光によって制
御されることを特徴とする請求項２７記載のセンサー。 - 【請求項３６】 前記判定手段との関連において前記第
１の光源に供給される電力がツートーン周波数変調分光
によって制御されることを特徴とする請求項２７記載の
センサー。 - 【請求項３７】 前記判定手段が第１の光線の光学的吸
収を検出することを特徴とする請求項２７記載のセンサ
ー。 - 【請求項３８】 較正用の種を含む第２のサンプルを備
えていることを特徴とする請求項２７記載のセンサー。 - 【請求項３９】 前記第１のサンプルが呼吸気であるこ
とを特徴とする請求項２７記載のセンサー。 - 【請求項４０】 前記第１のサンプルが外部のサンプル
源から測定室に導かれることを特徴とする請求項２７記
載のセンサー。 - 【請求項４１】 前記測定すべき種が酸素であることを
特徴とする請求項２７記載のセンサー。 - 【請求項４２】 前記第１の発光波長と公称等しい第２
の発光波長の第２の光源を備え、その第２の光源が前記
第１の光源のバックアップとして使用されることを特徴
とする請求項２７記載のセンサー。 - 【請求項４３】 前記第１の発光波長と異なる第２の発
光波長の第２の光源を備えていることを特徴とする請求
項２７記載のセンサー。 - 【請求項４４】 前記同調手段が、前記第１の発光波長
が前記吸収共鳴が最大である波長に近い波長にとどまる
時間と前記吸収共鳴が無い波長にとどまる時間が長くな
るようにその第１の発光波長を制御することを特徴とす
る請求項２７記載のセンサー。 - 【請求項４５】 前記レーザーが分布フィードバックレ
ーザーであることを特徴とする請求項２８記載のセンサ
ー。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US08/275,456 US5570697A (en) | 1994-07-15 | 1994-07-15 | Sensor for analyzing molecular species |
| US275456 | 2008-11-21 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH08178839A true JPH08178839A (ja) | 1996-07-12 |
Family
ID=23052362
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP7180424A Withdrawn JPH08178839A (ja) | 1994-07-15 | 1995-07-17 | 分子種分析センサー |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5570697A (ja) |
| EP (1) | EP0692222A1 (ja) |
| JP (1) | JPH08178839A (ja) |
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| JP2015530156A (ja) * | 2012-09-04 | 2015-10-15 | フェンウォール、インコーポレイテッド | 血液処理システムの境界検知装置 |
| JP2019215211A (ja) * | 2018-06-12 | 2019-12-19 | 大陽日酸株式会社 | 光多重反射容器 |
| JP2021508372A (ja) * | 2017-10-18 | 2021-03-04 | ガスポロックス エイビー | 光学的測定によって容器の健全性を判定するためのシステムおよび方法 |
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