JPH11508033A - 血液ガス及び分析物の分析のためのラマン分光装置及び方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 本発明は、診断を援助するために、ラマン分光法を用いて、血液と組織における選択分析物を測定するシステム及び方法に関する。さらに詳細には、ラマンスペクトルは、血液における対象の溶存ガス及び分析物の濃度を測定するために、収集及び分析される。方法は、生体内経皮的連続監視、並びに、生体外血液分析を含む。さらに、検出されたラマン信号の量を増大させるために、複合放物面集信機が、開示される。

Description

【発明の詳細な説明】 血液ガス及び分析物の分析のためのラマン分光装置及び方法 関連出願 これは、１９９５年３月２７日に提出された、米国Ｎｏ．０８／４１０、９２ ７の一部継続であり、その内容は、全体としてここで参照された。 発明の背景 ガス、液体及び半固体材料における分析物の濃度についての情報は、多くの科 学及び技術分野において、特に、医学の分野において必要である。人の血液の酸 素含有量は、例えば、或る条件及び病気の処置のための重要な臨床情報を提供す る。パルス酸素計は、ヘモグロビンにおける酸素飽和度の非侵襲性測定を設ける が、それらは、血液における溶存酸素の濃度についての情報を与えない。 しばらく、血液の酸素濃度を測定するための技術的現状として、分子酸素の縮 少に基づいた電極探針が使用された。ポーラログラフィー並びにガルヴァーニ電 気の或る電気化学酸素センサは、酸素が反応の可能性なしに簡単に溶存される水 溶液及び非水溶液と、酸素が血液と同様に可逆反応するものに首尾よく適用され た。しかし、この技術に関連した幾つかの欠点がある。血液ガス分析を受ける患 者は、動脈から血液を回収する手順をうける。方法はまた、連続自然位監視の能 力を欠く。 現商業システムにおいて、平均ターンアラウンド・タイムは、ほぼ半時間程度 である。さらに、血液の移送及び処理中、ウイルスへの感染、 汚染及び露呈の危険が、存在する。血液ガス及び他の分析物に関してより完全か つ正確な情報を提供し、患者と健康管理の提供業者への付随した危険を縮小する 改良システム及び方法に対する必要性が、存在する。 発明の要約 本発明は、血液ガス及び他の分析物の分析のためにラマン分光法を使用する光 学システム及び方法に関する。蛍光に基づく方法と異なり、本発明のラマン分光 法は、酸素と炭酸ガスの如く溶存人血ガス、並びに他の分析物についての広範な 分子レベル情報を提供する。ラマン分光法は、例えば、動脈壁に付着されたバル クの石灰血小板を測定するために以前使用された。ラマン分光法は、生体内血液 代謝プロセスの測定のために使用されなかった。これらの代謝プロセスは、組織 への多様な血液分析物の拡散の測定を含む。ナトリウム、カリウムとカルシウム を含有する電解質を含む他の分析物もまた、ここで記載された方法及びシステム と関連して測定される。方法は、光ファイバープローブを用いて、人の皮膚を通 した経皮性測定を含む。特に、好ましい実施態様は、血液における濃度レベルを 決定するために、これらのガスのラマンスペクトルを利用する。さらに、インシ トゥー振動分光法は、溶存ガス及び分析物における分子レベル変化を測定するた めに、人の血液の連続監視を許容する。 これらの方法は、電磁スペクトルの近赤外範囲におけるレーザー放射により組 織の部分の下の分析される血液部位を照射する段階と、レーザー放射に応答して 血液部位からラマン散乱光を検出する段階と、一つ以上の溶存ガスの濃度を決定 するために検出光を分析する段階とを含む。方法は、さらに、光ファイバー装置 を用いて、励起放射線を透過し、及び／又は組織から復帰する周波数変位ラマン 応答信号を収集することを 含む。 ラマン分光法の使用は、血液分析のために非常に好適であり、さらに詳細には 、近赤外（ＮＩＲ）ラマン分光法は、（１）最小の水干渉、（２）光ファイバー 技術との互換性、及び、（３）組織に深く浸透し、表面下特徴を探る能力の利点 を提供する。しかし、今まで、ＮＩＲラマン分光法は、蛍光と比較して低い強度 （典型的に１００万倍小さい）、多数の対象分析物の小濃度レベル、及び皮膚を 通して非侵襲性測定を行う困難さのために、溶存ガスの分析のための現実的な選 択ではなかった。 本発明の好ましい実施態様は、検出分解能を大きく高め、ラマン信号検出にお ける制限を克服するために、電荷結合素子（ＣＣＤ）ベース検出器システムを特 徴とする。そのような装置は、近赤外領域において優れた感度を設け、背景及び 読取り雑音を極めて低いレベルにすることにより、ＮＩＲラマン分光法を表意す る。さらに、そのような検出システムの一部として、好ましい実施態様は、透過 量ホログラフィー格子に基づいて構成された改良分光器を特徴とする。ＣＣＤに 結合された分光器を具備する検出システムは、内因性蛍光がラマン測定に干渉す る生物試料と組織を研究するために非常に好適である。 ＣＣＤ感度と組織蛍光量の間のトレードオフは、ＮＩＲラマン分光法のための 好ましいスペクトル窓が、７００〜１３００ｎｍの領域、好ましくは、８００〜 １０００ｎｍにあることを示す。本発明の特定の実施態様は、この好ましい範囲 において励起光を設けるために、同調可能なダイオードレーザー源を特徴とする 。 本発明のさらに別の好ましい実施態様は、入射角の範囲にわたってラマン散乱 信号の収集を最大化するために光照準器を使用する。特に、高 分解能検出システムに光結合された複合放物面集信機（ＣＰＣ）を有する好まし い実施態様は、改良信号対雑音比を生ずる。この実施態様において、励起レーザ ーによって放射された光は、光ファイバーによって搬送される。対象部位（例え ば、皮膚組織の下の血液容積）を照射する前に、レーザー放射線は、光ファイバ ーキャリヤによって発生された背景光を取り除くために濾波される。濾波された 励起レーザーで選択容積を照射することに応答して、ラマン信号は、生成及び収 集される。この実施態様において、ＣＰＣは、散乱ラマン信号を収集し視準する ために、目標容積の上の表面領域上に配置される。ＣＰＣは、試験表面から水平 におおよそ１６度までラマン変位光線を収集するために、かなり改良された受容 角度を設ける。こうして、ＣＰＣは、大アパーチュア端部に入射する光を集中さ せる伝統的な機能において使用されず、その収集機能において、小アパーチュア 端部において収集光を視準するために使用される。ＣＰＣによって受け取られた ラマン信号はまた、背景光を取り除くために濾波される。それから、ラマン信号 は、分光器と電荷結合素子を具備する検出システムに結合された高容量収集ファ イバ束によって収集される。 他の実施態様において、他の収集システムが、プローブの遠位端部においてホ ログラフィーフィルターと共に又はなしに使用される。明確な波長が、或る分析 物の測定を最適化するために必要とされたならば、ホログラフィーフィルターは 、送出及び収集効率を高める。干渉フィルタはまた、分光器なしに、選択波長の 測定を行うために使用される。これらのシステムは、非侵襲性経皮測定を設ける ためのハンドヘルドプローブとして使用される。 １５５６ｃｍ^-1において強力なラマンバンドを有するＯ₂と、１２８６ｃｍ^-1 と１３８８ｃｍ^-1において２つのラマンバンドを有するＣＯ₂を含む、特定の対 象溶存血液ガスがある。また、この領域において大きいＨ₂Ｏ背景ピークがある 。既知の分光パラメータを与えられると、本発明のラマン分光法は、これらのガ スのラマンスペクトルを収集し、それから背景スペクトルを減ずることにより、 全血のような水溶液、又は血液成分を含む他の溶液において、これらのガスの生 理学的濃度を正確に決定することができる。ＮＯを含む他の溶存ガスも、ここで 記載されたシステムによって測定される。ここで記載されたシステムによって測 定される診断対象の血液分析物は、グルコース、乳酸、クレアチニン、重炭酸塩 と電解質である。 さらに、発明の好ましい実施態様は、分析手順を利用し、血液分析物濃度の測 定を改良する。これらは、背景スペクトル成分の減法、デコンボルーション方法 、部分的最小自乗法、及び、コンピュータメモリにおいて記憶されたラマンスペ クトル参照データと測定スペクトルの比較を選択的に含む。 ここで記載された分析方法の付加的な詳細は、Ａ．Ｊ．Ｂｅｒｇｅｒ ｅｔ ａｌ．、”Ｒａｐｉｄ，Ｎｏｎ−ｉｎｖａｓｉｖｅ Ｃｏｎｃｃｅｎｔｒａｔｉ ｏｎ Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔｓ ｏｆ Ａｑｕｅｏｕｓ Ｂｉｏｌｏｇｉｃａ ｌ Ａｎａｌｙｔｅｓ ｂｙ Ｎｅａｒ−Ｉｎｆｒａｒｅｄ Ｒａｍａｎ Ｓｐ ｅｃｔｒｏｓｃｏｐｙ、”Ａｐｐｌｉｅｄ Ｏｐｔｉｃｓ、３５（１）：２０９ −２１２（１９９６）と、Ａ．Ｊ．Ｂｅｒｇｅｒ ｅｔ ａｌ．，”Ａｑｕｅｏ ｕｓ Ｄｉｓｓｏｌｖｅｄ Ｇａｓ Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔｓ Ｕｓｉｎｇ Ｎｅａｒ ーＩｎｆｒａｒｅｄ Ｒａｍａｎ Ｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｙ、”Ａｐｐｌｉｅ ｄ Ｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｙ、４９（８）（１９９５）の出版物において見い だされ、これらの出版物の内容は、全体としてここで参照された。 構造の多様な新規の細部及び部品の組合せを含む発明の上記と他の特徴は、今 添付の図面を参照して詳細に記載され、クレームにおいて指摘される。発明を具 現する特定システム及び方法は、発明の限定としてではなく、単に実例として示 されたことが理解される。この発明の原理及び特徴は、発明の範囲に反すること なく、様々な多数の実施態様において使用される。 図面の簡単な説明 第１図は、本発明による血液成分の生体内及び／又は生体外分析用のラマン分 光システムの概略図である。 第２図は、第１図におけるラマン分光システムの収集ファイバ束の拡大図であ る。 第３Ａ図は、ファイバ束と試料表面から発出する光線を示し、従来のファイバ ーオプティックスが、復帰散乱光を収集するために小受容角度を有することを示 す。 第３Ｂ図は、複合放物面集信機（ＣＰＣ）の基本構成を示す。 第３Ｃ図は、光ファイバー束に直接に結合されるようにされたＣＰＣ（ａ）と 等価入力アパーチュアを有するファイバ束（ｂ）の例を示す。 第４Ａ図は、マンドレルの一方の端部において放物状先端を形成するための装 置を示す。 第４Ｂ図は、第４Ａ図において記載された方法によって放物状先端を 形成した前形成マンドレルである。 第４Ｃ図は、電鋳法によって小型ＣＰＣを製作するプロセスを図示する。 第４Ｄ図は、第４Ａ図と第４Ｂ図において記載された方法によって製作された 特別のＣＰＣの特定次元を示す。 第５Ａ図は、ラマン分光システムにおいてＣＰＣの使用により及び使用なしに 測定されたＢａＳＯ₄のラマンスペクトルの比較をグラフを用いて図示する。 第５Ｂ図は、ＣＰＣベース収集方法の使用と無使用による人の胸組織のラマン スペクトル分析をグラフを用いて図示する。 第６図は、本発明のラマンシステムのさらに別の実施態様である。 第７Ａ図は、６０秒積分において取った溶存及びガス状ＣＯ₂のラマン背景減 算スペクトルをグラフを用いて図示する。 第７Ｂ図は、６０秒積分において取った溶存及びガス状ＳＯ₂のラマン背景減 算スペクトルをグラフを用いて図示する。 第７Ｃ図は、６０秒積分において取った溶存及びガス状Ｎ₂Ｏのラマン背景減 算スペクトルをグラフを用いて図示する。 第７Ｄ図は、溶存に対して６０秒積分において取り、ガスに対して１０分積分 において取った溶存及びガス状ジメチルエーテルのラマン背景減算スペクトルを グラフを用いて図示する。 第７Ｅ図は、溶存に対して７２秒積分において取り、ガスに対して６０秒にお いて取った溶存及びガス状ＳＯ₂のラマン背景減算スペクトルをグラフを用いて 図示する。 第８Ａ図は、白色光補正され、背景減算のないリン酸緩衝塩水（ＰＢ Ｓ）における溶存ＣＯ₂のスペクトルをグラフを用いて図示する。溶存ＣＯ₂ピー クの位置は、書き留められる（第６Ａ図参照）。 第８Ｂ図は、５分積分において取った溶存ＣＯ₂濃度のＰＬＳ予測をグラフを 用いて図示し、この場合、実線は、予測を表現し、そしてドットは、ガス分析器 から取った基準値を表現する。予測の不確実性は、１２トルである。 第９図は、食塩水において溶存されたいろいろな濃度におけるグルコースの近 赤外ラマンスペクトルをグラフを用いて図示する。 第１０Ａ図は、背景減算のない食塩水に溶存されたいろいろな濃度における炭 酸ガスのラマンスペクトルをグラフを用いて図示する。 第１０Ｂ図は、背景減算により、第１０Ａ図におけるＣＯ₂の同一のラマンス ペクトルをグラフを用いて図示する。 第１１図は、第１０Ａ図と第１０Ｂ図において提示されたデータの部分最小自 乗分析をグラフを用いて図示する。実線は、予測を表現し、星印は、実データ点 を表現する。 第１２Ａ図は、血液分析物を測定するために使用された本発明のラマン分光シ ステムの別の実施態様を示す。 第１２Ｂ図は、第１２Ａ図における光ファイバーケーブルの断面図である。 第１３図は、１００秒の積分時間により、リン酸緩衝塩水においてグルコース 、乳酸とクレアチニンを含有する溶存分析混合物のラマンスペクトルグラフを用 いて図示する。 第１４Ａ図〜第１４Ｃ図は、それぞれ、第１３図において示されたと同一の分 析物、グルコース、乳酸とクレアチニンに対して、純粋ななめ らかにされたスペクトルをグラフを用いて図示する。 第１５図は、雑音を付加した、第１４Ａ図〜第１４Ｃ図における純粋なスペク トルの典型的な混合をグラフを用いて図示する。 第１６Ａ図と第１６Ｂ図は、それぞれ、１００秒ラマンスペクトルによって取 った、基準値に対するグルコースとクレアチニンのＰＬＳ予測をグラフを用いて 図示する。グルコースに対するＲＭＳ予測誤差は、１．９ｍＭであり、クレアチ ニンに対して１．５ｍＭである。 第１７Ａ図、第１７Ｂ図、第１７Ｃ図と第１７Ｄ図は、人の全血における測定 値をグラフを用いて図示する。 第１８図は、経皮性血液測定のためのハンドヘルドプローブの概略図である。 第１９図は、本発明による連続経皮性分光測定を記載するフローチャートであ る。 第２０図は、干渉フィルタを利用する発明によるハンドヘルドプローブの拡大 図である。 発明の詳細な説明 本発明は、人血における溶存ガス及び分析物の濃度を測定するためのシステム 及び方法に向けられる。 本発明の近赤外（ＮＩＲ）ラマン分光システム及び方法は、生物物質を分析す るための技術を提供する。特に、近赤外光は、非突然変異誘発性であり、７００ 〜１３００ｎｍの波長範囲において比較的大きな組織貫入深さ（＞１ｍｍ）を有 し、生体内連続体の非侵襲性非破壊分析を可能にする。ラマン分光法は、この波 長範囲における診断技術として、吸収／反射法に対して多数の利点を設ける。生 物材料のＮＩＲラマンスペ クトルは、基本振動モードに対応する鋭いピークを含むが、ＮＩＲにおける倍音 及び結合吸収バンドは広い。それ自体、ラマン分光法は、いろいろな種からの信 号の間のスペクトルの類似性は、ずっと厳しくないために、混合物分析において 固有の利点を有する。また、本発明のシステムの使用により、ラマン信号は、後 方散乱幾何学的配置を用いて検出される。これは、透過測定に対して厚すぎる試 料の上層を探針することを可能にする。 ガスのラマンスペクトルを測定することにより、基準スペクトルは、血液にお ける溶存ガスの分析に関連して使用されるために準備される。例えば、Ｏ₂は、 １５５６ｃｍ^-1において強力なラマンバンドを有し、そしてＣＯ₂は、１２８６ ｃｍ^-1と１３８８ｃｍ^-1において２つのラマンバンドを有する。また、この領域 において大きなＨ₂Ｏ背景ピークがある。既知の分光パラメータを与えられると 、本発明のラマン分光法は、水溶液におけるこれらと他のガスの生理学的濃度を 正確に決定することができる。選択試料ガスからのラマンスペクトルを、基準背 景スペクトル並びに飽和水溶液のスペクトルと比較し、適切な背景スペクトルを 減算する如く測定スペクトルを分析することにより、選択組織及び血液分析物の 濃度レベルが、決定される。例えば、特定の一実施態様において、２．２×１０^-3 モル／リットルの溶存酸素が、５５モル／リットルの水の存在において測定さ れた。酸素濃度は、２．２×１０^-3／５５＝４．４×１０^-3又は４４ｐｐｍ（百 万分の一の単位）であるように決定された。 図面を参照すると、第１図は、本発明の方法を実行するために使用されるラマ ン分光システムの概略図である。組織の診断及び処置のために ラマン分光法を行うための方法は、米国Ｎｏ．０８／１０７、８５４とＮｏ．０ ８／２８８、９９０にそれぞれ対応する、１９９３年８月２５日と１９９４年８ 月１１日に提出された、Ｊｏｓｅｐｈ Ｂａｒａｇａ他による２つの出願におい て記載される。これらの両出願は、ここで参照された。上記の出願において記載 されたシステムは、ここで記載された方法及びシステムで使用され、血液におい て懸濁又は溶存された分析物の侵襲的監視のためのカテーテルシステムを提供す る。この特定のラマン分光システムのためのレーザー励起源１１２は、８３０ｎ ｍに設定された同調可能なダイオードレーザーであり、１０ＧＨｚよりも小さな 線幅を有し、一般に、約２００ｍＷの電力を供給される。使用される検出システ ムの感度と、分析される試料媒体によって放射された蛍光量により、最適レーザ ー励起範囲は、８００〜１０００ｎｍである。８３０ｎｍ近赤外励起波長の選択 は、検出器感度を不当に妥協することなく、試料蛍光を低減させる。レーザーか らの光は、５０ミクロン径の光ファイバー１１６へ結合される。ダイクロイック ビームスプリッター、もしくは、この実施態様において、３つのホログラフィー フィルター１１８は、光ファイバー１：１の出力における励起光を、対象部位又 は試料１３０の上に結像するために使用される。この励起ファイバーの出力面は 、試料の上に結像され、５０ミクロン照明点を生成する。この実施態様において 、複合放物面集信機（ＣＰＣ）１２８は、皮膚組織の下側にある血液に含有され た溶存ガスと他の分析物によってシフトされたラマン散乱光を含む対象部位から 復帰するラマン散乱光を収集するために、光学的に使用される。ダイクロイック ビームスプリッターは、ＣＰＣ出力１：１を、収集光ファイバー束１２２の上に 直接に結像する。 分光器１２４に入る光ファイバー発生背景光の量を最小化するために、励起及 び収集ファイバーは、濾波される。励起レーザー放射線は、対象部位へ送り出さ れた後に、後方散乱し、ラマン散乱放射線と共に収集ファイバーに入る傾向があ り、前者は、顕著なファイバー暗騒音を生ずる。この好ましい実施態様において 、ホログラフィーノッチフィルターが、使用され、励起波長において４以上の光 学濃度を提供し、ラマン散乱光の８０％を透過する。このようにして、励起ファ イバーにおけるシリカのラマンスペクトルは、第１鏡において濾波して取り除か れ、組織によって反射されたレーザー光又は他の光の大部分は、収集ファイバー に入るのを防止される。 収集ファイバー又は束１２２は、０．２９の開口数を有する２００のファイバ ーを具備し、１００μｍ径の内核と１４０μｍの被覆直径を有する。第２図に示 された如く、受信又は遠位端部２０２において、ファイバーは、ＣＰＣ出力寸法 に一致する２ｍｍ径の円へ分類される。ファイバ束の近位端部２０４は、検出シ ステムの入力端部にインターフェースように配置される。この実施態様において 、ファイバー１００は、２４０μｍのスリット幅を規定するために、１００ファ イバーの２列に配置される（第２図を参照）。収集ファイバーからの光は、３． ４ｎｍ／ｍｍの線形分散を有するＨｏｌｏＳｐｅｃ ｆ／１．８ Ｋａｉｓｅｒ 分光器１２４に導かれる。分光器は、液体窒素によって冷却され、Ｐｒｉｎｃｅ ｔｏｎ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓドライバーによって制御された、５１２×５１ ２ピクセルを有する、背面照明された薄化Ｔｅｋｔｒｏｎｉｘ電荷結合素子（Ｃ ＣＤ）１２６上に光を分散させる。ディープディプリーションＣＣＤの如く、他 の利用可能なＣＣＤも、使用される。 分光学において一般に見られる問題は、測定目的のためにしばしば不適切な、 蛍光、特にラマンの如く、散乱媒体からの弱信号の収集である。信号対雑音比を 増大させるために、できるだけ多くのラマン信号を収集することが、都合が良い 。第３Ａ図に示された如く、従来の光学系３０２は、かなり限定された収集シス テムを提供する。ここで、近垂直反射角を有する散乱光の比較的小さな部分３０ ０が、光ファイバーへ収集される。限定受容角度を有する、分光法において遠隔 収集のために使用される光ファイバーは、第３Ａ図に示された如く、試料から広 く分散された散乱光３０４の部分を収集しない。複合放物面集信機（ＣＰＣ）（ 第１図を参照、要素１２８）は、全半球上に放射された光を、光ファイバーとレ ンズを含む従来の光学系によって収集される狭円錐へ変換するために使用された 非結像光学要素である。ＣＰＣの基本構成が、第３Ｂ図において示される。第３ Ｂ図に示された如くＣＰＣの角方位は、水平表面から最大約１６．２度にわたる ラマンの如く広散乱光の多くを試料表面から収集可能にすることに注意せよ。こ こで、入力光４０２（例えば、散乱ラマン）は、２πステラジアン上に分布され る。出力光４０６のおおよそ９６％が、光ファイバー束４０８の受容角度内にあ る。好ましい実施態様において、ＣＰＣは、第１図に示された如く実現される。 第１図において、ＣＰＣ１２８の入力（収集）端部は、試料と接触するが、出力 （広）端部は、ホログラフィーダイクロイックビームスプリッター１１８を通っ て収集光ファイバー束１２２の入力端部に結合される。 特定の実施態様において、ＣＰＣの次元は、その入力端部において、収集光を 透過するための光キャリヤを有する所与の分光系の収集能力に整合するようにさ れた。このため、ＣＰＣ次元は、特定の光キャリヤの Ｆ数とスリット幅によって規定される。特定のＣＰＣの形状は、光が変換されな ければならない入口寸法及び開口数を与えることにより、一意的に規定される。 第３Ｃ図は、或る次元の光ファイバー束に直接に結合されるようにされたＣＰＣ ５０２の例を示す。比較により、等価入力アパーチュア５０６の単一ファイバ束 ５０４は、１の任意の出力を伝送するが、ＣＰＣ結合束は、１２の出力を伝送す る。 市販されているＣＰＣは、大きすぎ最新の分光計に組み込むことができない。 本発明の一実施態様において、ラマンシステムに対して必要とされる如く、小型 ＣＰＣが、製作された。第４Ａ図〜第４Ｄ図に示された如く、そのような小型Ｃ ＰＣを製造する好ましい方法は、次式のＣＰＣ断面関数に従う、マンドレルの一 方の端部において放物状先端を形成するために使用されるコンピュータ制御旋盤 ９１０を含む。 ｒ²Ｃ²＋ｒ［２ＳＣｚ＋２ａ'(１＋Ｓ)²］＋ ［ｚ²Ｓ²―２ａ'Ｃ(２＋Ｓ)ｚ―ａ'²(１＋Ｓ)(３＋Ｓ)］＝０ （１） ここで、ｚは、マンドレル軸に沿った距離、ｒは、軸ｚに沿った所与の点におけ るマンドレルの半径、ａ’は、試料収集領域の半径、Ｃ＝ｃｏｓｆ、ここで、ｆ は、最大ファイバー受容角度であり、Ｓ＝ｓｉｎｆである。第４Ａ図を再び参照 すると、プリカットマンドレル９０４は、金属形成装置９１６において吊設され る。マンドレルの一方の端部は、モーターヘッド９０６に結合され、そして反対 端部は、サスペンダ９１８に結合される。マンドレルがモーターによって回転さ れる時、旋盤は、コンピュータ９１４によって提供された角変位命令のセットに 応じて、マンドレルの一方の端部を削る。コンピュータは、式（１）に対応する 変位命令のセットを発生する。それから、そのような命令に対応する電 気信号のセットが、アクチュエ−タ９１２へ送られ、変位命令に応じて旋盤を操 縦する。第４Ｂ図は、第４Ａ図において記載された方法により製作された、放物 状端部８０８を有する前形成マンドレルである。 第４Ｃ図は、電鋳法に関わるＣＰＣ製作プロセスを図示する。第４Ｃ図におい て、第４Ａ図において示された方法による前形成マンドレル８０４は、電解質の 浴８０６に浸される。同一の電解質浴において、一片のニッケル板電極８１８が また、浸される。直流電源８１４の陰極８１２は、カソ―ドを形成する前形成マ ンドレルに結合され、そして電源の陽極８１０は、アノ―ドを形成するニッケル 電極に結合される。それから、ニッケルは、前形成マンドレル先端８０８の壁に 沿って電解的に堆積され、或る厚さのニッケルシェル８０２を形成する。電鋳プ ロセスは、所望厚のニッケルが、マンドレル上に付着された時、終了される。そ れから、前形成端部においてニッケルを被覆されたマンドレルは、取り除かれ、 中空のニッケルシェルを生産する。シェルは、シェルの内壁を光学的に被覆する ことによりＣＰＣへ組み立てられる（第３Ｇ図を参照）。 そのようなＣＰＣの最終寸法は、第４Ｄ図において示され、この場合、最終Ｃ ＰＣ６００は、０．５７ｍｍの入力径、２．１ｍｍの出力径６０４、及び４．５ ｍｍの全長６０６を有した。主要壁の厚さ６１０は、０．５ｍｍである。近赤外 ラマン分光法に対して、ニッケルＣＰＣの内壁の層６０８は、金の如く高反射金 属で被覆される。 第５Ａ図は、ラマンスペクトルの収集に関与するシステムにおいて使用される ＣＰＣの有効性を図示する。ここで、ＢａＳＯ₄ラマンスペクトルは、最初に、 第１図に示された如くＣＰＣフィルターシステムで、それから、同一寸法のＣＰ Ｃ入力アパーチュアを有する来の光ファイバ ープローブで収集された。２つの測定が、試料異質性の影響を避けるために、試 料の同一点において行われた。試料において使用されたレーザーパワーは、２０ ０ｍＷであった。第５Ａ図は、０．２５秒で収集されたスペクトルをグラフを用 いて図示する。主ピークを積分し、ベ―スを減算することにより、この特定の実 施態様におけるＣＰＣは、それがない場合よりも、７．５倍多くの光を収集する ことを示した。 ラマン分光システムの別の応用において、ＣＰＣは、連続生物組織から高レベ ルのラマン信号を効率よく収集するために使用される。第５Ｂ図は、上記のＣＰ Ｃベース収集法が、非ＣＰＣ方法に関して、５の因子だけ、収集光量を改善した ことをグラフを用いて図示する。この測定において、正常な人の胸組織が、選ば れた。試料は、事後生検の時点において、Ｐｈ７．４において緩衝された等張性 食塩水で濯がれ、液体窒素において急冷され、使用まで摂氏８５度に保管されて 獲得された。分光分析の前に、試料は、等張性食塩水で湿気を保たれながら、室 温まで受動的に暖められた。正常な胸組織は、粗点検によって識別され、分離さ れ、ほぼ４×４ｍｍ²の断片に薄く切られた。組織試料は、組織を湿気に保つた めに、少量の等張性食塩水を有するオープンウインドを含む金属セルに置かれ、 ＣＰＣ入口と接触した表面は、レーザーによって照射された。分光検査の後に、 すべての検体は、粗同定を検証するために、組織学的に分析された。スペクトル は、１０秒にわたって収集された。より短い又は長い収集時間が、特定の応用に より、生体内及び生体外測定のために使用される。収集スペクトルは、白色光校 正され、組織蛍光は、多項式当てはめを用いて減算された。ＣＰＣは、薄及び厚 い対象組織部位とともに、生体液の分光測定のために使用され、こうして、非常 に多様な分光法、特に、がんと前癌性病変を含む診断応用のために、一般生体内 使用される。 第６図に示された如く、別の好ましい実施態様において、ラマン分光システム のためのレーザー源２１２は、再び、８３０ｎｍに設定された同調可能なダイオ ードレーザーである。再び、この波長選択は、ＣＣＤ検出器２２６の感度を不当 に妥協することなく、試料蛍光を低減させる。さらに、近赤外光は、組織へかな り（＞１ｍｍ）浸透し、皮膚表面下を探ることを可能にするために、非侵襲性医 学応用のために有益である。このレーザーからの励起光２２８は、Ｋａｉｓｅｒ ノッチフィルター２１４によってであるホログラフィー的に帯域濾波され、５０ ミクロン径励起光ファイバー２１６へ結合される。それから、ダイクロイックビ ームスプリッター２１８は、励起ファイバー出力１：１におけるレーザーを試料 ２２０の上に結像し、試料表面１：１から出現するラマン信号を、直径１００ミ クロンと開口数０．２９の収集ファイバー２２２へ結像させる。試料におけるレ ーザーパワーは、一般に２００Ｍｗである。収集ファイバーからのラマン散乱光 は、単一段ｆ／１．８分光器２２４（Ｋａｉｓｅｒ）を透過性ホログラフィー格 子と背面薄化５１２×５１２要素ＣＣＤ検出器２２６（Ｔｅｋｔｒｏｎｉｘ、Ｐ ｒｉｎｃｅｔｏｎ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ）に結合して成る検出器システム２ ３０へ直接に結合される。ＣＣＤは、単一の５１２ピクセルスペクトルを生成す るために垂直にビンに入れられ、及び／又は、正常又は分光学的に高められた組 織の結像のために使用される。 第７Ａ図〜第７Ｅ図は、第６図に示されたシステムによって測定された、溶存 ガスのセットに対する背景減算スペクトルと対応する気相スペ クトルを示す。ここで、溶存ガス試料は、ガラスねじ付きびん中の少量（４ｍｌ ）のリン酸緩衝塩水（ＰＢＳ）へ直接にガスを泡立てることにより、準備された 。飽和を保証するために少なくとも５分間の活発な泡立ちの後に、びんは、迅速 にキャップされ、密封された。再現性テストとして、二重試料が、準備された。 ガス状試料は、少なくとも３０秒間、空びんへ同様の速度でガスを流入させ、そ れからキャップをすることにより準備された。複製物が、再び準備された。 この特定の実施態様（第６図において示された）においてラマンスペクトルを 採集する方法は、非侵襲性であり、密封された試料びんは、単に、レーザーパス において置かれる。スペクトルの波数キャリブレーションが、ラマン標準として 、ネオン発光線及びインデントを使用して行われた。ネオン線において測定され たシステムのスペクトル分解能は、約１３ｃｍ^-1であり、光ファイバーの直径に よって決定されることが見いだされた。試料のスペクトルは、一般に１分間採集 された。背景減算の目的のために、純粋なＰＢＳと室内空気のスペクトルが、そ れぞれ、溶存及びガス状スペクトルとして、同時に採集された。Ｏ₂測定の場合 に、窒素は、背景からＯ₂を灌流するために使用された。 溶存及びガス状断面を比較し、いろいろなガス種からの信号を比較するために 、補正率が、スペクトルデータを解釈するために使用される。分光器／ＣＣＤシ ステムの非一様なスペクトル応答を補正するために、スペクトルは、白色光スペ クトルによって分割される。背景スペクトルの減算は、直接に、もしくは、特別 の精密さのために、最小自乗当てはめによって達成される。そのような背景減算 に続いて、ラマン信号は、ピークの下の領域を積分し、基線の下側の領域を減算 することにより、 測定される。第６Ａ図〜第６Ｅ図に示された測定の各々は、複製試料の対応する 走査でチェックされた。すべての場合に、これらの試料に対して決定された領域 は、５％内に一致した。１６４０ｃｍ^-1におけるＨ₂Ｏバンドの下の領域もまた 、収集システムのスループットに対する内部標準として計算された。純粋なＰＢ Ｓスペクトルとの比較により、溶存ガスの存在は、Ｈ₂Ｏ信号の強度にほとんど 影響しないことが示された。 付加修正因子は、一般に、空気と水のいろいろな屈折率を説明するために、デ ータ分析において必要とされる。この差異は、励起収集幾何学的配置の効率にお いて小さい変化を引き起こす。小直径収集ファイバーが比較的大きなキュベット の前面に結像され、励起領域が狭い本実施態様（第６図を参照）において、ラマ ン信号は、水中よりも空気中において約ｎ倍効率よく収集されることが示された 。ここで、ｎは、水の屈折率である。室温における水の屈折率は１．３３である ために、気相ラマン信号は、溶存ガス信号よりも３３％効率よく収集される。 第７Ａ図と第７Ｅ図に示された如く水溶存ＣＯ₂とＯ₂のラマンスペクトルは、 溶存水性状態においてそのようなガスの最初に報告された測定である。これらの 溶存ガススペクトルの取得は、本発明のラマン分光法のこの実施態様によって達 成可能な高レベルの感度及び再現性を特に立証する。 第７Ａ図を参照すると、ＣＯ₂のガス状スペクトルにおいて、１３８８ｃｍ^-1 における伸縮バンドは、溶存状態において下方周波数（１３８１ｃｍ^-1）にわず かにシフトする。同時に、１２８６ｃｍ^-1における変角上音の相対強度は、非常 に減少する。これは、ＣＯ₂の溶存状態の変角モードにおける強いシフトによる ものであり、フェルミ共鳴を減衰さ せる。 同様に、第７Ｅ図に示されたＯ₂スペクトルにおいて、伸縮バンドは、約１０ ｃｍ^-1だけ下方エネルギーにシフトする。対照的に、それぞれ第７Ｂ図と第７Ｃ 図に示されたバンドＳＯ₂とＮ₂Ｏは、これらのスペクトル測定において顕著にシ フトしなかった。 第７Ｄ図において、ジメチルエーテルは、溶存及びガス状態におけるラマンス ペクトルの間に最強の変化を表示する。比較的大きな線シフトのほかに、「新規 」の付加バンドが、１０８３ｃｍ^-1と１１５２ｃｍ^-1において溶存ジメチルエー テルのラマンスペクトルにおいて出現する。気相におけるジメチルエーテルのＩ Ｒスペクトルにおいて見られるこれら２つのバンドの出現は、中心の酸素原子と 近隣の水分子の間の水素結合により、溶存状態における対称性の損失から生ずる 。対称性のこの損失は、選択規則を緩和し、そのようなＩＲ活性モードを同様に ラマン活性にする。 溶存状態におけるガスからの振動ラマン線は、対応するガス状態と比較して、 増大した線幅を示す。これは、一般に、水性環境におけるガス分子の急速な振動 の緩和と、非均質の広がり効果による。しかし、第７Ｄ図において、１４７０ｃ ｍ^-1の周りのガス状ジメチルエーテルにおける回転バンドは、溶存フェーズにお いてより鋭く規定される。事実、対称及び反対称ピ−クを別々に観察することが できる。 第８Ａ図は、この例において、溶存ＣＯ₂で飽和された、ＰＢＳ試料の典型的 な白色光補正スペクトルをグラフを用いて図示する。第８Ａ図のスペクトルを、 第７Ａ図の背景減算ＣＯ₂スペクトルと比較することにより、ＣＯ₂が最高可能濃 度である時さえも、背景は、全スペクトル を支配することが示される。実際に、大抵のガスに対して、溶存ガス信号は、Ｐ ＢＳ、びん及びホログラフィーフィルターからの背景ラマン信号と比較して小さ い。 本発明のラマンスペクトル法の一部として、第７Ａ図〜第７Ｅ図に示された如 く収集されたガス状試料からのデータは、部分最小自乗（ＰＬＳ）方法を用いて 分析される。ＰＬＳ方法は、多成分スペクトルから濃度予測を抽出するための効 率的な技術である。それから、ＰＬＳに対する最適スペクトル範囲とビンサイズ が、連続計算ランによって経験的に決定される。予測データの完全性を検証する ために、液体試料における溶存ガス濃度は、市販の血液ガス分析器（Ｃｉｂａ Ｃｏｒｎｉｎｇ）において測定される。 第８Ｂ図は、ＰＬＳ相互妥当化によって予測された濃度と血液ガス分析器によ る測定基準値の間の比較をグラフを用いて図示する。この特定の実施態様に対し て、１０００〜１５００ｃｍ^-1の領域と，１５ｃｍ^-1の分解能に対応する５ピク セルのビンサイズを選ぶことにより、最低予測誤差になる。そのようなビンサイ ズは、使用システムの特定の実施態様の分解能と、この形態におけるラマンバン ドの一般固有幅にほぼ対応する。第８Ｂ図において、合成二乗平均平方根値（Ｒ ＭＳ）誤差は、１２トルである。しかし、ＲＭＳ誤差は、信号対雑音（Ｓ／Ｎ） 比に逆比例する。このため、Ｓ／Ｎ比を倍加することにより、ＲＭＳ誤差を半減 する。この誤差を縮小する一方法は、ラマン信号収集を高めるために、上記のＣ ＰＣの使用の如く、より効率的な収集幾何学的配置を組み込むことである。 さらに別の好ましい実施態様において、本発明の方法は、グルコース、 乳酸とクレアチニンの如く、溶存生物分析物を測定するために使用される。特に 、第９図は、一列のいろいろな濃度における食塩水のグルコースのＮＩＲラマン スペクトルをグラフを用いて図示する。スペクトルは、１５０ｍＷの８５０ｎｍ 励起光で測定され、主に水からの背景寄与は、減算された。スペクトル集積時間 は、８ｍｇ／ｍｌ濃度に対する１０秒から０．５ｍｇ／ｍｌ濃度に対する５分で あった。振動バンドは、グルコース分子の骨格モードに割り当てられる。低濃度 試料からのスペクトルは、７点平滑化で処理される。大人の血液流におけるグル コースの典型的な正常生理学的濃度は、約１００ｍｇ／１００ｍｌである。この ため、グルコースの亜生理学的濃度は、本発明のＮＩＲラマン分光システム及び 方法によって直接に測定されることがここで立証される。 再び、上記の部分最小二乗（ＰＬＳ）分析の如く、ケモメトリック技術の実現 は、システム分解能を超えたスペクトル情報の最大回復が、精密な定量分析のた めに望まれる程度に使用される。例えば、第１０Ａ図と第１０Ｂ図は、食塩水に 溶存された種々の量のＣＯ₂の背景有及び無のそれぞれのラマンスペクトルを示 す。ラマンスペクトルは、３分間のスペクトル集積において、約１５０ｍＷの８ ５０ｎｍレーザー励起で獲得された。（１２８４ｃｍ^-1と１３８２ｃｍ^-1におけ る）炭酸ガスと関連したラマンバンドの寄与を見ることができる。また、雑音の 存在は、特に、全飽和レベルの３０％よりも低い溶存ガス濃度において、線形状 と強度においてラマンスペクトルの解釈に干渉することに注意せよ。干渉の程度 は、試料系の複雑さの増大により高まりやすい。 第１１図は、第１０Ａ図と第１０Ｂ図において提示されたデータのＰＬＳ分析 の品質をグラフを用いて図示する。３つの負荷ベクトルは、実 濃度と分析濃度の間の相関を発生させるために使用される。相関係数とその平方 は、それぞれ、０．９９８９と０．９９７８であり、第１１図に示された如く、 座標（０、０）と（１００、１００）を通過するほぼ完全な直線を表現する。表 １は、ＰＬＳ分析における付加情報を提供する。 上記の如く、ＰＬＳ技術の如くケモメトリック方法は、ラマンスペクトルから より正確な濃度レベルのガス及び分析物を抽出するための本発明の有益な見地で ある。しかし、ケモメトリック手順は、複雑であり、多数の使用者は、経験的に 測定された不確実性レベルにより濃度を推定する「ブラックボックス」として取 り扱う。本発明の一部として、試料濃度レベルを抽出するために所与のラマンス ペクトルを分析する方法は、ＰＬＳ分析と関連した不確実性レベルを測定するた めの数値公式を含む。特に、定量的ラマンデータ分析は、ラマンデータにおける ＰＬＳ不確実性に関与し、次の段階を含む。ケモメトリック分析を使用する多変 量表現に関する一層の詳細は、Ａ．Ｌｏｒｂｅｒ ａｎｄ Ｂ．Ｒ．Ｋｏｗ ａｌｓｋ、Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｃｈｅｍｏｍｅｔｒｉｃｓ、２（９３）（１ ９８８）の出版物と、Ｐ．Ｇｅｌａｄｉ ａｎｄ Ｂ．Ｒ．Ｋｏｗａｌｓｋｉ、 ”Ｐａｒｔｉａｌ Ｌｅａｓｔ−Ｓｑｕａｒｅｓ Ｒｅｇｒｅｓｓｉｏｎ： Ａ Ｔｕｔｏｒｉａｌ、” Ａｎａｌ．Ｃｈｉｍ．Ａｃｔａ．、１８５：１−１７ （１９８６）において見いだされ、これらの出版物の内容は、ここで参照された 。 最初に、リン酸緩衝塩水（ｐＨ７．４）における溶存グルコース、乳酸とクレ アチニン（Ｓｉｇｍａ Ｃｈｅｍｉｃａｌ）のラマンスペクトルは、第１２Ａ図 に示されたシステムによって獲得される。これらのデータは、本発明の不確定性 公式を検証するために、コンピュータにおいて純粋スペクトルとして使用される 。この分析のためのラマン分光システムは、アルゴンイオンレーザー３１４（Ｓ ｐｅｃｔｒａ Ｐｈｙｓｉｃｓ Ｓｔａｂｉｌｉｔｅ ２０１７）によってポン ピングされた同調可能な色素レーザー３１６（Ｃｏｈｅｒｅｎｔ ５９９）を具 備する励起光源３１２を含む。２００ｍＷにおける８３０ｎｍの励起光は、Ｋａ ｉｓｅｒフィルター３３２によってホログラフィー的に濾波され、ｆ／１．７ １００ミクロンコアシリカ光ファイバープローブ３２０（Ｃｏｒｎｉｎｇ）へ結 合される。ファイバーからの光は、ガラスねじ付きびん３１８（１ｃｍ径）にお いて保持された液体試料の上に１：１結像される。試料からの後方散乱光は、収 集され、７ファイバープローブ３２２（１中心６周囲の幾何形状、第１２Ｂ図の 拡大図を参照）へ１：１再結像される。プローブの近位端部において、ファイバ ーは、コラムへ再配分され、ホログラフィーラマンエッジフィルター３３４と、 試料によって必要とされた特定波長領域に対して最適化された体積フェーズホロ グ ラフィー透過格子（Ｋａｉｓｅｒ）を備えた単一段ｆ／１．８分光器３２８のス リットに直接に結合される。格子は、５１２×５１２要素、背面薄化、液体窒素 冷却ＣＣＤチップ３３０（Ｔｅｋｔｒｏｎｉｘ、Ｐｒｉｎｃｅｔｏｎ Ｉｎｓｔ ｒｕｍｅｎｔｓ）の上に収集光を分散させる。ＣＣＤ信号は、単一の５１２ピク セルスペクトルを生成するために、垂直にビンに入れられる。 別の好ましい実施態様において、プローブ３２０は、血液ガス及び／又は分析 物の生体内監視のために血管又は動脈の如く、人の脈管系の内腔へ挿入されたカ テーテル又はレーザー内視鏡である。 第１３図は、第１２Ａ図のシステムで１００秒に対して取った、リン酸緩衝塩 水においてグルコース、乳酸とクレアチニンを含有する溶存分析混合物のラマン スペクトルをグラフを用いて図示する。混合試料は、リン酸緩衝塩水（ｐＨ７． ４）におけるグルコース、乳酸とクレアチニンの１００ｍＭ貯蔵液から準備され た。混合物において、個々の分析物の重量モル濃度は、０〜１００ｍＭであった 。第１３図は、システムと食塩水からの背景の減算の有無の混合スペクトルを示 す。分析物からのラマンバンドは、全信号と比較して、小さく見えることに注意 せよ。 第２に、スペクトルは、塩水背景を減算され、それから平滑化され、３つの「 純粋」な分析物スペクトルを生成する。これらのスペクトルは、第１４Ａ図〜第 １４Ｃ図に示される。スペクトルセットは、キャリブレーションのために必要と され、これら３つの純粋スペクトルの２０の無作為な組合せから成る。ＰＬＳキ ャリブレーションは、基準として既知濃度を用いて、グルコース、乳酸とクレア チニンに対して別々に行われる。各場合において、３つの重量ベクトル（ｗ）、 負荷ベクトル（ｂ）、 及び評点係数（ｖ）が、不確定性公式における使用のために発生される。これら から、平均（ＲＭＳ）濃度不確実性ｅを計算するための式は、 として書かれる。ここで、ｎは、ＲＭＳ雑音振幅である。ここで、ベクトルは、 純粋スペクトルの基礎となるモデルであり、そして係数は、所望の分析物につい てのどれだけの情報が各ベクトルに存在するかの示度である。 第３に、ゼロの平均値と既知のＲＭＳ値を有するシミュレートされた雑音は、 未知スペクトルのセット、もしくは、純粋スペクトルの別の２０の無作為な組合 せから成る「予測セット」である。雑音を含む典型的な混合スペクトルは、第１ ５図に示される。 最後に、３つの分析物のＰＬＳ分析は、雑音のない訓練セットからのキャリブ レーションを用いて、２０の未知スペクトルについて行われる。各分析物に対す るＲＭＳ誤差が、計算される。 コンピュータからの不確実性は、第１６Ａ図と第１６Ｂ図において部分的に示 され、分析的に計算された値と共に、表２においてより完全に列挙される。３つ のすべての分析物に対して、計算からの不確実性は、式（１）の理論的計算から のものと整合する。 表１ コンピュータシミュレートされたラマンのＰＬＳ分析からの結果 実験データからの不確実性は、計算された最小不確実性と共に、表３において まとめられる。実データの１００秒のスペクトルにおいて、（乳酸に対して）わ ずかに２．１ｍＭのＲＭＳ分析誤差が、観察される。グルコースとクレアチニン に対するＲＭＳ誤差は、それぞれ、１．９ｍＭと１．５ｍＭにおいて許容パラメ ータを規定し、第１６Ａ図と第１６Ｂ図に示される。この分析法は、収集データ を検査し、適切な限界内に入るかを判定するプロセスを提供し、一層の診断分析 のために使用される。 既知レベルの分析物が、人の全血のキュベットに付加され、試料は、この特定 例において５分の収集時間に対して、ここで示された如くラマンシステムにおい て走査され、ＰＬＳプロセスが、濃度を抽出するために使用された。データを効 率よく使用するために、クロスキャリブレーションが、行われ、この場合、一度 に一試料が、キャリブレーションセットから回転して取り出され、分析される。 第１７Ａ図は、人の全血におけるグルコースに対するＰＬＳクロスキャリブレ ーションの結果を示し、第１７Ｂ図は、人の全血における重炭酸塩に対するＰＬ Ｓ結果を示す。第１７Ｃ図は、ｃｍ^-1において指示された波長による人の全血の 測定スペクトルである。全血におけるグルコースの分析の結果は、平均不確実性 ＝４．０ｍＭを有した。全血に送り出されたパワーは、１５０ｍＷであり、この 例の収集ファイバー数は、１であった。収集時間は、縮小され、測定精度は、Ｃ ＰＣと付加ファイバーを用いることにより、向上される。 全血における重炭酸塩の結果は、平均予測不確実性＝５．０ｍＭを有した。実 験パラメータは、グルコースと同一である。第１７Ｂ図の陰影領域は、人の全血 における重炭酸塩の典型的なレベルの範囲を示す。破線は、臨床設定において識 別することが重要な高及び低レベルを指示する。 この測定においてグルコース濃度とグルコースラマン信号の間に直線性がある 。しかし、多重背景源は、グルコース信号を隠蔽し、直接的なピーク分析を困難 にした。代わりに、部分最小自乗（ＰＬＳ）の多変量技術は、背景干渉を補正し 、各試料におけるグルコースの量を定量化するために使用された。純成分のスペ クトルの固有の特徴を反映する「重量ベクトル」と「負荷ベクトル」を用いて、 ＰＬＳは、より多くの基準情報を必要とするより明白 な方法と匹敵される濃度予測精度のレベルを達成する。ＰＬＳは、このため、臨 床分光血液分析によって課せられる条件に対して好適であり、この場合、多数の 源が、観察信号に寄与するが、それらの少数のみが、監視される必要がある。こ れらの実験において、ＰＬＳ分析を行うために必要とされたデータは、血液スペ クトル自体、スパイクされたグルコース濃度、及び血液貯槽における「天然」グ ルコースの解糖率であった。ＰＬＳ計算濃度は、濃度の一定のオフセットによっ て影響されないために、貯槽におけるグルコースの絶対濃度は、スパイクされた グルコースの予測に無関係である。こうして、ここで報告された濃度は、スパイ クされたグルコースのみに言及するが、それらは、実験の開始時に貯槽のグルコ ース濃度を測定し、この数を報告値に加算することにより、全グルコースに容易 に変換される。予測誤差は、同一である。 データは、ＰＬＳ相互妥当化によって分析され、この場合、プロセスは、一試 料をキャリブレーションセットから除外して展開され、除外された試料の濃度は 、縮小セット手順を用いて予測される。プロセスは、各試料の濃度が予測される まで、種々の分属を用いて、繰り返される。各試料を未知として取り扱うことに より、このプロセスは、不偏の予測を生成する。相互妥当化から帰着する二乗平 均平方根予測誤差（ＲＭＳＥＰ）は、未知グルコース濃度の同様の試料について 、全キャリブレーションセットを用いて発生され、マスターＰＬＳ方法を用いて 行われた将来予測の不確実性の見込み推定である。 ＮＩＲラマン技術が、全濃度範囲で血液グルコースを測定することができるこ とを明確に立証する、測定の間の高い相関係数（ｒ＝０．９９）があった。主に スペクトル雑音レベルによって限定された３．６ｍＭのＲＭＳＥＰ は、６つの負荷ベクトルと波数範囲７８５〜１７６０ｃｍ^-1を用いて、達成され た。グルコースのラマンバンドに対応するピークは、第１７Ｄ図に示された如く 、ＰＬＳ回帰ベクトルにおいて出現した。スペクトル（ａ）は、ＰＬＳ回帰ベク トルであり、明瞭性のために、純粋グルコースのスペクトル（ｂ）からオフセッ トされる。 その一般的性質のために、ＮＩＲラマン法は、十分な光を散乱させるラマン活 性血液成分の濃度を測定することができる。 健康な個人の血液グルコース濃度は、４〜７ｍＭであるが、糖尿病患者の濃度 は、１０ｍＭよりも十分に上に達する。臨床測定技術は、一般に、１ｍＭの不確 実性を有する。重炭酸塩濃度は、通常、２５ｍＭに近く、１０〜４０ｍＭの範囲 を取り、そのため、５ｍＭ以内の測定は、顕著な生理学的形態を識別することが できる。上記の方法を用いて、我々は、数ｍＭ範囲においてＲＭＳＥＰ値を達成 した。グルコースと重炭酸塩に対して、これは、所望の臨床不確実性のレベル内 にある。これらの実験における濃度予測精度は、レーザーパワー、収集領域と収 集立体角を増大させることにより改良される信号対雑音比に関して、ほぼ直線的 に概算される。こうして、グルコースと重炭酸塩に対する臨床上有益な予測不確 実性は、１分以内の生体外血液走査から利用可能である。 経皮性測定に対するＮＩＲラマン法の使用は、血液分析物レベルの変化への組 織分析物濃度の応答時間の測定を用いて、基準血液試料への適正のキャリブレー ションに関与する。これは、異なる分析物に対して変化する。組織は、それ自身 の信号に寄与するために、溶存グルコース及び他の分析物の平均濃度の測定は、 血液組織マトリックスにおいて直接に行われる。組織分析物は、血液分析物によ って現在提供されるものと相補的な情報を提供するた めに測定される。 患者の血液の連続経皮性監視を行うためのシステムは、第１８図において示さ れる。第１９図の流れ図は、第１８図のシステムを用いる好ましい方法を例示す る。段階のこの特定順序は、本発明の方法及びシステムによるラマン分光システ ムによる人の皮膚表面の部分の下の血液部位の連続経皮性監視及び分析を記述す る。この特定実施態様のシステム部分は、３つの主要なサブシステムに分割され る。即ち、励起段階７１０、ラマン収集／検出段階７３０、及びデータ分析段階 ７５０である。励起フェーズは、励起レーザーパルス７１４の範囲を設けるため のパルスレーザ源７１２、レーザー源に結合された光ファイバーキャリヤ７１６ 、及び、ファイバー背景を除去し、濾波された励起レーザー７２０を生成するた めのホログラフィー入力フィルター７１８を具備する。それから、皮膚表面７２ ２の部分の下の血液部位７２４は、濾波されたレーザーによって照射される。目 標血液部位は、入射光を散乱させ、ラマン散乱信号７２６を生成する。 フィルターとプローブの遠位端部は、組織への光結合を設けるために、遠位端 部において光シールド、レンズ又はＣＰＣのいずれかを使用するハンドヘルドユ ニットを提供する。 第１９図の方法の収集／検出フェーズにおいて、散乱ラマン光は、ＣＰＣ７３ ２によって収集され、ＣＰＣの近位端部に結合されたホログラフィー出力フィル タ７３４によって濾波される。それから、そのような収集及び濾波されたラマン 光は、ＣＰＣの出力径に一致する適切な開口数を有する光ファイバー収集束７３ ６によって伝送される。光ファイバー束の出力端は、分光器７３８とＣＣＤ７４ ０から成る検出システムに結合される。濾波されたラマンデータの高分解能読取 りは、分光器とＣＣＤの組合せサブシステムによっ て行われる。 データ分析フェーズにおいて、標本されたラマンデータは、ＰＬＳ技術７５２ を用いて分析及び類別される。結果は、多様な不確実性７５４から生ずる誤差に 対してチェックされる。最後に、分析される血液の特定試料に対する濃度レベル が、計算７５６される。表示監視システム７６０は、上記の方法によって決定さ れた多様な血液分析物及びガスの濃度レベルを表示し、励起レーザーパルスを発 生させるために、レーザー源を周期的にトリガーすることにより、そのような診 断を連続的に実行する。 第１８図の分析プロセスを実施するために使用される装置が、第１９図に示さ れる。レーザー源７７０は、持続波か、もしくは、一定周波数において一連の励 起レーザーパルスを発生させる。光ファイバーキャリヤ７７２は、レーザー源に 結合され、励起レーザーを光フィルター７７４に送出する。それから、濾波され た励起レーザーは、プローブ７７６を通して組織表面７９０の部分の下の血液部 位を照射するために集束される。励起レーザーに応答して放射されたラマン散乱 光は、プローブの遠位端部においてＣＰＣ７７８によって収集される。ラマン光 の収集は、出力フィルタ７８０によって濾波され、光ファイバーキャリヤ７８２ によって分光器７８４とＣＣＤ７８６から構成された検出システム７９２に送り 出される。検出システムへ結合されたコンピュータ／ディスプレイ７８８を具備 する分析システムは、目標血液部位における溶存血液ガス及び分析物の濃度を決 定するために、検出システムからの生データを処理する。 第２０図は、光が送出及び収集される遠位端部８０２を含むハンドヘルド診断 プローブ８００の概略的形式を示し、遠位端部は、ＣＰＣ８０４とレンズ８０６ を収納する。遠位端部はまた、アレイにおいて多数の小型ＣＰＣを 含み、ファイバーオプティックスでは、ここで記載されたこの又は他の実施態様 において結像能力を提供するために、適切なレンズと共に使用される。しかし、 この実施態様において、複数の鏡８１０、８１２と干渉フィルタ８１４は、複数 の周波数の光を検出器に直接に送り出すために使用される。この特定例において 、４つの周波数が、検出器８１６によって検出され、合成データは、分析のため にコンピュータにケーブル８２０によって送られる。レーザー源からの光８１８ は、レンズ８０６と干渉フィルタの間のＣＰＣに結合される。このシステムは、 特に、光ファイバーのない収集幾何学的配置を示す。さらに、別のＣＰＣ８３０ はまた、ＣＰＣの小アパーチュアを検出器表面に結合した検出器に収集光を送る ために、ここで記載されたこれと他の実施態様で使用される。 等価物 発明が、特定の方法及び装置に関連して記載されたが、説明は、実施例として であり、クレームにおいて記載された発明の範囲を限定するものではないことが 理解される。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ， ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，Ｌ Ｕ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ， ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＫＥ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，Ｓ Ｚ，ＵＧ)，ＵＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＺ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＥ，ＨＵ，Ｉ Ｓ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＫ，ＬＲ ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ， ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，Ｓ Ｄ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＳ，ＵＺ，ＶＮ (72)発明者 ダサリ，ラマンチヤンドラ・アール アメリカ合衆国マサチユセツツ州02173レ キシントン・グレートロツクロード６ (72)発明者 フエルド，マイケル・エス アメリカ合衆国マサチユセツツ州02168ニ ユートン・ヒンクリーロード56 (72)発明者 イツカン，アービング アメリカ合衆国マサチユセツツ州02115ボ ストン・コモンウエルスアベニユー308 (72)発明者 タナカ，カズ アメリカ合衆国マサチユセツツ州02143サ マービル・シーダーストリート20 (72)発明者 ワング，ヤング アメリカ合衆国マサチユセツツ州02143サ マービル・ビーコンストリート88・アパー トメント15

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．血液における溶存ガスを測定する方法において、 ラマン散乱が、照射された血液の溶存ガスにおいて発生するような波長の放射線 で血液を照射する段階と、 溶存ガスからラマン散乱光を収集する段階と、 放射線に応答して、溶存ガスから収集されたラマン散乱光を検出する段階とを具 備する方法。 ２．血液における溶存ガスの濃度を決定することをさらに具備する請求の範囲 １に記載の方法。 ３．Ｏ₂とＣＯ₂を具備するグループから選択された溶存ガスの濃度を決定する ことをさらに具備する請求の範囲２に記載の方法。 ４．放射線が、７００〜１０００ｎｍの範囲内の波長においてレーザーによっ て放射される請求の範囲１に記載の方法。 ５．検出光からのスペクトル表現を発生することと、複数の血液分析物を測定 するために、スペクトル表現を分析することとをさらに具備する請求の範囲１に 記載の方法。 ６．光ファイバー装置の遠位端部において光視準器を用意することと、光視準 器を通してラマン散乱光を収集することとをさらに具備する請求の範囲１に記載 の方法。 ７．レーザーに結合された光ファイバープローブを用意することと、光ファイ バープローブを通して放射線を血液に照射することとをさらに具備する請求の範 囲１に記載の方法。 ８．ラマン散乱光を収集するために光ファイバー収集器を用意することをさら に具備する請求の範囲１に記載の方法。 ９．放射線のレーザー源と照射血液の間に第１光ファイバーを用意することと 、照射血液と光ファイバー収集器の間に第２光ファイバーを用意することとをさ らに具備する請求の範囲８に記載の方法。 １０．励起波長を有するレーザー放射線で組織の部分を通して血液を経皮的に 照射する段階と、 レーザー放射線に応答して血液からのラマン散乱光を検出する段階とを具備し、 ラマン散乱光は、励起レーザー放射線の波長とは異なる波長を有する血液の分光 分析法。 １１．第１光ファイバー装置により組織へレーザー放射線を結合することと、 第２光ファイバー装置でラマン散乱光を収集することとをさらに具備し、第２光 ファイバー装置は、ラマン散乱光を検出する検出器に結合される請求の範囲１０ に記載の方法。 １２．第１光フィルター装置でレーザー放射線を濾波することと、光ファイバ ー装置によって生成されたラマン光を含む背景光を除去するために、第２光フィ ルター装置でラマン散乱光を濾波することとをさらに具備する請求の範囲１０に 記載の方法。 １３．血液における血液ガス及び分析物の濃度レベルを抽出するために、ラマ ン散乱光を分析することをさらに具備する請求の範囲１０に記載の方法。 １４．７００〜１０００ｎｍの範囲の波長を有する放射線を血液に照射するこ とをさらに具備する請求の範囲１０に記載の方法。 １５．血液における溶存血液ガスと電解質を検出することをさらに具備する請 求の範囲１０に記載の方法。 １６．血液ガスを検出する段階が、さらに、Ｏ₂とＣＯ₂を含むグループから選 択された溶存血液ガスを検出することを具備する請求の範囲１５に記載 の方法。 １７．血液からラマン散乱光を収集するための光集信機を用意することをさら に具備し、収集光は、検出器に光結合される請求の範囲１０に記載の方法。 １８．血液を分光的に監視する方法において、 患者の血液を含有する内腔に近接してプローブを位置付ける段階と、 励起波長を有するレーザー放射線を内腔の血液に周期的に照射する段階と、 周期的レーザー放射線に応答して、血液から、励起レーザー放射線の波長とは異 なる波長を有するラマン散乱光を検出する段階とを具備する方法。 １９．第１光ファイバー装置により血液の上の組織にレーザー放射線を結合す ることと、第２光ファイバー装置によりラマン散乱光を収集することとをさらに 具備し、第２光ファイバー装置は、ラマン散乱光を検出する検出器に結合される 請求の範囲１８に記載の方法。 ２０．第１光フィルター装置でレーザー放射パルスを濾波することと、光ファ イバー装置によって生成されたラマン光を含む背景光を除去するために、第２光 フィルター装置でラマン散乱光を濾波することとをさらに具備する請求の範囲１ ８に記載の方法。 ２１．血液部位における血液ガス及び分析物の濃度レベルを抽出するために、 ラマン散乱光を分析することをさらに具備する請求の範囲１８に記載の方法。 ２２．血液の分光分析法において、 レーザー放射線を血液の溶存ガスに照射する段階と、 レーザー放射線に応答して、溶存ガスから復帰するスペクトルラマン散乱光を検 出する段階であり、ラマン散乱光は、励起レーザー放射線の波長とは異 なる複数の波長を有する段階と、 検出スペクトルから背景スペクトルを減算する段階とを具備する方法。 ２３．第１光ファイバー装置により試料へレーザー放射線を結合することと、 第２光ファイバー装置でラマン散乱光を収集することとをさらに具備し、第２光 ファイバー装置は、ラマン散乱光を検出する検出器に結合される請求の範囲２２ に記載の方法。 ２４．第１光フィルター装置でレーザー放射線を濾波することと、光ファイバ ー装置によって生成されたラマン光を含む背景光を除去するために、第２光フィ ルター装置でラマン散乱光を濾波することとをさらに具備する請求の範囲２２に 記載の方法。 ２５．試料における血液ガス及び分析物の濃度レベルを決定するために、ラマ ン散乱光を分析することをさらに具備する請求の範囲２２に記載の方法。 ２６．組織を照射するためのダイオードレーザーを用意することをさらに具備 する請求の範囲２２に記載の方法。 ２７．人の血液を分析するための分光診断法において、 血液へ透過された波長において赤外スペクトルの放射線を放射する光源と、 入力端部と出力端部を有し、ラマン散乱光を収集する光ファイバー装置と、 血液分析物からラマン散乱光を検出する光ファイバー装置の出力端部へ結合され た検出器と、 血液における分析物の濃度を決定するデータプロセッサーとを具備する分光診断 法。 ２８．組織の層を通して赤外放射線を送出し、組織の下側の血液の部位を照射 するためにレーザーに光結合された光ファイバー装置と、 光を濾波するプローブの遠位端部に結合された入力端部と、レーザー放射線 を通過させるための出力端部とを有する第１光ファイバーと、 光を反射する空洞と、入射角の範囲で血液からのラマン散乱光を含む光を収集す る遠位端部におけるアパーチュアと、第１フィルターの出力端部に結合された収 集光を透過させるためのアパーチュアよりも大きな直径を有する近位端部におけ る出力経路とを具備する光集信機とをさらに具備する請求の範囲２７に記載のシ ステム。 ２９．検出器が、 ラマン光を検出するための電荷結合素子に結合された分光器を具備する第１サブ システムと、 検出されたラマン光から溶存血液ガス及び分析物の濃度レベルを定量化するため に、部分最小自乗プロセスを有する分析器を具備する第２サブシステムとを請求 の範囲２８に記載のシステム。 ３０．第１フィルターが、ホログラフィー帯域フィルターを具備し、ホログラ フィーダイクロイックビームスプリッターをさらに具備する請求の範囲２８に記 載のシステム。 ３１．光集信機が、非結像複合放物面集信機を具備する請求の範囲２８に記載 のシステム。 ３２．光ファイバー装置が、集信機の出力経路の直径にほぼ等しい寸法の入力 端部と、検出器の分解能に対応する複数の垂直列において構成された光ファイバ ーストランドを有する出力端部においてアパーチュアを具備する請求の範囲２８ に記載のシステム。 ３３．光源が、組織層を通して血液分析物の経皮的測定のための光ファイバー 装置に結合されたレーザーを具備する請求の範囲２７に記載のシステム。 ３４．分光診断システムのための複合放物面集信機を形成する方法におい て、 マンドレルの一方の端部における放物状先端を有する円筒マンドレルを形成する 段階と、 放物状先端において層を形成する段階と、 内部空洞と２つのアパーチュアを有する複合放物面集信機を形成するために、層 からマンドレルを取り除く段階と、 反射材を内部空洞に被覆する段階とを具備する方法。 ３５．内部空洞の寸法が、空洞の小開口へ光を放射する試料表面領域の近似半 径と、光ファイバーが空洞の大開口から出る光を受容する最大角度に従属し、 ｒ²Ｃ²＋ｒ［２ＳＣｚ＋２ａ'(１＋Ｓ)²］＋ ［ｚ²Ｓ²−２ａ'Ｃ(２＋Ｓ)ｚ−ａ'²(１＋Ｓ)(３＋Ｓ)］＝０ によって与えられた断面関数に従い、 ここで、ｚは、マンドレル長に沿った距離、ｒは、ｚ軸に沿った所与の点におけ るマンドレル半径、ａ’は、試料領域の半径、Ｃ＝ｃｏｓｆ、ここで、ｆは最大 ファイバー受容角度、Ｓ＝ｓｉｎｆである請求の範囲３４に記載の方法。 ３６．コンピュータシステム、旋盤、切削工具、及び旋盤を駆動する作動器を 含む制御システムをさらに具備する請求の範囲３４に記載の方法。 ３７．金属材料が、金を具備する請求の範囲３４に記載の方法。 ３８．マンドレルを浴に浸し、材料をマンドレルに電着させる段階をさらに具 備する請求の範囲３４に記載の方法。 ３９．集信機の近位端部をレーザーと検出器に光結合することをさらに具備す る請求の範囲３４に記載の方法。 ４０．透光性材料で複合放物面集信機を形成することをさらに具備し、材料は 、選択波長範囲内で透光性である請求の範囲３４に記載の方法。