JPS63283627A - 心臓血管の短時間診断用カテーテルにおける幾何光学的差によるヘマトクリット、及び血液酸素の特定に適した測定及び補正システム - 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】 産業上の利用分野 本発明は、広くは液中懸濁物質の性質を測定すべく用い
られる光学カテーテルシステムに関するものである。よ
り特定すれば、この発明は短期診断に用いるための心臓
血管診断用カテーテルであって、研摩された先端を患者
の血流中に侵入させて血液特性を反射計法により分析す
るための光ファイバを含むカテーテルに関するものであ
る。

このような血液特性の測定を行う場合、光ファイバの先
端は通常患者の右心室又は肺動脈内に位置決めされる。

それらの位置には体内を循環する血液のほとんどすべて
が集まり、肺に帰還するためによく混合される。その結
果、例えば酸素飽和レベルなどのような条件は、全身の
平均的な静脈状態の定義として表わされる。

“短期”という場合、ここでは分又は時間単位で表わさ
れる比較的短い期間を指すものとする。

したがって、長期という場合には、月又は年で表わすよ
うな比較的長い期間を指すものとする。そして、このよ
うな長期を対象とする関連装置としては、いわゆるペー
スメーカーシステムの“永久”埋め込み部分等がある。

従来の技術 本発明は、広範囲に利用可能であるが、関連する従来技
術は心臓血管診断用カテーテルの分野においてのみ存在
する。

光ファイバを含む心臓血管用カテーテルは血中酸素の飽
和度の短期測定用としてよく知られている。この分野に
おいては、注目すべき先行技術として、例えばショー、
その他に与えられた米国特許第４２９５４７０号、第４
１１４６０４号及び第３８４７４８３号並びにスペリン
ド、その他に与えられた米国特許第４５２３２７９号及
び第４４５３２１８号がある。これら米国特許のシステ
ムは、概して血液中に２又は３種類の異なった波長の光
を投射するものである。

一般に血液は異なった波長の光成分を異なった態様で反
射する。すなわち、反射率の差又は比率は血液中の酸素
飽和レベルに従って変化する。その結果、反射率の比は
酸素飽和度の測定値とじて用いることができる。

単に２波長しか用いないようなシステムでは、系統的な
測定誤差を生ずる。すなわち、上記のショーに対する米
国特許第４１１４６０４号に記述された通り、ヘマトク
リット（概説的には血液中の血球濃度ということができ
る）は、２波長を用いて行われる酸素飽和度の測定値中
に誤差を与える幾つかの因子の一つである。

ショーの米国特許は第３の波長光を導入し、かつ検出す
ることにより上述の不都合及びこれに関する未制御因子
を解決するものである。この技術は、酸素測定値を未知
の効果のために補正するに十分な情報を提供するもので
ある。このような測定の精密化はきわめて有用であるが
、３種類の光源を要するという点において比較的複雑か
つ面倒な手順を伴うものである。

さらに、少なくともショーによって提案された形態にお
いては、ヘマトクリットそれ自体の有用な測定値を実際
に提供するのではなく、ヘマトクリットの効果を補正す
るのみであり、このような制約はへマドクリットが独立
した診断情報を有するものである以上望ましいことでは
ない。

本発明に関連する別の分野における従来の研究調査はＪ
、Ｍ、シュミット、Ｆ、Ｇ、　　ミーム、Ｊ、ショット
及びＪ、Ｄ、マインドルによって発表された論文“イン
ブランクブルテレメトリーフォーメジャメントオブ０□
　サチュレーション”に記述されている。彼等の論旨は
また、ＩＥＥＥフロンティアーズオブエンジニアリング
アンド　コンピユーテイング　インヘルスケア（１９８
４年刊）の第７０３頁にも置載されている。

このシュミット等の論文は酸素飽和度の長期測定に関し
、しかも光ファイバの使用を伴わないという意味で本発
明からは幾分異なった分野に関連する。

すなわち、シュミット等のシステムは、患者の身体内の
測定個所に直接埋め込み可能なトランスデユーサを用い
るものである。そこには光ファイバは存在せず、必要な
光源及び検出器は患者の血流中に直接露出するものであ
る。このシステムは酸素濃度及びヘマトクリットの両方
を測定するものである。

上記の論文はまた、２種類の光源−検出器間距離におい
て検出された光強度の比が、酸素飽和度とは独立してヘ
マトクリットを測定すべく用いられることを示唆するも
のである。この論文はそれを実行するための特定の配列
を開示するものではない。

シュミットのシステムにおいて、原理的にデータは実験
室における診断測定器への遠隔無線監視により、患者の
身体から引き出される。しかしなから、厳密に言えば、
シュミットのシステムはペースメーカー用の埋め込み制
御システムにおいてのみ有効な使用が可能である。

特に、シュミットのシステムは、きわめて高価かつ機械
的にもろいという不利益をもっている。

そのような装置の製作及び組立技術はシュミット等の記
述する通り、きわめて複雑かつ困難なものである。

妥当な使用上の安定性及び信頼性を確保するため、シュ
ミットグループはシリコンウェハー上に彼等の装置の種
々の要素（Ｉｃ制御回路を含む）を組み込むことが必要
であり、さらにそれを被覆しなければならないことを見
出した。当業者にとって明らかな通り、それらの手順は
種々の産業技術分野において最も必要とされ、かつコス
トの高いものの一つである。

完成したシュミットの装置はハンダ接続を有する密閉シ
ールされた精細なウェハー支持型トランスデユーサアレ
イである。シュミットの試みによって形成された各光学
トランスデユーサはしたがって現時点（１９８６年）の
貨幣単位において数百ドル以上である。

このようなコストレベルは永久埋め込み装置としては妥
当であるが、短期診断用装置としては問題外である。ま
た、無菌性が要求されるため、短期診断用心臓血管カテ
ーテルの分野における作業者は、そのようなカテーテル
が１回の使用のみで廃棄しなければならないことに同意
するであろう。このような廃棄可能な心臓血管用カテー
テルの場合、その材料コストは数ベニ−ないし数ドルの
範囲内に維持されなければならない。したがって、この
ような制約下においてのみすべての付属品を含む完成さ
れたカテーテルの価格を＠１１００〜２００ドルの範囲
にとどめることができるであろう。

シュミットの一般的な試みは、１９８５年発行の薬学及
び生物学界における゛’ＩＥＥＥ／エンジニアリング、
第７回年次会議議事録゛、第２の１巻、第１４４１頁に
おいて、公表されたＴ、Ｍ、　　ドナツー及びＲ，Ｌ、
ロンジー二による論文“アニュー　ノンインベーシング
　バック　スキャッタリング　オキシメータ”において
報告された装置に多少とも関連するものである。

ドナツー及びロンジー二は心臓血管用カテーテルや他の
型のカテーテル、又は血液中に浸される他の何らかの装
置もしくは心臓血管検査技術に言及するものではない。

しかしなから、彼等の発明は、血中酸素の飽和度及びヘ
マトクリットなどに類似したパラメータを測定するため
の光学装置に関するものである。

ドナツーのシステムは患者の身体表面に適用される反射
率酸素計である。それは患者の身体組織に対向して直接
配置され、光源からの光を組織中に直射するものである
。

前記ドナツーのシステムは組織自体及びその組織中に存
在する血液により散乱反射された光を受け入れる。すな
わち、装面は２個の分離した検出器において散乱光を受
け入れるようになっている。これらの検出器は患者の身
体組織に直接対向して配置され、したがって光はそれら
の組織から直接検出器に到達する。

しかしなから、これらの検出器は光源から各所定の距離
だけ隔たって配置され、それらの光源−検出器間隔の差
はいわゆる“組織へマドクリット”、すなわち単位体積
の身体組織当たり存在する血球量を測定するのに用いら
れる。

ヘマトクリット−補正酸素飽和度測定値、及び独立した
ヘマトクリット測定値の双方を直接心臓系内において得
ること、ができるような心臓血管短期診断用カテーテル
システムを実用的なコストレベルにおいて提供すること
はきわめて望ましいと言える。

１９８４年型ジュツトシステムはこのような測定は可能
にするが、価格的には困難であった。また、１９８５年
のドナツーシステムは身体表面のための類似の測定のみ
を可能にするものである。

Ｊ、１．　　シュミット、Ｆ、Ｇ、　　ミーム及びＪ。

Ｄ、マインドルの比較的最近の論文として１９８６年発
行のバイオメディカル　エンジニアリング年鑑第１４巻
第３５頁に形成されたものがあり、そこには心臓血管用
カテーテルの先端に取り付けるためのトランスデユーサ
システムが記述されている。この論文は本発明の完全な
先行技術を開示するものではないが、その前提概念の一
部をなすものとして引用する。

このシュミット等の最新型のトランスデユーサは、心臓
血管用カテーテル上への配置を除く他は１９８４年にお
いて彼等のグループが発表したものと同様である。

ショーのシステムにおいて、コストレベルがきわめて高
いという問題点はこの最新型のものにもそのまま存在す
る。この最新のシュミットシステムにおいても、なお望
まれることは最新の診断技術において要求される小型高
精度の装置化を満足することである。

特に、シュミットのグループは“約１９％”　（ｒｍｓ
変位）の測定値変動を報告している。この値変動は医療
技術の見地からは大きすぎる値である。

さらに、シュミットの光学センサパッケージは長さ６１
、幅２＋＋ｕ＋＋、そして厚さ１閣である。発表者は幅
を約１　＋ｎ＋ａに狭めることは可能であると信じてい
るが、そのような縮小を行ったところで、パッケージは
人体において使用する心臓血管用カテーテルのチップ上
に配置するには余りに大きいものである。

発明の要約 本発明は、種々の量の微粒子を含む液中の前記微粒子量
を測定するシステムに関するものである。このシステム
は光を発生するためのなんらかの手段及び光を検出する
ためのなんらかの手段を含んでいる。

説明を一般化するため、我々はこれらの手段を“発光手
段”及び“光検出手段”と称することにする。（我々゛
は広（一般的な特徴付けを行う本発明の他の部分に対し
ても類似の用語法を採用するものとする。） 発光手段及び光検出手段はいずれも対象とする液体から
分離している。−例として液体は患者の肺動脈中におけ
る血液であり、発光手段及び光検出手段は患者の身体直
外における設備モジュールに含まれるものとする。しか
しなから、本発明は、身体から比較的長距離隔てた他の
目的の装置にも適用可能である。

本発明はさらに、遠隔の発光手段からの光を対象とする
液体を経て同じく遠隔の光検出手段に伝送するための幾
つかの手段を必要とするものである。本発明においては
、この光伝送は通常は平行して敷設された２本の通路に
沿って行われるということが重要である。本発明によれ
ば、これらの光伝送手段は１本又は２本以上の光ファイ
バより構成されるものであり、我々はこれらの手段を“
光ファイバ手段”と称するものである。

光ファイバ手段により提供される２光路の各々は３本の
分路又は岐路を含んでいる。そのうちの第１の光ファイ
バ分路は遠隔発光手段から被検液に光を導くための分路
である。この第１の分路は被検液に近接するように配置
される光出射手段において終了している。

２光路の各々において第２の光ファイバ分路は被検液か
らの光を遠隔の光検出手段に導（ためのものである。こ
の第２の分路は被検液に近接するように配置された受光
手段から始まっている。

さらに、各光路においては光出射手段及び受光手段間に
おいて第３の分路が存在する。これは被検液及び微粒子
（血球）からの散乱に基づく被検液中の光路である。換
言すれば、各第３の分路の少（とも一部は被検液中に少
（とも浅く侵入するものである。

２光路の一方において、第１の分路及びその光出射手段
はその一方の光路における前記第２の分路及びその受光
手段に関して一定の幾何学的関係におかれる。

同様に、２光路の他方においても、第１の分路及びその
光出射手段はその光路における第２の分路及びその受光
手段に対して一定の幾何学的関係におかれる。そして、
この第２の光路における幾何学的関係は第１の光路にお
ける幾何学的関係とは異なっていることが特に重要であ
る。

この２光路における第１及び第２分路間の幾何学的関係
の相違が存在することにより、第３の分路、すなわち液
中の散乱反射を含む分路は２光路において異なった状態
に形成される。この第３の分路間の相違は被検液中の微
粒子濃度測定手段を提供するものである。

本発明は、さらに２光路に沿ってそれぞれ伝送された光
を比較することにより微粒子量を判定するための幾つか
の手段を含んでいる。これらの手段は言わば“翻訳手段
”であり、光検出手段に応答し、かつ二つの異なった幾
何学的関係を考慮して演算を行うものである。

前述したシステムは本発明の広い適用範囲における一般
的な実施において用いることができる。

特に、全４本の光ファイバ分路は互いに不連続的な分路
であり、そのうちの１分路を２光路において共有させる
ことができる。

後者の場合には、全体で３本の独立した光ファイバ分路
のみが用いられる。本発明のこのような実施形態は二つ
の変形実施例を伴うものである。

そのような−変形例においては、ｌ光源のみが用いられ
、そのｌ光源からの光を被検液に導（ために２光路共通
の１本の光ファイバ分路のみを要するが、返送路として
は互いに区別される各光路毎の第２の光ファイバ分路が
必要である。すなわち、そこには２個の独立した検出器
が用いられ、２本の独立した第２分路の各々は被検液か
らの光を２個の検出器の各々に導（ものである。、他の
変形例は逆に２個の光源と、これらの光源から被検液に
光を導く２本の第１分路と、光返送において共用される
検出器に連結された単一の第２分路を含むものである。

別の組合せの可能性（これら二つの変形実施例の各々に
ついて）は共通光源又は検出器を使用する分離光ファイ
バ分路の形成であるが、異なった光路に沿った光伝播の
効果は、例えば光学チョッパ又は他の適当な変調手法に
より時間的又は周期的に互いに分離される。このような
タイミング分離により共通光源又は検出器は二つの分離
光源又は検出器として作動するものである。

別の組合せの可能性は前述した変形例のすべてを網羅し
た構成である。３本又は４本の物理的に分離された光フ
ァイバ分路は独立したファイバにおいて互いに分離され
るか、又は２以上の機能を１本のファイバで行わせるこ
とにより可能である。

後者の態様において適当な物理的分離は、ファイバ内の
伝播モードを異ならせることにより達せられる。このよ
うなモード分離は光ファイバの外側における適当な物理
的分離を提供し得る。これは先に述べた“第３”のすな
わち中間分路の場合は液中となる。

本発明のこれらの実施形態の幾つかは、付加的な要素を
装備することによりシステムにおいて被検液の化学的内
容をも測定し得るという効果を有するものである。例え
ば、前述した基本発明を血液中のへマドクリット測定に
用いる場合、血液の酸素飽和を測定するのにスペクトル
効果を用いることができ、この場合、光源から検出器に
向かってのびる２光路のいずれか一方を使用すればよい
。

以上述べた本発明の動作原理及び作用のすべては、以下
、図面を参照して行う詳細な説明により完全に理解され
るであろう。

実　　施　　例 本発明は、広範囲の利用性を有するものである。しかし
なから、本発明の実施例のすべては心臓血管診断システ
ムの分野に存するものである。

第１図及び第２図に示す通り、本発明の好ましい実施例
は５管路カテーテル（１０１’）を使用するものである
。尤も本発明はこれより多く又は少ない管路数のカテー
テルにおいても、また単一管路のカテーテルにおいても
実施することが可能である。

しかしなから、本発明の最大の機能は後述するような多
機能カテーテルにおいて最もよく実現されるものである
。カテーテルの直径はなるべ（なら７．５フレンチ以下
とされる。

カテーテル（１０１）の手元端にはマニホルドコネクタ
（１０５）及び５本の独立した単一の管路チューブ（１
０６）が固着される。これらの独立したチューブはそれ
ぞれ先端においてマニホルドコネクタ（１０５）を介し
てカテーテル（１０１）の５本の管路Ｔ／Ｆ、Ｐ、Ｅｌ
、Ｄ及びＰ／Ｍと連通し、手元端において５個のターミ
ナル装ｅ（１０７）に連結されている。

カテーテル（１０１）の先端にはモールドデツプ（１０
２）及び環状バルーン（１０４）が固着されている。

チップ（１０２）内には光ファイバＦ（第２図）の研摩
された先端Ｆ’　（第４図）が位置しており、これはカ
テーテル（１０１）の管路Ｔ／Ｆを通じて引き出された
ものである。

チップ（１０２）にはさらにボート又は開口口°（第４
図）が存在する。この先端開口Ｄ゛″はカテーテル（１
０１）における１本の管路Ｄ（第２図）における先端を
効果的に構成するものである。チップのオリフィス内に
おける残りの空間には、エポキシ又は同様な不活性樹脂
材料（１３６）が充填されている。

心臓血管の医療分野においてよく知られている通り、こ
の種のカテーテルは患者の大静脈を通じて右心房及び心
室中に導入される。チップ（１０３）及び先端開口Ｄ′
は肺動脈中に突入する。チップ（１０３）は概して圧力
測定及び光学測定のためにその動脈中に維持される。

光ファイバの研摩端Ｆ°の配置は第４．５及び特に、第
５ａ図において明らかである。すでに述べた通り、光フ
ァイバは相互に平行したリニヤアレイをなしている。

第５図においては拡大図を示すため、カテーテルの底部
を（５０４）で指示した部分において破断して描いであ
る。同様に、第５ａ図においては、成形されたチップ（
１０２）の底部を（５３１）の部分で破断し、光ファイ
バ束の底部Ｆ′は（５３２）の部分で破断して描いであ
る。

発明者は光伝送のた吟に３本の光ファイバｎｎ、　ｏ。

及びｐｐを用い、スペーサとして第４のファイバ片ｒｒ
を用いるものである。第５図の軸方向断面は第５ａ図に
示したスペーサｒ「を通るように示されている。この配
置は前述した理由により好ましく採用される。

より特定すれば、発明者は単一の光源からの光を被検液
に伝送するために１本のファイバｎｎを用い、被検液か
ら散乱反射した光を２個の独立した検出器に伝送するた
めに他の２本のファイバ００及びｐｐを用いるものであ
る。これら他の２本のファイバ００及びｐａの先端は光
学的に不感のファイバｒｒにより第１のファイバｎｎの
先端から異なった位置に分離される。

しかしなから、同図（第４．５．５ａ図）において先に
述べた逆方式のシステムをも示し得ることが理解される
であろう。すなわち、２本のファイバ００及びｐｐの先
端は光学的に不感のファイバ片ｒｒによって互いに分離
され、２個の光源からの光を被検液に伝送し、単一のフ
ァイバｎｎが被検液からの散乱光を単一の検出器に伝達
するように構成することもできる。

両方の例において、発明者は計算及び実験を通じて２本
のファイバｏｏ及びｐｐを分離させることにより液中を
通る第３の光分路間の差を拡大することが望ましいこと
を見出した。特に、望ましい幾何学的及び機械的構成は
なるべ（なら同一断面積を有する第４の光ファイバ片ｒ
ｒをスペーサとして用いることにより達せられる。

ここに明らかとなるが、最も純粋な原理においてスペー
サｒｒとしては種々の材料を用いることができる。さら
に、原理的にスペーサｒｒは完全に異なったサイズ及び
断面形状、例えば正方形や矩形状にしたり、又は他の異
なった形態にすることもできる。

同一のファイバストックの単片を光伝送ファイバｎｎ、
ｏｏ、ｐｐとして用いることは特に望ましいものである
が、これは全４本のファイバを温度変化及び他の形態の
歪み又は衝撃に等しく応答させることができるからであ
る。このような同一応答性は、機構を特に安定かつ強固
にするものである。

さらなる安定性を得るため、スペーサｒｒの下方空間（
５３３）には適当な接着剤が充填される。所望に応じて
スペーサｒｒの底端には傾斜又は尖りを与えることによ
り、そのような接着剤を充填する空間の大きさを極少化
するものである。

第５及び５ａ図、そして特に第４図は上記システムのさ
らに別の形態をも説明するために描がれたものであり、
この実施形態においては、２本のファイバｎｎ及び００
が光を伝送し、別の２本のファイバｐｐ及びｇｇ　（図
を描いた紙面の背後又はｐｐの前方における平面に存在
するため、図示されない）がそれら分離光源からの光の
散乱反射分を対応する分離検出器に返送するものである
。分離光源からの光は時分割多重によって識別される。

説明を明らかにするため、システムにおいて２本の分離
されたファイバ００及びｐｐは検出ファイバであり、他
の１本の光学活性ファイバｎｎは光源ファイバであるも
のとする。

発明者は光源ファイバｎｎから発して検出ファイバ００
及びｐｐに散乱入射した光が被検液中のへマドクリット
（すなわち、より一般化すれば、血球濃度）に強（左右
されることを観察した。しかしなから、このような散乱
反射は酸素飽和収れん点（ｉｓｏｓｂｅｓｔｉｃ　ｐｏ
ｉｎｔ）において酸素飽和とは独立したものとして定義
される。

本発明は、ヘマトクリット測定信号を発生するため、ヘ
マトクリット係数を用いるものである。

しかしなから、このような信号は光源のふらつきや、光
ファイバの伝播性の変動、そして、特に、それらの先端
部条件並びに血液自体の光学特性に基づ（変動を生ずる
ものである。

光ファイバチップの絶対的及び微視的条件、特に、血液
との光学的相互作用条件は血液中に侵入させたチップを
用いた実伝播テストによる以外は検出不可能である。そ
の結果、基準信号を用いることによりチップ条件及び他
の基本的な無制御変数の大部分をある種の比例処理によ
り無視し、これによってシステムを同様な動作条件を与
える妥当な範囲内に入れるよ、う、実際的な予備較正手
続を与えることができる。

発明者はカテーテルに接続されない参照光検出器を用い
るという概念を採用しない。ここに述べるシステムにお
いて、１本の検出ファイバｐｐ（及びその関連検出器）
は−次信号路として認識され、基準信号は実際には他の
検出ファイバｏｏ　（及びその検出器）から取り出され
る。

多分絶対的な原理としていずれかのファイバを基準検出
器として認識することができる。しかしなから、光源フ
ァイバｎｎから隔ったファイバｐｐにおける光信号はよ
り近いファイバｏｏにおける光信号よりも強（ヘマトク
リットに左右されるため、発明者は先の説明において確
立した用語法を用いるものである。

本発明によって得られるヘマトクリット測定は、ただ一
つの波長光のみを要求する。特に、収れん又は等級波長
における光は概して血液の酸素飽和度を計算するために
用いられる。したがって、本発明は、何らの付加的な光
源を用いることな（、ヘマトクリットの独立した測定及
び読取を行い、さらにヘマトクリットレベルのための酸
素飽和測定値を補正することが可能である。

独立したヘマトクリットの読みは、診療中の医者等に対
する値として表示される。しかしなから、従来技術はへ
マドクリット値の独立した測定及び読出しを行うことな
（、ヘマトクリットに対する酸素飽和度の補正のみを行
うものである。

第３及び５図においてよ（示す通り、バルーン（１０４
）はカテーテル（１０１）の首下端部（１３１）上に位
置する短い乳液管として形成されている。バルーンチュ
ーブ（１０４）の先端は折り返され、接着剤（５０１）
によりチップ（１０２）の首部（１０３）に接着保持さ
れる。

バルーンチューブ（１０４）の手元端は接着剤（１３５
）によりカテーテルの首下端部（１３１）の付は板端に
接着保持され、バルーンに近接した傾斜環状空間にはエ
ポキシ又は同様なセメント材（５０３）が充填される。

カテーテル（１０１）の首下端部（１３１）には微少の
バルーン膨張用開口Ｂ゛が形成され、この開口はカテー
テルに形成された空気吹込路Ｂ（第２図）と連通してい
る。

カテーテル壁内においてチップ（１０２＞から３〜４ｃ
ｌ離れた部分には開口Ｔ／Ｆ’　（第１図）が形成され
、これは内孔Ｔ／Ｆ　（第２図）と連通している。

この開口は基本的にはサーミスタヘッドＴ’　（第３図
）を収容しており、このサーミスタヘッドはサーミスタ
リード線Ｔ（第２図）の先端に接続されている。開口Ｔ
／Ｆ　’の残りの空間にはウレタン又はそれと同等の樹
脂化合物（１３７）が充填される。

（第３図並びに第１図において、カテーテル（１０１）
及びそれを補完する各チューブ（１０６）はそれその直
径を実際的な尺度で図示したため、同一部分の長さを破
断部（１０８）において省略して示しである。） 使用上バルーン（１０４）及びサーミスタＴ′は、概し
てチップ（１０３）とともに患者の肺動脈内に導入され
る。したがって、本発明のシステムにおけるこの部分に
おいて発生した温度情報はその動脈内の血液に関するも
のである。この分野において周知されている通り、この
種の情報は既知の上流点、例えば右心房に注入された液
状のコールドポーラス（ｃｏｌｄ　ｂｏｌｕｓ＞のため
の、その動脈中の通路を監視すべ（用いることができる
。

その動脈中の血液温度（しばしばＴｂとして紹介する）
を監視することにより、計測装置は心臓のポンプ容積又
はポンプ流量、すなわち、通常の“心臓出力”と呼ばれ
るデータを作成することができる。このデータの角度は
測定された血液温度を注入物のみの注入前温度と比較す
ることにより高められる。後者の温度（対応的にＴｉと
指示される）は図示しないが、分離位置にあるサーミス
タを用いて測定される。

図面にほぼ示した通り、サーミスタリード線■はカテー
テル内孔Ｔ／Ｆ内を光ファイバＦとともに専有している
。組立コストを最少化するた・め、サーミスタリード線
Ｔ及び光ファイバＦは１本のサーミスタ及びファイバ内
孔Ｔ／Ｆはを共有するものである。このようにすること
により、リード線■及びファイバＦの双方に対する損傷
の危険を少なくする等、他の利点をも生ずるものである
。

チップ（１０２）から１８〜２０ｃｍ離れたカテーテル
（１０Ｉ）の壁体には別の開口Ｐ／Ｍ　’が形成され、
この開口は内孔Ｐ／Ｍと連通している。この内孔Ｐ／Ｍ
及び開口Ｐ／Ｍ’には、右心室における圧力を内孔中の
液力ラムを通じて測定するため、何らの障害物も存在し
ないようにすることができる。これは下に述べる通り、
ハートベーシング、すなわち心拍の調子をとるために用
いられる。

内孔Ｐ／Ｍ内において、カテーテル（１０１）からの開
口Ｐ／Ｍ　’を通じて同軸ワイヤ（１３９）が引き出さ
れる。このワイヤは使用上、典型的には患者の右心室に
おける心筋に接して配置される。

開口Ｔ／Ｍ　’から延び出したワイヤの端部近傍におい
て、このワイヤ（１３９）の中心導体が露出し、外債及
び内側導体は心筋に対する整調電圧パルスを印加するた
めの一対の電極を形成する。内孔Ｐ／Ｍ及びその開口Ｐ
／Ｍ゛内の間隙空間は点滴投薬、例えば稀釈ヘパリン溶
液又はその内孔Ｐ／Ｍ及び開口Ｐ／Ｍ　’（第１図）を
血液凝固から防止する他の凝固防止剤等の滴加供給のた
めに用いることができる。

心拍調整及び動脈開口Ｐ／Ｍ’から僅かに離れた点にお
ける内孔Ｐ／旧こは極く短いステンレススチール製のス
プリングワイヤ（図示せず）が挿入される。このワイヤ
は内孔における前述した間隙空間をこの部分において閉
塞する栓として作用するものであり、開口Ｐ／Ｍ　’を
有するカテーテルを妥当な心拍調整のため患者の右心室
内に位置決めする上で有用な放射線マーカーを形成する
ものである。

カテーテル（１０１）のチップ（１０２）から２８〜３
０ｃｗ＋離れた壁体には別の開口Ｐ°が形成され、これ
は内孔Ｐと連通している。この開口Ｐ°は典型的には患
者の右心房内に位置して心臓出力（流量）測定のための
熱稀釈法におけるコールドポーラスの注入に用いられる
。この開口はまた、圧力測定にも用いることができる。

開口Ｐ゛の近傍には固形の塩化ポリビニル又は同等の材
料からなる極（短いロッドが対応する内孔Ｐ内に挿入さ
れ、内孔の間隙空間をこの部分で閉塞する。

カテーテル診断処理の初期段階において、患者の人体中
にどの程度のカテーテル長さが挿入されたかを判定する
補助とするため、カテーテルの外側面には適当な間隔に
おいてマーカーが付される。例えば、チップ（１０２）
から１０ｃｍのところに印（１２１）を、２０ｃｍのと
ころに印（１２２）を、さらに３０ｃｍのところに印（
１２３）が付される。

これらの印はそれぞれ単純な狭帯パターン又は複数条の
狭帯パターン群からなり、各狭帯が１０ｃｍ目盛を表わ
すようにしである。しかしなから、５本以上の狭帯にな
ると直ちに帯数を読み取ることが困難であり、そのため
、５０ｃｍ位置を表わすより広い１本の広帯が表示され
、したがって、１本の狭帯に続く１本の広帯は５０＋ｌ
Ｏ１すなわち６０　ｃｃｍを表わすことになる。したが
って、１００ｃｍ表示（１２４）は一対め広帯として表
示される。

カテーテルの手元端における個々のターミナル装置（１
０７）はバルーン内孔Ｂと連通した閉止コック（１１１
）及び先端が開口した内孔りと連通ずる第１ハブ、すな
わち延長ポート（’１１２）を含んでいる。すなわち、
閉止コック（１１１）はバルーン（１０４）を膨張（又
は収縮）させるためのものである。ボート（１１２）は
肺動脈圧を測定し、もしくは肺動脈への投薬又は滴下口
（１時間当たり３〜６＋ｓ＋での凝結防止用ヘパリン供
給用）として同時に用いられる。

ターミナル装置としてはさらにサーミスタ／゛　ファイ
バ内孔Ｔ／Ｆ内の光ファイバＦに接続されたファイバコ
ネクタ（１１３）を含んでいる。ファイバＦの研摩され
た手元端（１４４）は必要な光源、検出器及び翻訳機構
等の関連装置（図示せず）に接゛続するためのコネクタ
キャップ（１４３）の手元側に位置する。

さらに、ターミナル装置（１０７）はサーミスタリード
線Ｔのための接続点を提供する′電気コネクタ（１１４
’）を含んでいる。コネクタキャップ（１４５）の手元
側にはねじ部（１４６）が形成され、サーミスＴ。

を付勢し、かつその状態を翻訳する電子回路モジュール
の関連コネクタと強く係合するようになっている。

ターミナル装置（１０７＞にはさらに他の２個のハブ（
１１５）、（１１６）が含まれる。これらのうち、一方
のハブボート（１１５）は熱稀釈心臓容量テストにおい
てコールドポーラスを注入するため、内孔Ｐの手元端と
連通している。他方のハブボート（１１ｆ３）は同軸調
整ワイヤ（１３９）（及び医薬）を右心室に誘導するた
め、心拍調整及び投薬内孔Ｐ／Ｍと連通している。タウ
イボ−ストコネクタ（Ｔｏｕｙ−Ｂｏｒｓｔ　ｃｏｎｎ
ｅｃｔｏｒ　）はワイヤに対する電気的バックアップ及
び投薬の双方を可能にするものである。（所望に応じて
調整ワイヤ（１３９）を省略し、その代わりにボート（
１１６）での右心室圧力測定のため、内孔Ｐ／Ｍ内にお
いて流体カラムが確立される。）閉止コック（１１１）
並びにハブボート（１１２）、（１１５）及び（１１６
）はすべて液送りフィツト部材（１４１）、（１４２）
、（１４７）及び（１４８）で終わっている。これらは
皮下注射装置の押圧アタッチメントとして適用される。

光ファイバ用ターミナル装置（１１３）のその他の詳細
は第６図において明示されている。第６図はまたサーミ
スタリード線のためのターミナル装置（１１４）の詳細
をも示している。他の中間チューブ（１０６）は（５２
４）において破断して示されている。

図にボす通り、発明者は光ファイバコネクタ（１１３）
を三つの一体化側面及び一つの一体化先端面を有し、か
つ第４の側面に沿ってカバー（ｌ１３ｂ）を有する成型
ハウジング（１１３ａ）として構成したものである。フ
ァイバ束（１０６ｃ）内の光ファイバの損傷を極少化す
るためには、応力逃がしフィツト（５２３）が設けられ
る。

ハウジング（１１３ａ）の手元端は３個の正確に位置決
めされた日輪（５２１ａ）、（５２１ｂ）及び（５２１
ｃ）を含むキャップ（ｌ１３ｃ）により覆われている。

これらの日輪内にはそれぞれ光ファイバの手元端（５２
２ａ）、（５２２ｂ）及び（５２２ｃ）が強固に保持さ
れる。

日輪（５２１ａ）、（５２１ｂ）、（５２１ｃ）及び対
応するファイバ端（５２２ａ　）、（５２２ｂ）、（５
２２ｃ）は同−固化され、かつ共に研摩されることによ
り後述する検出及び翻訳測定値の好ましい幾何的及び光
学的協同を行うものである。キャップ（１１３ｃ）内に
おけるそれらの横方向の位置決めにおける実際的な精度
により、これらの日輪はファイバ端を検出装置と適当に
横方向に整列させるものである。

カテーテル（１０１）の長さ、特に前述した内孔Ｔ／Ｆ
の長さを通じてこれら三つの光ファイバ手元端（５２２
ａ）、（５２２ｂ）及び（５２２ｃ）は第５及び５ａ図
に示した通り、３本の光ファイバとｎｎ、　ｏｏ及びｐ
ｐとそれぞれ連通している。

第７図はファイバ端（１１４ａ）、（１１４ｂ）、（１
１４ｃ）から発光素子及び検出器に至る光学リンクの機
械的構成を示すものである。この第７図はカテーテル検
査されるべき患者の傍に配置するための小型電子キャビ
ネット（２０１）を略示するものである。

キャビネット（２０１）の内側（２５９）には後に説明
する種々の信号発生回路及び処理回路が収納されている
。

キャビネット（２０１）の上端には補助隔室（２０２）
（破断線（２０６）において内部が示されている）が保
持されている。キャビネット（２０１’）の頂部パネル
はそのキャビネットの内側（２５９）と補助隔室（２０
２）の内側との間においてアクセス用開口（２０７）を
有する。

補助隔室（２０２）の一端におけるバルクヘッド（２０
９）はその隔室内へのアクセス用開口（２４１）を有す
る。光コネクタ用レセプタクル（２１１）　（破断線（
２１２）を有する〉は開口（２４１）内に取り付けられ
る。

（２０４）により破断して示された成型カバー（２０３
）はバルクヘッド（２０９’）にヒンジ連結され、レセ
プタクル（２１１）及びそのレセプタタルの直前の領域
を保護するものである。

カバー（２０３）を持ち上げると、光ファイバ端部（１
０６ｃ）の手元端におけるコネクタ（１１３）はレセプ
タクル（２１１）と係合する。次に、カバー（２０３）
は接続を保護するために下に降ろされ、そのカバー（２
０３）のノツチ（２０５）が光ファイバ端部（１０６ｃ
）の通過を許容する。

レセプタクル（２１１）の内倒には３個の受光セグメン
ト（２４４ａ　）、（２４４ｂ）及び（２４４ｃ）が配
置され、コネクタ（１１３）が存在するとき、各ファイ
バ（１４４ａ）、（１４４ｂ）及び（１４４ｃ）と整列
するようになっている。

受光セグメント（２４４ａ）、（２４４ｂ）及び（２４
４ｃ）は各ファイバと係合するようにスプリング（２４
５）を装備した先端を有する。この先端はすでに述べた
通り、研摩されている。

受光セグメント（２４４ａ）、（２４４ｂ）及び（２４
４ｃ　）の手元端には効果的な光信号の伝送を行うため
、それぞれ光ファイバ（２４６ａ）、（２４６ｂ）及び
（２４６ｃ）が保持される。光信号は発光素子から１本
のファイバ（２４６ａ）を通じてカテーテルに向かい、
他の２本のファイバ（２４６ｂ）及び（２４６ｃ）を通
ってカテーテルから検出器に戻るように伝播される。

光源倒ファイバ（２４６ａ）における赤及び赤外波長の
信号は、キャビネット（２０１）内のパルス発生回路か
ら電気信号線（２５５）及び（２５６）を介してそれぞ
れ付勢される発光ダイオードＤＳＩ及びＤＳ２において
発生する。これらの光信号はダイオードＤＳ１及びＤＳ
２より各光ファイバ（２５２）及び（２５３）を介して
“ミキサー”（２５１ａ）に導かれる。このミキサ一部
において２信号は結合され、ファイバ（２４６ａ）に送
られる。

他の２本のファイバ（２４６ｂ）及び（２４６ｃ）を通
じて返送される“近”光ファイバ信号及び“遠”光ファ
イバ信号は対応する検出器−増幅器−バッファ結合ユニ
ット（２５１ｂ）、（２５１ｃ）にそれぞれ送られる。

これらのユニットはやはりキャビネット（２０１）内に
存在する信号処理回路への回線となる各。

リード線（２５７）及び（２５８）の中間インピーダン
スを表わす電気信号を発生する。

発光ダイオードＤＳＩ及びＤＳ２、ミキサーユニット（
２５１ａ）、及び検出器−増幅器−バッフ７結合ユニッ
ト（２５１ｂ）及び（２５１ｃ）はいずれも対応する光
コネクタと組み合わせて図示されている。これらのユニ
ットのすべて又は幾つかは図示の通り、“フロート”配
置される（すなわち、それらに接続された光ファイバ及
び電気リード線に吊設又は保持される）ようになってい
る。

しかしなから、最も好ましい測定値再現性を得るため、
発明者はよりよい機械的安定性を保証すべきことを推奨
する。すなわち、少くともダイオードＤＳＬ及びＤＳ２
並びに検出器−増幅器・バッファ結合ユニット（２５１
ｂ）及び（２５１ｃ）はキャビネット（２０１）内に配
置された回路板に固定することが望ましい。

第８図はキャビネット（２０１）内に収納されるべき電
気回路モジュールの能動回路部分を表わすものである。

（キャビネットはこの第８図には示さないが、選択的に
サーミスタワイヤへのスルーコネクションを形成するか
、又は温度信号ケーブルをここに形成することができる
。） このモジュール（３０３）はシールドケーブル内のり−
ドＩ（３３１ａ）及び（３３１ｂ）を介してそれぞれ正
及び負の電源電圧を受け取り、患者側モジュール内の対
応するリード線（３１４ａ）及び（３１４ｂ）により、
温度制御ユニット（３１３）並びに対応するリップルフ
ィルタ旧３−Ｃ１及び旧４−Ｃ２にそれぞれこの電圧を
印加するものである。電源電圧はこれらのフィルタより
集積化検出器−増幅器−バッファユニット（２５１ａ）
及び（２５１ｂ）に伝達される。

電源電圧以外に発光付勢信号がケーブル（３０４）を通
じて２本のリード線（３３２）、（３３３）に供給され
る。患者側モジュール（３０３）内においてこれらの信
号はリード線（３１５）及び（３１６）を経て発光ダイ
オードＤＳｌ及びＤＳ２に直接供給される。これらのダ
イオードは光ファイバ（２５２）及び（２５３）中にそ
れぞれ赤及び赤外波長の光信号を投射するものである。

これらの光信号はいずれも共通の光ミキサー（２５０）
に導かれる。

温度制御ユニット（３１３）は発光ダイオードＤＳＬ及
びＯＳ２の温度を安定化するために用いられる。したが
って、そのユニットはそれらダイオードの発光強度及び
スペクトル分布を安定化するものである。このような発
光ダイオードの因子はへマドクリット測定における適当
な光学測定精度、特に酸素測定の適当な分光分析精度を
得るためにきわめて重要である。

温度制御ユニット（３１３）内において、演算増幅器Ｕ
１は基準電圧（感熱参照ダイオードＵ２により発生され
た電圧）を、抵抗分圧回路Ｒ５＝８６−Ｒ７により形成
された電圧と比較するものである。この分圧回路は第１
段利得を直接決定する第１段帰還抵抗Ｒ５とバイアス抵
抗Ｒ６及び感度調整抵抗Ｒ７からなっている。

増幅器Ｕ１はパワートランジスタＱ３における電流レベ
ルを制御するための差信号を発生する。このトランジス
タ（並びにその負荷抵抗ＲＩＯ）はヒーターとして作用
し、温度参照ダイオードＵ２の温度を制御し、これによ
って増幅器Ｕ１の動作点を変化させるものである。

このような変動、すなわちシフトの概念は抵抗列１５−
１６−８７の温度変化への対応に他ならない。使用中ヒ
ーターはさらにダイオードＤＳＩ及びＤＳ２の温度を制
御および安定化するものである。

上述した通り、リップルフィルタを通じた電力は集積化
検出器−増幅器−バッファ（２５１ｂ）及び（２５１ｃ
）に供給される。これらユニットの各々は集積回路検出
器−増幅器Ｑ１又はＱ２、対応するホトダイオードＤ１
又はＤ２、対応する負荷抵抗Ｒ１１又はＦｌ１２、及び
増幅器ＡＩ又はＡ２を含んでいる。

対応する光ファイバ（２４６ｂ）又は（２４６ｃ）内の
光信号は関連ダイオードとの電気的導通を生じ、増幅器
ＡＩ又はＡ２への入力電圧をわずかに降下させる。

したがって、このダイオード電圧の増幅部分は集積化検
出器−増幅器Ｑｌ又はＱ２の出力端子に現われる。

この増幅器Ｑｌ又はＱ２の出力は演算増幅器ステージＱ
４Ａ又は０４Ｂに加えられる。このステージはまた、集
積化検出器−増幅器−バッファ（２５１ｂ）又は＜２５
１ｃ）の一部をなすものである。各演算増幅器ステージ
Ｑ４Ａまたは０４Ｂはいずれもカソードフォロワとして
回路接続されている。

各集積化検出器−増幅器−バッファ（２５１ｂ）又は（
２５１ｃ）はか（してその出力リード線（３１７）又は
（３１８）において、増幅及びバッファ処理された“近
”ファイバ又は“遠”ファイバ電気信号を提供し、対応
するケーブル（３０４）内の導体（３３４）又は（３３
５）によって主電子回路ユニットに伝達させるものであ
る。

患者側モジュール（３０３）の機能は、基本的には主電
子回路ユニット（３０５）内に存在する残りの回路部分
との関連において第９図に略示されている。プリンタ（
３０６）などの他のモジュールは適当にシステム中に編
入す、ることができる。

第９図はまた光コネクタ（１１３）〜（２１３）及び第
７図に関してすでに述べたカテーテル光ファイバ端部（
１４４ａ）、（１４４ｂ）及び（１４４ｃ）を示してい
る。さらに、第９図は患者側モジュール（３０３）がサ
ーミスタ信号のためのスルーコネクション（３２１４）
及び（３２２）を含み得ること、そして選択的に１個又
は両方のサーミスタのために主電子回路ユニット（３０
５）から直接のびる個別温度信号ケーブルを含むことを
示している。

スルーコネクション（３２１）及び（３２２）は一端に
おいてカテーテル電気ターミナル（３０２）のための電
気コネクタ（１４６）〜（３４６）にワイヤ接続されて
いる。第９図に示す通り、スルーコネクション（３２１
）及び（３３２）はそれらの他端において、前述したコ
ネクタ（３２３’）〜（３２４）にワイヤ接続されてい
る。

これらのコネクタは主電子回路ユニット（３０５）への
ケーブル（３０４）に信号を伝達するものである。

第９図の大部分は主電子回路ユニット（３０５）を示す
ために描かれている。このユニットは光プローブ信号を
生成するため必要な電気的付勢を実行し、それらのプロ
ーブ信号と血液（又は他の被検液）との相互作用の結果
として返送された電気信号を翻訳するものである。

主電子回路ユニット（３０５）内の電源（３５２）は端
子（４２６）において正及び負の電源電圧を発生する。

これらの電圧は主電子回路ユニット（３０５）内の一般
的なすべての電力消費モジュールに対する電力供給に供
される。

電源（３５２）はさらにリード線（４０１）において正
及び負の電圧を発生し、この電圧は図示の各回路点に印
加される。これらはケーブル（３０４）のリード線（３
３１＞を介してすでに述べたような患者側モジュール（
３０３）の電源を含むものである。

ここに図示された電力使用点には、さらに２個の電流ス
イッチ（３５３）、（３５４）並びに２個の電力分断（
ｐｏｗｅｒ−ｉｓｏｌａｔｉｏｎ）　）ランス（３８３
）及び（３８５）の−次巻線（４２１）及び（４２２）
が含まれる。電流スイッチ（３５３）、（３５４）は回
路部分（４２２）及び（４２３）において、電気制御器
（３６５）からなる制御信号により駆動される。

制御器（３６５）の指令を受けてスイッチ（３５３）、
（３５４〉はそれぞれ赤色及び赤外線発光ダイオードＤ
ＳＩ及びＯＳ２への付勢信号（４０２）−（３３２）−
（３１５’）及び（４０３）−（３３３）−（３１６）
を“チョップ”、すなわち時間変調する。スイッチ＜３
５３）、（３５４）は交互に、かついずれのスイッチも
閉接しない時間間隔を置いて導通する。

これによりダイオードＤＳＩ及びＯ５２は“暗”間隔だ
け隔てて交互に発光する。このようにして光ファイバ（
２５２）及び（２５３＞から光ミキサー（２５０）に導
かれる不連続光信号に化体された変調パターンは、当然
なから患者側モジュール（３０３）における光源側ファ
イバ（２４６ａ）及びカテーテル（ｌｏｔ）におけるフ
ァイバ端（１４４ａ）を通る複合光信号においても存続
するものである。

それはまたカテーテル（１０１）における２本の返送用
ファイバ（１４４ｂ）及び＜１４４ｃ）並びに患者側モ
ジュール（３０３’）における７フイバ（２４６ｂ）及
び（２４６０）を通じて返送される二つの複合光信号及
び二つの複合電気信号の双方においても見受けられる。

換言すれば、赤色及び赤外信号は二つの信号路において
多重化される。すなわち、それは２本の返送ファイバに
おいてのみでなく、それらの関連検出器（２５１ｂ）及
び（２５１ｃ）並びに電気信号ライン（３１７）及び（
３１８）上においても存在する。

このようにして変調を行うことにより、回路の信号翻訳
部分は返送信号において赤外線吸収データから赤吸収デ
ータを識別し、さらに“暗”間隔中に生じたバックグラ
ウンドノイズからこれら二つのデータを分離するもので
ある。この回路部分について、以下簡略に説明する。

制御器（３６５）は電流スイッチ（３５３）及び（３５
４）の動作を１旨令するが、その間アドレス及びデータ
バス（４５１）及びアドレス及びデータデコーダ（３９
２）を介してマイクロプロセッサ、すなわちＣ２０（３
９１）からのアドレス情報（アドレスバスの部分（４５
２°）を経て）を受け取るものである。

発光ダイオード付勢信号（４０２）−（３３２）−（３
１５）及び（４０３）−（３３３）−（３１６）に関連
して制御器（３６５）は主電子回路ユニット（３０５）
のアナログモジュール及びデジタルモジュール間の効果
的なインターフェースとなる。制御器（３６５）の類似
の特定機能は以下に述べる通りである。

分断トランス（３８３）及び（３８５）を介するライン
（４０ｆ）への電力供給は保護システムの一部をなすも
のである。このシステムは血液一温度インターフェース
（３５７）及び注入一温度モジュール（３５８）が全シ
ステム中のすべての電圧に関して電気的にしゃ断される
か、又は“フローティングの状態になることを許容する
ものである。

このような隔離又は分断は重要である。すなわち、二つ
の温度インターフェースモジュールは患者の身体、特に
患者の心臓内に挿入されるサーミスタに電気的に接続さ
れることに留意すべきである。

このような接続はたとえ低電圧の回路素子であっても、
ワイヤがこれと突発的に接触することを十分に保護しな
い限り、きわめて危険、かつ致命的な電気ショックを生
ずるおそれがある。それ以外の突発的な接触は、例えば
、回路素子の誤動作が電力線の過渡現象又は不正確な電
気的保守等にもとづいて生ずるであろう。

血液一温度インターフェース及び注入一温度インターフ
ェースはそれぞれカテーテル内のサーミスタ及び注入機
構と熱伝達関係にあるサーミスタから信号を受け取る。

すでに概説した通り、これらの信号は熱拡散法により心
臓出力を判定するのに用いられる。

インターフェース（３５７）及び（３５８）はカテーテ
ル電気端子（３０２）　（第９図において（３１１）、
（３１２）で破断されている）及び患者側モジュールに
おけるリード線（３２１）、（３２２）とケーブル（３
０４）内におけるリード線（３３６）、（３３７）を介
してサーミスタ信号を受け入れる。

これらのサーミスタ信号はリード線（４０９）及び（４
１５’）に導かれて、分離されたインターフェース部（
３５７）及び（３５８）に導入され、対応するバッファ
（３８１’）、（３８６）に達し、さらに信号リード線
（４１１）、（４１７）ｌ：：よｔ）　Ｖ／　Ｆ　：Ｌ
　ニット（３８２）、（３８７）ｉ：　供Ｍ　サｔ’ｔ
。

る。これらのユニットは対応する分断トランス（３８３
）、（３８５）の二次巻線（４０６）、（４１３）から
電力供給される。

バッファ（３８１）、（３８６）及びｖ／Ｆユニット（
３８２）、（３８７）の動作は信号翻訳回路との調整動
作のために制御信号を要求する。このような制御信号（
４２４）、（４２５）は再びＣＰＵ（３９１）並びにア
ドレス兼データデコーダ（３９２）の指令を受けた制御
器（３６５）により供給される。

しかしなから、必要な電気的遮断を維持するため、制御
信号は遮断インターフェース部（３５７）及び（３５８
）に入る前に電気付勢された光源により光信号に変換さ
れる。次に、これらの遮断部内において光信号はホト検
出器により電気信号に再変換される。

これらの変換は各“光学アイソレータ”（３８４）、（
３８８）において行われる。その結果得られるホト検出
器出力は端子（４０８）及び（４１６）においてスイッ
チングバッファ（３８１）、（３８６）、さらには電圧
大周波数（Ｖ／Ｆ）変換器（３８２）、（３８７）に供
給される。

逆方向における信号の流れを生ずるために接続された別
の一対の光源及び検出器は電気的分離を伴うＶ／Ｆ出力
（４１２）、（４１８）を主電子回路ユニットに伝達す
る。それらの信号はライン（４４２）、（’４３６）に
おいて対応する増幅器（３６６）、（３６７）に伝送さ
れる。

増幅された信号（４４３）、（４３７）はそれを帯域制
限することにより、後のＡ／Ｄ変換サンプリング中にお
ける“擬信号”　（ａｌｉａｓｉｎｇ）を阻止するため
に注入信号の付加的なフィルタ処理（３６８）を伴って
ライン（４４３）、（４４１）よりマルチプレクサ（３
７１）に供給される。このマルチプレクサはすでに述べ
た機能を達成するため、デコーダ（３９２）を介してＣ
ＰＩ（３９１”）により指令を受ける制御器からの信号
（４３５）によって同期化される。

マルチプレクサ（３７１）は二つの温度信号の複合から
なる叩−のアナログ出力信号（４４４）を発生する。こ
の複合信号（４４４）はアナログ／デジタル変換器（Ａ
ＤＣ３７２’）に供給される。この変換器（３７２）は
ＣＰＵ（３９１）の直接制御（４４６）を受けて対応す
るデジタル信号の流れを発生する。このＡｌＩＣデジタ
ル出力は入力バス（４４５）によりＣＰｔ１（３９１）
に送られる。

やがて、変調された励起信号（４０２）、（４０３）は
光源側ファイバターミナル（１４４ａ）において変調さ
れた赤色及び赤外波長の光信号を発生する。（被検液に
おいて、分析されるべき現象のスペクトル特性に応じて
他の何らかの２波長信号対をこれに代えて用いることが
できる。） これらの信号はカテーテル（ｌｏｔ）内を前進し、対応
するファイバ先端ｎｎ　（第５ａ図）において、患者の
血流中又は他の何らかめ被検液中に導入される。この血
液又は他の何らかの被検液は赤色及び赤外域の光信号を
異なった態様で散乱させる。

この散乱の度合いは血液の場合、酸化度に応じるもので
あり、より一般化すれば、被検液内の何らかのスペクト
ル感応現象により従うもの′である。

この異種的散乱は被検液による赤色及び赤外光信号の異
なった減衰を生ずる。液中における減衰度の異なった光
は返送ファイバの先端ｐｐ、　ｏｏ　（第５ａ図）に到
達し、入射する。

これら減衰度の異なった赤色及び赤外光信号はカテーテ
ルの２本の返送ファイバを通じてそれらの手元端に到達
する。これらの信号は対応するカテーテルターミナル（
１４４ｂ）及び（１４４ｃ）　（第７及び９図）の各々
において、また患者側モジュール（３０３）内のコネク
ション（２４６ｂ）及び（２４６ｃ）の各々において出
現する。

これらの光信号は検出器−増幅器（２５１ｂ）及び（２
５１ｃ）に達して対応する電気信号（３１７）及び（３
１８）を発生する。光信号におけるスペクトル効果は励
起信号にすでに加えられた変調の効果により電気信号の
各々においても分離可能に存在する。

しかしなから、上に要約したスペクトル効果に加えて、
光信号はさらに異なった幾何学情報をも含んでいる。こ
の情報は血液へマドクリット算出又は何らかの被検液中
の一般的、かつ類似の粒子効果の算出に用いられること
が想起されるであろう。

ヘマトクリット又は類似の粒子効果は放射端ｎｎから受
光ファイバチップｐｐ及び００への異なった空間的分離
（カテーテルの先端における）と相互作用するものであ
る。この相互作用はファイバ先端から返送された光信号
の比較によりヘマトクリット又は類似の特性の算出を可
能にする。

この方法を実施するため、患者側モジュールからの電気
信号（３１７）及び（３１８）は分離状態に維持される
。これらは、それぞれ“近”ファイバ信号（３１７）（
先端ｏｏ、及び手元端（１４４ｂ）における光信号とし
て想起される）、及び“遠”ファイバ信号（３１８）（
先端ｐｐ及び手元端（１４４ｃ）におけるものとして想
起される）として認識される。

これらの電気信号はケーブル中の各リード線（３３４）
及び（３３５）を通り、主電子回路ユニット中の対応す
るリード線（４０４）及び（４０５）に流入する。ここ
に、スペクトル及び幾何学的な差を含む電気信号は各増
幅器（３５５）及び（３５６）に供給される。

増幅された信号はそれぞれ対応する“サンプル及び保持
”回路（３６１）、（３６２）に供給される。これらの
回路は制御信号（４３１）及び（４３２）によって駆動
される。やはり、制御器（３６５）からの制御信号〈４
３゜３）によって駆動されるマルチプレクサ（３６３）
はサンプル及び保持回路（３６１）及び（３６２）に保
持された増幅信号の複合物（４３４）を形成する。

すべてのスペクトル及び幾何学的情報はここで単一の複
合信号（４３４）中に存在することになる。

この信号中の種々のデータ片は電流スイッチ（３５３）
、（３５４）及びサンプル及び保持回路（３６１）、（
３６２）において導入された時分割多重に従ってのみ分
離される。

制御器（３６５）はＣＰ（Ｊ（３９１）により指令され
、すでに述べた通り、アドレス及びデータデコーダ（３
９２）を介して制御信号（４３１）、（４３２）、（４
３３）を発生する。マルチプレクサ（３６３）からの単
一の出力信号（４３４）はすべてのスペクトル及び幾何
学的データを含んでいるため、ＣＰＵは電気信号（４０
４）、（４０５）中におけるすべてのスペクトル及び幾
何学的データを保存すべく、制御信号の時間を調整しな
ければならない。

マルチプレクサからの複合信号（４３４）はＡＤ変換器
（４３８）に入り、このＡＤ変換器は対応するデジタル
信号をデータバス（４５３）に送り出す。このデジタル
信号はデータバス（４５３）を経てＣＰＵ（３９１）に
導かれる。

ＡＤＣ（４３８）からのデジタル信号はさらにデータバ
ス（４５３）上においてシステム中の他の種々の要素に
供給される。これらの要素として、ディスプレイ（３９
３）、ランダムアクセスメモリー（ＲＡＭ３９５’）、
デジタル／アナログ変換器（［１ＡＣ３９６）、及びプ
リンタインターフェース（３９８）が含まれる。

ＲＡＭ（３９５）はデータバス（４５３）上の何らかの
情報を一時記憶するものである。それはまた命令に従い
、後の使用のために記憶したデータをバス上に読出すこ
とができる。

ＤＡＣ（３９６）は補助出力インターフェース（３９７
）へのデータバス（４５３）上に何らかの信号の等価ア
ナログ値（４５５）を供給する。このインターフェース
は遠隔読取接続又は他の何らかの適当な外部使用のため
の直列出力ポートとなる。

プリンタインターフェース（３９８）からの出力信号は
コネクタ（３４３）、（３４４）を介して外部プリンタ
用データバス（４５４）に自然に導かれる。この信号は
外部プリンタ（３０６）により永久記録を発生するため
に用いられる。したがって、原理的にＡＤＯ（４３８）
の出力は表示され、記憶され、遠隔観測され、もしくは
印字されるこ七ができる。

しかしなから、大部分の目的に対し、ＡＤＣ（４３８）
からのデジタル信号は直接の表示、記憶、印字もしくは
他の使用にとって適当なものではない。マルチプレクサ
（４３４）の信号と同じ＜ＡＤＣ（４３８）の出力はス
ペクトル情報及び幾何学的情報を複合したもの、すなわ
ち血液の場合における酸化度及びヘマトクリット情報を
複合したものである。

したがって、ＡＤＣデジタル出力はその“生”の形では
情報価値がなく　、ＣＰＵ（３９１）内での計算処理に
付されることが必要である。これらの計算結果は表示さ
れ、印字され、もしくは記憶される。

デジタルバス（４５３）の行き先（又はデータ源もしく
はその双方）としては、幾つかの要素についてすでに述
べた通りである。システムはさらにキーボード（３５１
）、プログラマブル読出し専用メモリー（ＦＲＯＭ３９
４）、アドレス及びブタ−デコーダ（３９２）及びアド
レスバス（４５２）を含んでいる。

オペレータはキーボード（３５１）を用いて種々の計器
設計条件、サンプル識別情報、データ処理命令などを打
ち込む。キーボード（３５１）から打ち込まれたこれら
種々の情報は概してデータバス（４５３）によりＣＰＵ
（３９１）に送られ、あるいは必要に応じてディスプレ
イ（３９３）又はＲＡＭ（３９５）に直接送られる。

Ｐ［ｌＯＭ（３９４）には制御器（３６５）及び種々の
デジタルモジュール（３５１）、（３９１）〜（３９８
）のシーケンス処理プログラムが永久記憶されている。

これらのプログラムは特に、必要なデータ分離及び計算
を実行するためＣＰＵ（３９１’）の内部オペレーショ
ン命令を含むものである。

デコーダ（３９２）及びアドレスバス（４５２）はデジ
タル制御及び演算装置のために、通常の態様において機
能するものである。デコーダはＣＰＵ（３９１）により
特定されたアドレス及びデータを他のシステム要素（３
５１）、（３９３）〜（３９８）及び（３０６）におい
て利用可能な形態に翻訳するものである。

アドレスバス（４５２）はデコーダ（３９２）からデコ
ードされたアドレスを他のシステム要素に伝送するもの
である。実際上、それはデータバス（４５３）上を並列
的に伝送され、特定のメモリー、ディスプレイ又は各デ
ータビットが書き込まれるべき他の位置を指定するもの
である。

以上の説明はサーミスターチャンネルＡＤＣ（３７２）
及び光ファイバーチャンネルＡＤＣ（４３Ｂ）からのデ
ータを用いて情報伝達（ｍａｓｓａｇｉｎｇ）するため
に用いる特定のアルゴリズムを除いては、電気設計技術
者及び測定プログラマが本発明を実施するためのハード
ウェア及びソフトウェアを用意するに十分なものであろ
う。心臓血流速度又は心臓出力を引き出すためのサーミ
スタデータ処理は基本的に公知であり、したがって、こ
こでの説明を省略する。

光ファイバデータの場合、ＦＲＯＭ（３９４）はＣＰＵ
（３９１）に次のような比の形成に関する命令を与える
べきである。

ｘ＝ＩＲｎ／Ｒｎ ｒ＝ｌｒｌｎ／ｌＲｆ ここに、 ＩＲ，は“近”ファイバにおける赤外信号ＩＲｆは“遠
”ファイバにおける赤外信号Ｒｎは“近”ファイバにお
ける赤色信号である。

システムは“遠”ファイバにおける赤色信号を何ら使用
しないことに注意すべきである。

次に、プログラムは比率及、Ｌを用いて血液の場合には
へマドクリット田及び酸素飽和度を計算し、他の被検液
の場合には類似の粒子特性及び化学特性を計算する。こ
の、計算は次の２式を解（ことにより実行される。

Ｈｃｔ　＝Ｈｒ　＋　ｌｒ　＋Ｊｒ　＋Ｘ　＋ＬＸそし
て、酸素飽和度＝Ａ（ｘ−ロ）　＋Ｂ（ｘ−Ｄ）＋にこ
に、 Ｂ＝Ｅ（担：ｔ）’：＋Ｆ（狙」）十ＧＡ、Ｂ、・・・
・・・Ｊ、Ｋ及びしは人血の特性定数である。

ある種の従来の心臓血管診断においては、光学信号の一
つとしていわゆる収れん又は吸収点波長を用いてきた。

すなわち、収れんもしくは吸収波長とは、酸化面による
散乱と非酸化血による散乱との間で差を生じない波長で
ある。

理想的な収れん又は吸収点波長を用いるならば、原理的
には“近”ファイバ及び“遠”ファイバ信号のみからへ
マドクリットを計算することが可能である。しかしなか
ら、赤外線発光ダイオードから得られる波長は真に収れ
んもしくは吸収点を与えるものではなく、したがって、
上記へマドクリットの式中にし五項を含めることにより
このわずかな従属性を補正すべきである。

システムの使用中、カテーテルの先端近傍に配置され得
るような壁面を有する容器（試験管又は血液容器）を含
む使用例においては、最良の信頼性を得るため、アルゴ
リズムには壁効果により血管を生ずるようなデータを拒
絶もしくは補正するための基準及び手続を含むべきであ
る。

この分野においてよく知られている通り、患者の心臓血
管系に対して露出されるべきすべての素子及び物質は妥
当な化学的不活性及び殺菌処理の容易性を有しなければ
ならない。

本発明のカテーテル部分の全体は、心臓血管用カテーテ
ルの製造分野において取り扱い易（、かつ入手容易なシ
ール剤、充填剤及び接着固定剤としての化合物を使用す
べきである。このような物質は特に、種々の部分（例え
ば、マニホルド（１０５）、カテーテル（１０１）、及
び単一の管路チューブ（１０６）など）において好まし
く維持される。

電子回路については第８及び９図に示したシステムを参
照して次のような値又は型番号の回路素子を用いること
が望ましい。

ＵＩ　　　　ＬＭＩＯＣＮ　　　　Ｒ５１０ＫＯ２１Ｍ
３３５Ａ２　　　Ｒ６６４９ΩＱＩ　　　　５１４０６
−０４　　　Ｒ７２００ΩＱ２　　　５１４０６−０４
　　　Ｒ８５，Ｉ　ＫＯ２ＭｊＥ５２０　　　　Ｒ９２
０Ｋ Ｑ４Ａ−Ｂ　　ＴＬＯ８２ＲＩＯ３０ΩＤＳＩ　　　Ｈ
２Ｏ００Ｋ　　　　Ｒ１１１０００ＭＯＳ２　　　ＭＦ
ＯＥ３２０１　　　Ｒ１２１０００ＭＲｌ　　　　１０
　　Ｋ　　　Ｒ１３，２００ΩＲ２２００Ω　　　Ｒ１
４２００Ω Ｒ３ｔｏ　　　Ｋ　　　　ＣＩ　　　　３３　　　μＦ
Ｒ４２００Ω　　　Ｃ２３３ｕＦ 患者側モジュール及び電流スイッチのための正及び負の
電源電圧（４０１）は＋８ｖである。電源（４２６）は
なるべ（なら＋８ｖ及び＋５ｖである。

分断変圧器（３８３）及び（３８５）への供給電圧（４
０１）はなるべくなら４アンペアアワーのバックアップ
電池を含んでおり、これはチョッパを介して一次巻線（
４２１）及び（４２２）に８００ｍＡを供給することが
できる′。分離部分においては、所望に応じて電源電圧
（分断変圧器により）がわずかに補足され、＋９ｖとさ
れる。

ＣＰＵ（３９１）はなるべくならＮＳＣ社より型番号８
００−１として市販されている８ビットＣ−ＭＯＳ型ユ
ニ・ソトである。ＦＲＯＭ（３９４）はなるべ（なら２
５６にユニ・ソト、ＲＡＭ（３９５）はなるべくなら３
２にユニット、そして光チャンネルＡＤＣ（４３８）に
はなるべくなら型番号ＡＤＣ１２０５として市販されて
いる１２ビツト金属ユニツトが用いられる。また、ＤＡ
Ｃ（３９６）は８ビツトユニツトからなっている。

補助出力インターフェースは市場ではＲ５２３２型とし
て知られているものであり、ディスプレイ（３９３）は
４ライン一１４文字液晶装置であることが望ましい。キ
ーボード（３５１）は２０個のキーを用い、プリンタ（
３０６）は１３列−５×７マトリクス型を用いることが
できる。

赤色発光ダイオードは６６０ｍμの光を発射し、赤外線
ダイオードは８０５ｎ＋ｕの光を発射すべきである。患
者倒モジュールケーブルは約３メートル（ｌＯビット）
の長さを有することが望ましい。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の好ましい実施例におけるカテーテルの
全体を示すために破断部により長さを省略した平面略図
、 第２図は第１図の２−２線に沿って作図した拡大断面図
、 第３図はカテーテルの先端近傍におけるバルーン軸方向
断面を示すための拡大部分図、第４図はカテーテルの先
端を示すために第１図及び第３図における４−４線に沿
って作図した拡大端面図、 第５図は第４図の５−５線に沿って作図した同じ実施例
における底端部を示す拡大軸方向断面図、 第５ａ図は第４図における５ａ−５ａ線に沿って作図し
た同じ実施例の拡大軸方向断面図であって、二つの軸方
向断面５及び５ａは互いに直角にとられている。 第６図は本発明の光ファイバ手段を接続する光学コネク
タを含むカテーテルの手元端における軸方向断面を部分
的に示す拡大断面図、 第７図は第６図に示した光学ネクタと接続するために第
１図のカテーテルとともに用いられる光学モジュールの
機械的部分を略示するほぼ等寸の斜視図、 第８図は第７図の光学モジュールの種々の電子回路部分
を示す電気回路の略図、 第９図は本発明に従って構成されたカテーテルシステム
の全体であって、特に、第１〜６図のカテーテル、第７
及び８図の光学モジュール、及び前記光学モジュールを
介してカテーテルと相互作用することによりシステムに
よって得られたデータを表わすディスプレイ印字及び電
圧出力を発生するための電子回路を含むものを示す回路
図である。 （１０１）・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・
・・・・カテーテル（１０２）、　（１０３）・・・・
・・・・・・・・・・・チップ（カテーテル先端部） （１０４）・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・
・・・・環状バルーン（１０５）・・・・・・・・・・
・・・・・・・・・・・・・・マニホルドコネクタ（１
０６）・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・
・・管路チューブ（１０６ｃ）・・・・・・・・・・・
・・・・・・・・・・ファイバ束（１０７）・・・・・
・・・・・・・・・・・・・・・・・・・ターミナル装
置（１０８）・・・・・・・・・・・・・・・・・・・
・・・・・破断部（１１１）・・・・・・・・・・・・
・・・・・・・・・・・・閉止コック（１１２）・・・
・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・延長ボー
ト（１１３）・・・・・・・・・・・・・・・・・・・
・・・・・ファイバコネクタ（１１３ａ）・・・・・・
・・・・・・・・・・・・・・・成型ノ＼ウジング（ｌ
１３ｂ）・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・
カバー（ｌ１３ｃ）・・・・・・・・・・・・・・・・
・・・・・キャップ（１１４ａ）、（１１４ｂ）、（１
１４ｃ）・・・ファイバ端（１１５）、（１１６）・・
・・・・・・・・・・・・・ハフ（１２１）、（１２２
）、（１２３）・・・・・・印（寸法表示）（１２４）
・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・１
００ｃｍ表示（１３１）・・・・・・・・・・・・・・
・・・・・・・・・・首下端部（１３５）・・・・・・
・・・・・・・・・・・・・・・・・・接着剤（１３６
）・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・
不活性樹脂材料（１３７）・・・・・・・・・・・・・
・・・・・・・・・・・樹脂化合物（１３９）・・・・
・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・ワイヤ（１
４１）、（１４２）、（１４７）、（１４８）・・・・
・・・・・・・・・・・・・・・・・液送りフィツト部
材（１４３）、　（１４５）・・・・・・・・・・・・
・・・コネクタキャップ（１４４）・・・・・・・・・
・・・・・・・・・・・・・・・手元端（１４４ａ）・
・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・ファイバ端
部（１４４ｂ）、（１４４ｃ）・・・・・・・・・・・
・カテーテル端部（１４６）・・・・・・・・・・・・
・・・・・・・・・・・・ねじ部特許出願人　　スペク
トラムド　インコーホレイテッド 代　　　理　　　人　　　新　　　実　　　健　　　部
（外１名） 手続補正書

Claims (16)

【特許請求の範囲】
1. （１）種々の量の微粒子を含む被検液中の前記微粒子量
   を測定するためのシステムであって、 前記被検液から離間して設けられた発光手段と、 前記被検液から離間して設けられた光検出手段と、 前記分離位置にある発光手段からの光を前記被検液を介
   して前記離間位置にある光検出手段まで２通路に沿って
   伝送するための手段であって、前記２通路の各々が 前記離間配置された発光手段からの光を前 記被検液に導くために、前記被検液に近接配置される光
   出射端部において終了するようにした第１の光ファイバ
   分路手段、及び 前記被検液に近接して配置される受光端部 から始まり、前記光出射端部から放出され、前記被検液
   とその被検液中の懸濁微粒子による光散乱及び伝達通路
   を経て前記受光端部に入射した光を前記離間配置された
   光検出手段に導くための第２の光ファイバ分路手段 を含む光ファイバ手段とを備え、 前記２通路の一方における前記第１の光ファイバ分路及
   びその光出射端部はその通路における前記第２の光ファ
   イバ分路及びその受光端部と既知の第１の幾何学的関係
   におかれ、 前記２通路のうちの他方における前記第１の光ファイバ
   分路及びその光出射端部は前記他方の通路における前記
   第２の光ファイバ分路及びその受光端部に関して既知の
   第２の幾何学的関係におかれ、前記第２の幾何学的関係
   は前記第１の幾何学的関係とは異なるようにしたもので
   あり、 前記システムはさらに前記光検出手段に応答する手段で
   あって、前記２通路に沿ってそれぞれ伝達された光を比
   較し、かつ前記既知の幾何学的関係を考慮して被検液中
   の微粒子量を判定するための翻訳手段を備えたことを特
   徴とする被検液中の微粒子量測定システム。
2. （２）前記第１又は第２の光ファイバ分路手段の一つが
   前記２通路において共有される一つの光ファイバ分路か
   らなるとともに、 前記光検出手段または発光手段のいずれかが前記２通路
   において共有される１個の手段からなることを特徴とす
   る請求項１に記載のシステム。
3. （３）発光手段が前記２通路によって共有される一つの
   光源からなり、 前記光検出手段が少くとも２個の異なった光検出器から
   なり、 １本の前記第１の光ファイバ分路手段が前記２通路によ
   って共有されることにより前記１光源からの光を被検液
   中に導くようにし、さらに、前記２通路における第２の
   光ファイバ分路手段が各別に構成され、各分路手段は前
   記被検液からの光を対応する各一つの光検出器に導くも
   のであることを特徴とする請求項１に記載のシステム。
4. （４）前記共有される第１の光ファイバ分路手段が前記
   光源からの光を前記被検液に導くように配置されたただ
   １本の光ファイバからなり、 各通路専用の第２の光ファイバ分路手段が前記被検液か
   ら対応する光検出器に光を導くように配置された互いに
   他の通路の第２光ファイバ分路及び前記共有光ファイバ
   分路と区分された各１本の光ファイバからなることを特
   徴とする請求項３に記載のシステム。
5. （５）前記発光手段が少くとも二つの異なった光源から
   なり、 光検出手段が２通路において共有される一つの光検出器
   からなり、 前記２通路における第１の光ファイバ分路手段が前記異
   なった光源の一つから前記被検液に光を導くように互い
   に区分されており、さらに、前記第２の光ファイバ分路
   手段が前記２通路において共有される一つの光ファイバ
   分路からなることを特徴とする請求項１に記載のシステ
   ム。
6. （６）２通路において共有する第２の光ファイバ分路手
   段が前記被検液から前記光検出器に光を導くように配置
   された１本の光ファイバからなり、各第１の光ファイバ
   分路手段が各発光手段から前記被検液に光を導くように
   配置された各１本の光ファイバからなり、この各１本の
   光ファイバは互いに分離され、かつ前記共有光フィバか
   ら区分されたものであることを特徴とする請求項５に記
   載のシステム。
7. （７）前記発光手段が第１の特定波長域において発光す
   るものであり、前記システムがさらに第２の発光手段を
   含み、 前記第１の光ファイバ分路手段は前記第１の波長域の光
   だけでなく、前記第２の発光手段から発せられた第２の
   特定波長域における光をも前記被検液に導くものであり
   、 前記第２の光ファイバ分路手段は前記第１の特定波長域
   の光だけでなく、前記被検液を通過した前記第２の特定
   波長域の光をも前記光検出手段に導くものであり、さら
   に、 前記翻訳手段は前記光検出手段によって受光された前記
   二つの波長域の光を比較することにより前記判定された
   微粒子量を考慮して前記被検液の化学組成を決定するも
   のであることを特徴とする被検液の化学組成測定機能を
   付加した請求項１に記載のシステム。
8. （８）前記発光手段は第１の特定波長域において発光す
   るものであり、 前記システムはさらに第２の特定波長域において発光す
   る第２の発光手段を含んでおり、前記第１の光ファイバ
   分路手段は前記第１の波長域の光だけでなく、前記第２
   の発光手段より発せられた第２の特定波長域の光をも前
   記被検液に導くものであり、 前記第２の光ファイバ分路手段は前記第１波長域の光だ
   けでなく、前記被検液を通過した前記第２の特定波長域
   の光をも前記光検出手段に導くものであり、 さらに、前記翻訳手段は前記光検出手段が受け入れた前
   記二つの波長域の光を比較することにより前記判定され
   た微粒子量を考慮して前記被検液の化学組成を決定する
   ものであることを特徴とする 被検液の化学組成測定機能を付加した請求項２に記載の
   システム。
9. （９）種々の量の微粒子を懸濁した被検液中の前記微粒
   子量を測定するためのシステムであって、前記被検液か
   ら離間して配置された光源と、いずれも前記被検液から
   離間して配置された二つの光検出器と、 前記光源からの光を受け入れるように前記被検液から離
   間して配置された外側手元端を有するとともに、前記手
   元端から離間し、前記被検液に近接して前記光を前記被
   検液中に投射するように設けられた先端を有する第１の
   光ファイバと、 各々手元から離間した先端を有する第２及び第３の光フ
   ァイバとを備え、 前記第２及び第３の光ファイバの先端は前記第１の光フ
   ァイバの先端と既知の幾何学的関係を有するとともに、
   前記被検液に近接して前記第１のファイバより投射され
   た光の各一部を前記被検液中の散乱経路を介して受け取
   るものであり、 前記第２及び第３の光ファイバはさらに前記各先端から
   離間した手元端を有し、これらの手元端は前記被検液の
   外側離間位置において、前記受け取った光部分を対応す
   る各一つの光検出器に入射させるように配置されたもの
   であり、前記第２及び第３の光ファイバ先端の前記第１
   の光ファイバ先端に対する幾何学的関係は互いに異なっ
   たものとなっており、 前記システムはさらに前記二つの検出器に投射された光
   を比較し、前記ファイバ先端間の幾何学的関係を考慮し
   て微粒子量を判定するための翻訳手段を備えたことを特
   徴とする被検液中の微粒子量測定システム。
10. （１０）前記光源は第１の特定波長域において発光する
    ものであり、 前記システムはさらに第２の波長域において発光する第
    ２の光源を備え、 前記第１の光ファイバの手元端は前記第１の波長域の光
    だけでなく、前記第２の光源から発せられた第２の特定
    波長域における光をも受け入れるものであり、さらに、
    前記第１の光ファイバの先端は前記第１の波長域の光だ
    けでなく、前記第２の光源から発せられた前記第２の特
    定波長域の光をも前記被検液中に投射するものであり、 前記第２及び第３の光ファイバの先端は前記第１の光フ
    ァイバから放出され、被検液により散乱した後における
    前記第２の特定波長域の光部分を受け入れ、さらに、前
    記第２及び第３の光ファイバの手元端はそれらが受け入
    れた第２の特定波長域における光部分を対応する各検出
    器に入射させるものであり、 前記翻訳手段は前記二つの検出器の少くとも一方が受光
    した前記２波長域の光を比較し、前記判定された粒子量
    を考慮して前記被検液の化学組成を決定するものである
    ことを特徴とする請求項９に記載のシステム。
11. （１１）前記第１及び第２の光ファイバ先端の幾何学的
    関係は実質上隣接平行状態であり、 前記第１及び第３の光ファイバ先端の幾何学的関係は実
    質上分離平行状態におかれたものであることを特徴とす
    る請求項９に記載のシステム。
12. （１２）前記システムがさらに固体スペーサ素子を含ん
    でおり、 前記第１及び第３の光ファイバ先端は前記第２の光ファ
    イバ先端と固体スペーサ素子の分だけ互いに分離された
    ことを特徴とする請求項１１に記載のシステム。
13. （１３）種々の量の微粒子を懸濁した被検液中の前記微
    粒子量を測定するためのシステムであって、いずれも前
    記被検液から離間して配置された２個の光源と、 前記被検液から離間して配置された１個の光検出器と、 前記被検液に隣接してその被検液から散乱反射された光
    を受け入れるように構成された先端を有するとともに、
    前記先端から離間して前記被検液から隔った外部におい
    て自身の受け入れた光を前記光検出器に入射させるため
    の手元端を有する第１の光ファイバと、 前記被検液から離間した外側において前記光源の各一つ
    から対応する光を受け入れるように配置された手元端を
    有するとともに、前記手元端から離間して前記第１のフ
    ァイバの先端に対し所定の幾何学的関係におかれた先端
    を有する第２及び第３の光ファイバとを備え、 前記第２及び第３の光ファイバの先端は前記被検液に隣
    接して前記各光源から受け入れた光をそれぞれ前記被検
    液中に投射するものであり、前記第２及び第３の光ファ
    イバ先端と、前記第１の光ファイバ先端との各幾何学的
    関係は互いに異なったものであり、 前記システムはさらに前記検出器に入射した光を比較し
    、前記ファイバ先端間の既知の幾何学的関係を考慮して
    微粒子量を判定するための翻訳手段を備えたことを特徴
    とする被検液中の微粒子測定システム。
14. （１４）前記光源は第１の特定波長域において発光する
    ものであり、 前記システムはさらに第２の特定波長域において発光す
    る第２の光源を含んでおり、 前記第２及び第３の光ファイバの手元端は前記第１の波
    長域の光だけでなく、対応する第２の光源から発せられ
    た第２の特定波長域における光を受け入れ、前記第２及
    び第３の光ファイバの先端は前記第１の波長域の光だけ
    でなく、前記第２の特定波長域の光を被検液中にそれぞ
    れ投射するものであり、 前記第１の光ファイバの先端はさらに被検液から散乱反
    射された前記第２の特定波長域における光部分を受け入
    れ、前記第１の光ファイバ手元端はさらに前記第２の特
    定波長域の光部分を前記検出器に入射させるものであり
    、 前記翻訳手段はさらに前記検出器に入射した二つの波長
    域の光を比較し、かつ前記判定された微粒子量を考慮し
    て前記被検液の化学組成を決定するものであることを特
    徴とする請求項１３に記載のシステム。
15. （１５）前記第１及び第２の光ファイバ先端の幾何学的
    関係は隣接、かつ平行した状態にあり、 前記第１及び第３の光ファイバ先端の幾何学的関係は互
    いに分離して平行した状態にあることを特徴とする請求
    項１３に記載のシステム。
16. （１６）前記システムはさらに固体スペーサ素子を含み
    、前記第１及び第３の光ファイバ先端は前記第２の光フ
    ァイバ先端及び前記固体スペーサ素子の部分だけ互いに
    分離されていることを特徴とする請求項１５に記載のシ
    ステム。