JPH0380835A - Optical fiber probe having waveguide properties - Google Patents

Abstract

PURPOSE: To reinforce a wave guiding property of a sensor and make properties relating to optical fibers maximum by providing a gasimpermeable clad for a sensor sleeve with due regard to reflectance, a sensor core having the equal refractive index to that of a fiber core, and a cap at a terminal end of the sensor. CONSTITUTION: An optical fiber catheter 12 is connected with a light source and a detector 14. The catheter has a gas sensor 16 mounted on a terminal end of the detector. There is equipped a clad 74 which surrounds cores other than a cylindrical core 72 and an angular recess 82 on the sensor 16. The recess 82 is arranged in order to receive a terminal end of an optical fiber 70. A core 76 of the sensor 16 is prepared from a solid phase matrix material comprising a diffusable hydrophobic diphenyl-dimethyl compound which can be diffused. Cores 72 and 76 of the fiber 70 and the sensor 16 are selected to be relatively equal respectively. Thereby, a refractive effect is decreased at an interface 84, thus moving light from the fiber 70 to the sensor 16 is not reflected relatively.

Description

【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は一般的には光ファイバー探針（プローブ）に関
するものであり、そしてより特に該探針中で使用されて
いる気体センサーに関するものである。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION Field of the Invention This invention relates generally to fiber optic probes, and more particularly to gas sensors used in such probes. .

〔従来の技術〕[Conventional technology]

生理学的パラメーターの測定は、診断上および治療上の
両者の多くの医学的処置において重要である。そのよう
な処置では患者に対する侵入による損傷を減じるために
測定用探針およびセンサーの寸法を最小にすることが望
ましい。Measurement of physiological parameters is important in many medical procedures, both diagnostic and therapeutic. In such procedures, it is desirable to minimize the dimensions of the measurement probe and sensor to reduce invasive damage to the patient.

血液気体の測定はほとんど全ての外科処置で興味をもた
れている。血液中の酸素分圧が主として関与している。Blood gas measurements are of interest in almost all surgical procedures. The partial pressure of oxygen in the blood is mainly involved.

この量は肺がそれらの血液酸化機能をどの位良好に行っ
ているかの指示を与えるものであるが、それはまた身体
の四肢への酸素の潅流度も表している。This amount gives an indication of how well the lungs are performing their blood oxidation function, but it also represents the degree of oxygen perfusion to the extremities of the body.

今までのセンサーはバックルス（Ｂｕｃｋｌｅｓ）の米
国特許番号４．３２１．０５７および４．３９９．０９
９中に開示されている光ファイバー装置を含んでいる。Previous sensors include Buckles U.S. Patent Nos. 4.321.057 and 4.399.09.
9 includes the fiber optic device disclosed in No. 9.

これらの特許は吸収性の半透過性物質の外鞘が供されて
いるファイバーを開示している。ファイバーの基部の端
部に向けられている入射光が鞘の中に反射され、そこで
それが蛍光性分子と反応して反射線を発する。この反射
線はファイバー中で末梢に向かって反射されそしてその
情報量が検出される。These patents disclose fibers provided with an outer sheath of absorbent semipermeable material. Incident light directed at the proximal end of the fiber is reflected into the sheath where it reacts with the fluorescent molecules to emit a reflected line. This reflected line is reflected in the fiber towards the periphery and its amount of information is detected.

この装置は単独ファイバーで機能するのであるが、同一
の光学的ファイバーに沿って戻る情報信号のいずれかの
部分を再び向けさせることにより装置の信号対騒音比を
増加させる試みはなされていない。Although this device works with a single fiber, no attempt has been made to increase the signal-to-noise ratio of the device by redirecting any portion of the information signal back along the same optical fiber.

発明者は１９８７年９月２１日に出願した米国特許番号
１００．１００中で、生理学的パラメーターを測定する
ための光ファイバー探針連結器を開示している。The inventors disclose a fiber optic probe coupler for measuring physiological parameters in US Pat. No. 100.100, filed September 21, 1987.

この装置は光ファイバーとスリーブ連結器とからなって
おり、後者はセンサー腔を規定している鞘気質とびファ
イバーコアを受けるための環状のくぼみとを含んでいる
。鞘はセンサー区域中への酸素の通過を可能にする気体
透過性重合体材料からなっている。酸素捕獲用の蛍光染
料を含んでいる化学的試薬がファイバーからの光によっ
て検出されるセンサー区域に配置されている。蛍光染料
には入射光に感応して蛍光を発生する蛍光団を有する可
逆性の化学的指示薬が包含され、それの強度は酸素濃度
に依存している。次に蛍光を測定して酸素濃度を示す。The device consists of an optical fiber and a sleeve coupler, the latter including a sheath defining a sensor cavity and an annular recess for receiving the fiber core. The sheath is comprised of a gas permeable polymeric material that allows the passage of oxygen into the sensor area. A chemical reagent containing a fluorescent dye for oxygen scavenging is placed in the sensor area where it is detected by light from the fiber. Fluorescent dyes include reversible chemical indicators having a fluorophore that emits fluorescence in response to incident light, the intensity of which is dependent on oxygen concentration. Fluorescence is then measured to indicate oxygen concentration.

今までのセンサーにはギウリアニ（Ｇｉｕｌｉａｎｉ）
により米国特許番号４．５１３．０８７中に開示されて
いる導波蒸気センサーも包含される。この装置は、外表
面が環境中のアンモニアの濃度に従って変色する特徴を
有する染料でフィルム−コーティングされたガラス製の
毛管を含んでいる。ギウリアニの装置は吸収技術を基に
しており、そこでは入射光はアンモニア濃度に依存した
量で染料によって吸収される。生じる光エネルギー減少
は消失性の波のエネルギー損失量に依存している。エネ
ルギー損失は染料の変色度に依存しており、該変色はア
ンモニア濃度に依存しているため、当然この装置はアン
モニア濃度を指示するために適当に目盛りを付けること
ができる。The current sensor is Giuliani.
Also included is the waveguide vapor sensor disclosed by U.S. Pat. No. 4,513,087. The device includes a glass capillary whose outer surface is film-coated with a dye that has the characteristic of changing color according to the concentration of ammonia in the environment. Giuliani's device is based on an absorption technique, in which the incident light is absorbed by the dye in an amount that depends on the ammonia concentration. The light energy reduction that occurs depends on the amount of energy loss in the evanescent wave. Since the energy loss depends on the degree of color change of the dye, which in turn depends on the ammonia concentration, the device can of course be suitably calibrated to indicate the ammonia concentration.

ヒックス（Ｈｉｃｋｓ）他の米国特許番号３．５８４．
６６２では、血液または血清中のグルコース濃度の測定
で使用するための生電極が開示されている。この装置は
血液または組織と接触して置かれている固定されたグル
コース酸化酵素の膜を含んでいる。U.S. Patent No. 3.584 to Hicks et al.
No. 662 discloses a live electrode for use in measuring glucose concentrations in blood or serum. The device includes a membrane of immobilized glucose oxidase that is placed in contact with blood or tissue.

グルコースおよび酸素は酵素層中に拡散して過酸化水素
およびグルコン酸の外向き流を与える。酸素飽和基準を
監視し、そしてグルコン酸および過酸化物の量を測定し
て、グルコース濃度を示す。Glucose and oxygen diffuse into the enzyme layer providing an outward flow of hydrogen peroxide and gluconic acid. Oxygen saturation standards are monitored and gluconic acid and peroxide levels are measured to indicate glucose concentration.

ハーセ（Ｈａａｓｅ）は米国特許番号４．２０１．２２
２中で血管中への挿入に適している光ファイバーカテー
テルを開示している。該カテーテルは、血液気体をセン
サー区域に通過させることでできる半透過性の壁膜を含
んでいる。Haase U.S. Patent No. 4.201.22
No. 2 discloses a fiber optic catheter suitable for insertion into blood vessels. The catheter includes a semi-permeable wall membrane that allows blood gases to pass through to the sensor area.

これらの装置に関する問題点の一部は、侵入用途用に望
ましい小寸法から生じる。寸法上の拘束のために、解釈
用に利用できる情報信号の量は比較的少なくなる。侵入
法で使用する時には、筋肉および他の人工物騒音は信号
対騒音比が低くなるに従い相対的に高くなる。これらの
理由のために、光をできるだけ多く捕獲しそして保持す
ることが重要である。このことはセンサー中に入ってく
る入射光だけにでなくセンサーから反射する光にも適用
される。Some of the problems with these devices arise from the small size desired for invasive applications. Due to dimensional constraints, the amount of information signal available for interpretation is relatively small. When used in invasive methods, muscle and other artifact noise becomes relatively high as the signal-to-noise ratio decreases. For these reasons, it is important to capture and retain as much light as possible. This applies not only to the incident light entering the sensor, but also to the light reflecting from the sensor.

特に蛍光性センサーの場合には、蛍光を発生する蛍光団
から利用できる光は比較的少量である。Particularly in the case of fluorescent sensors, relatively little light is available from the fluorophore that generates the fluorescence.

これらのセンサーでは、センサーの導波性質を強化させ
ることおよび光ファイバーに関する性質を最大にするこ
とが望ましい。入射光信号を光ファイバーの方に下方に
向けそして情報信号を同一ファイバーに沿って戻すと、
センサーの信号対騒音比を増加させる機械を供する。For these sensors, it is desirable to enhance the waveguiding properties of the sensor and maximize its optical fiber properties. Directing the incoming optical signal down an optical fiber and returning the information signal along the same fiber results in
Provides a machine that increases the signal-to-noise ratio of a sensor.

この概念に関してさらに一般的に興味をもたれている技
術には下記の特許が包含される：発明者　　　　　　　
　　　　　米国特許番号ピータ−７ン（Ｐｅｔｅｒｓｏ
ｎ）　　　　　　４．４７６、８７０ラバース（Ｌｕｂ
ｂｅｒｓ）　　　　　　　　　４．００３．７０７〔発
明の目的〕 本発明に従うと、光ファイバーおよび化学的センサーに
関するそれぞれの反射率を考慮にいれたセンサースリー
ブ用の気体透過性クラッドが提供される。化学的試薬お
よびセンサークラッドは反射率によって選択され、それ
はセンサーに対して光ファイバーに関する臨界角と一般
的に等しい臨界角などの導波管性質を供する。Technologies of more general interest regarding this concept include the following patents:
U.S. Patent No. 7 Peterso
n) 4.476, 870 Rubber
4.003.707 OBJECTS OF THE INVENTION According to the present invention, a gas permeable cladding for a sensor sleeve is provided that takes into account the respective reflectivities for optical fibers and chemical sensors. The chemical reagents and sensor cladding are selected by reflectivity, which provides waveguide properties for the sensor, such as a critical angle that is generally equal to the critical angle for the optical fiber.

一般的にファイバーコアに関する屈折率に等しい屈折率
を有するセンサーコアを選択することにより、ファイバ
ー／センサー界面を越えて移動する光に対する悪影響を
実質的に減少させることができる。By selecting a sensor core with a refractive index that is generally equal to the refractive index for the fiber core, deleterious effects on light traveling across the fiber/sensor interface can be substantially reduced.

センサーの末梢の端部にキャップを供にすることにより
、センサーの信号対騒音比を増加させることもできる。The signal-to-noise ratio of the sensor can also be increased by providing a cap on the distal end of the sensor.

このキャップには末梢に移動する戻り信号部分を光ファ
イバーに分けるための例えば鏡の如き手段が備えられて
おり、従って測定工程には属するものではない。This cap is equipped with means, such as a mirror, for dividing the distally traveling return signal part into optical fibers and therefore does not belong to the measuring process.

本発明のこれらのおよび他の特徴並びに利点は、本発明
の実施例の論議および添付図面を参照することにより、
当接術の専門家にはさらに明白となるであろう。These and other features and advantages of the invention will be apparent to those skilled in the art from the discussion of embodiments of the invention and the accompanying drawings.
It will be even more obvious to experts in abutment techniques.

〔実施例〕〔Example〕

特定の流体環境中の気体分圧を測定することがしばしば
望ましい。例えば、大気中の酸素、窒素酸化物、オゾン
、および二酸化炭素の濃度が環境学者にとって特に興味
あるものであろう。It is often desirable to measure the partial pressure of a gas in a particular fluid environment. For example, the concentrations of oxygen, nitrogen oxides, ozone, and carbon dioxide in the atmosphere may be of particular interest to environmentalists.

他の測定用環境は小規模でありそして時には測定の信号
対騒音比を降下させる騒音要因によって本来妨害されて
いる。その例は、血液または組織中の気体分圧測定の場
合である。測定を身体から直接に（生体内で〉行う場合
には、損傷を避けしかも患者に対する感染可能性を減少
させるために切開を最小にすることが望ましい。血液気
体の測定では、筋肉運動人工物および血液脈拍に伴うよ
うな騒音の影響を最小にすることも望ましい。これらの
要因の全てを、末梢の端部に配置されている気体センサ
ーを有するカテーテルの今回の使用では考慮すべきであ
る。これらのカテーテルは患者の腕に挿入され、そこで
はセンサーが組織床中に突き刺さって、例えば酸素およ
び二酸化炭素の如き気体の濃度を測定する。Other measurement environments are small and sometimes inherently disturbed by noise factors that reduce the signal-to-noise ratio of the measurement. An example is the case of gas partial pressure measurements in blood or tissue. When measurements are taken directly from the body (in vivo), it is desirable to minimize incisions to avoid injury and reduce the possibility of infection to the patient.For blood gas measurements, muscle movement artifacts and It is also desirable to minimize the effects of noise, such as those associated with blood pulses. All of these factors should be considered in the present use of a catheter with a gas sensor located at the distal end. The catheter is inserted into the patient's arm, where sensors penetrate into the tissue bed to measure the concentration of gases, such as oxygen and carbon dioxide.

そのような工程は第１図に示されており、そこでは患者
の腕は一般的に参照番号１０により示されている。光フ
ァイバーカテーテル１２は光源および検出器１４と連結
しており、そしてそれの末梢先端に配置されている気体
センサー１６を有している。Such a process is illustrated in FIG. 1, where the patient's arm is indicated generally by the reference numeral 10. Fiber optic catheter 12 is coupled to a light source and detector 14 and has a gas sensor 16 located at its distal tip.

使用時には、カテーテル１２は切開により腕１０に挿入
され、センサー１６を腕１０の組織領域に皮下に埋め込
まれる。In use, catheter 12 is inserted through an incision into arm 10 and sensor 16 is implanted subcutaneously into a tissue region of arm 10.

検出器１４中の光源は、以下で詳細に記載されている多
数の蛍光団２０を含んで示されているセンサー１６と共
に、第２図中にさらに詳しく示されている。検出器１４
中の光源は、−船釣に白色光の点光源を与えるランプ２
２を含んでいる。この光は照準レンズ２４により集めら
れ、そして色フイルタ−２６を通して方向づけされて、
希望する波長の光を通す。好適態様では、この光の色は
一般的に４８０ナノメートルの中心波長を有する青色で
ある。The light source in detector 14 is shown in more detail in FIG. 2, with sensor 16 shown containing a number of fluorophores 20, which will be described in detail below. Detector 14
The light source inside is - Lamp 2 that provides a point source of white light for boat fishing.
Contains 2. This light is collected by aiming lens 24 and directed through a color filter 26.
Allows light of the desired wavelength to pass through. In a preferred embodiment, the color of this light is generally blue with a center wavelength of 480 nanometers.

この着色された光は矢印２８に沿って分光器３０に向け
られる。分光器は矢印３２に沿って向いている部分の着
色された光を分離して黒色箱または光ダンプ３４に入れ
る。この特定様態では、分光器３０は衝突する光の半分
が分光器３０を通って矢Ｅ０３６に沿って二色フィルタ
ー３８上を通るように配置されている。このフィダー３
８は、赤色光だけは通過するがフィルター上に衝突する
青色入射光は全部矢印４０に沿って反射されそして焦点
レンズ４２中を通過するように、配置されている。発生
した光はシャッター４４を通りそして光ファイバーカテ
ーテル１２の基部端部に向けられる。この青色光はカテ
ーテル１２を通ってセンサー１６の中に行き、そこでそ
れが多数の蛍光団２０に衝突する。This colored light is directed along arrow 28 to spectrometer 30. The spectrometer separates a portion of colored light directed along arrow 32 into a black box or light dump 34 . In this particular embodiment, spectrometer 30 is positioned such that half of the impinging light passes through spectrometer 30 and onto dichroic filter 38 along arrow E036. This feeder 3
8 is arranged so that only the red light passes, but all the blue incident light impinging on the filter is reflected along the arrow 40 and passes through the focusing lens 42. The generated light passes through shutter 44 and is directed to the proximal end of fiber optic catheter 12. This blue light passes through catheter 12 and into sensor 16 where it impinges on a number of fluorophores 20.

以下でさらに詳細に論じられている如く、蛍光団２０は
蛍光団２０の化学性に依存する色のところでの蛍光発生
によって衝突する青色光に感応する。As discussed in more detail below, fluorophore 20 is sensitive to impinging blue light with fluorescence generation at a color that depends on the chemistry of fluorophore 20.

例えば、好適態様では約６２０ナノメートルの中心波長
を有する一般的に赤色光と共に蛍光を発生するような化
学性を蛍光団２０の一部に供にすることができ、５３０
ナノメートルの中心波長を有する一般的に緑色光と共に
蛍光を発生するような化学性を他の蛍光団２０に供にす
ることができる。For example, in a preferred embodiment, a portion of the fluorophore 20 may be provided with a chemistry that fluoresces with typically red light having a center wavelength of about 620 nanometers;
Other fluorophores 20 can be provided with chemistries that fluoresce with typically green light having a center wavelength in the nanometer range.

蛍光団２０の蛍光発生能力は時間につれて下降する傾向
がある。この現象は一般的に光漂白（ｐ　ｈ　ｏ　ｔ　
。The ability of fluorophore 20 to generate fluorescence tends to decline over time. This phenomenon is commonly known as photobleaching (phot
.

ｂｌｅａｃｈｉｎｇ）　　と称されている。この悪影響
を抑制するために、蛍光団２０の負荷サイクルを減じる
ようにカテーテル１２中を通る光を脈動させることが望
ましい。これがシャッター４４の主目的であり、これは
好適態様では開いておりそして４％の負荷サイクルで閉
じる。bleaching). To reduce this negative effect, it is desirable to pulse the light through catheter 12 so as to reduce the duty cycle of fluorophore 20. This is the primary purpose of shutter 44, which is open in the preferred embodiment and closed at 4% duty cycle.

蛍光団２０から発生する蛍光性の緑色光および赤免光は
光ファイバーカテーテル１２に沿ってシャッター４４に
戻される。この戻り光は非常に短時間に発生するため、
それはシャッター４４中をそれの負荷サイクル期間内に
通過する。第２図で矢印４６により表示されている赤色
光および緑色光はレンズ４２中を通過しそして二色フィ
ルター３８上に衝突する。上記の如く、このフィルター
３８は赤色光を通すように構成されているため、戻り信
号の赤色部分は引き続きフィルター３８を通って矢印４
７に沿って赤色光検出器４８中に行く。Fluorescent green and red light generated from fluorophore 20 is returned along fiber optic catheter 12 to shutter 44 . This return light occurs in a very short time, so
It passes through the shutter 44 during its duty cycle. Red and green light, indicated by arrows 46 in FIG. 2, pass through lens 42 and impinge on dichroic filter 38. As mentioned above, this filter 38 is configured to pass red light, so the red portion of the return signal continues to pass through the filter 38 at the arrow 4.
7 into the red light detector 48.

緑色光はフィルター３８中を通れないため、それは矢印
５０に沿って分光器３０に反射される。分光器３０は緑
色光の一部を矢印５２に沿って緑色光検出器５４中に向
けさせる。検出器４８および５４は戻り信号のそれぞれ
赤色および緑色成分の強度に関する指示を与える。これ
らの測定値はそれぞれの蛍光団２０が蛍光を発する強度
に関連している。従って、この測定は蛍光量を示す。Green light cannot pass through filter 38, so it is reflected along arrow 50 to spectrometer 30. Spectrometer 30 directs a portion of the green light along arrow 52 into green light detector 54 . Detectors 48 and 54 provide an indication as to the strength of the red and green components, respectively, of the return signal. These measurements relate to the intensity with which each fluorophore 20 fluoresces. This measurement therefore indicates the amount of fluorescence.

この特定システムでは赤色の蛍光団２Ｑの蛍光は酸素の
存在下で捕獲される。しかし、このことは緑色の蛍光団
の場合にはそうでない。一方、赤色および緑色の蛍光団
２０の蛍光性は例えば筋肉運動または血液脈動により生
じるような騒音人工物により同等の影響を受ける。これ
らのことを考慮すると、赤色および緑色検出器からの各
信号４８および５４を出力回路５６中で一緒にしてセン
サー１６中の酸素濃度を示すことができる。この型の出
力回路は当技術の専門家には周知のものである。In this particular system, the fluorescence of the red fluorophore 2Q is captured in the presence of oxygen. However, this is not the case for green fluorophores. On the other hand, the fluorescence of the red and green fluorophores 20 is equally affected by noise artifacts, such as those caused by muscle movement or blood pulsations. With these considerations in mind, the respective signals 48 and 54 from the red and green detectors can be combined in output circuit 56 to indicate the oxygen concentration in sensor 16. This type of output circuit is well known to those skilled in the art.

本発明にとって特に興味のあるものは、−船釣に第３図
で拡大されているカテーテル１２およびセンサー１６で
ある。この図面から、光ファイバーカテーテル１２はコ
ア（ｃｏｒｅ）７２およびクラッド（ｃｌａｄｄｉｎｇ
）７４を含むように一般的に配置されている型の光ファ
イバー７０を含んでいる。Of particular interest to the present invention are catheter 12 and sensor 16, which are enlarged in FIG. From this drawing, fiber optic catheter 12 has a core 72 and a cladding.
) 74.

センサー１６は本発明者により１９８７年９月２１日に
出願された「生理学的測定装置用の光ファイバー探針連
結器」という名称の現在出願継続中の米国特許出願番号
１００．１００中に開示されている指示薬物質を含んで
いる。この指示薬物質は、測定しようとする例えば酸素
の如き特定の気体活性物の濃度に応じて変動する光学的
性質を有している。これらの性質は光ファイバー７０中
を通る青色入射光により検出されそして気体濃度に関す
る情報が同一７アイパー１７に沿って光源および検出器
１４のところに戻される。Sensor 16 is disclosed in pending U.S. patent application Ser. Contains an indicator substance. The indicator material has optical properties that vary depending on the concentration of the particular gaseous active, such as oxygen, to be measured. These properties are detected by the incident blue light passing through the optical fiber 70 and information regarding the gas concentration is returned along the same 7-eyeper 17 to the light source and detector 14.

特に、センサー１６には一般的には円筒状のコア７２と
角度のついたくぼみ８２以外のコアを包囲しているクラ
ッド７４とが備えられている。このくぼみ８２は光ファ
イバー７０の末梢端部を受けるように配置されている。In particular, sensor 16 includes a generally cylindrical core 72 and a cladding 74 surrounding the core except for angled recess 82 . The recess 82 is positioned to receive the distal end of the optical fiber 70.

好適態様では、くぼみ８２は円筒状でありそして光ファ
イバー７０の末梢端部をぴったり摩擦接合して受けるよ
うに配置されている。ファイバー１７は、ファイバー７
０のコア７２とセンサー１６のコア７６の間に直接的接
触および界面８４を与えるように、くぼみ８２中に支持
されている。In a preferred embodiment, recess 82 is cylindrical and positioned to receive the distal end of optical fiber 70 in a snug friction fit. Fiber 17 is fiber 7
The sensor 16 is supported in a recess 82 to provide direct contact and an interface 84 between the core 72 of the sensor 16 and the core 76 of the sensor 16 .

蛍光性の戻り信号を伴う光が比較的低量である点に注目
することが重要である。換言すると、戻ってくる情報信
号は入射信号と比べて相対的に弱い。この問題を総括す
ると、測定の信号対騒音比を降下させる傾向のある筋肉
運動人工物および他の騒音がかなり存在している環境中
でこの弱い情報信号を測定しなければならないことにな
る。本発明が特に関与しているのはこの要因である。It is important to note the relatively low amount of light that accompanies the fluorescent return signal. In other words, the returning information signal is relatively weak compared to the incident signal. The problem boils down to having to measure this weak information signal in an environment where there is considerable muscle movement artifact and other noise that tends to degrade the signal-to-noise ratio of the measurement. It is this factor that the present invention is particularly concerned with.

センサー１６はできるだけ多くの入射光をコア７６内に
保持しそしてファイバー７０に沿って戻すためにできる
だけ多くの蛍光性の戻り光を捕獲するような配置である
。好適態様では、これらの目的はファイバー７０および
センサー１６を形成している材料の光学的性質を最大に
することにより主として達成される。Sensor 16 is arranged to retain as much incident light as possible within core 76 and capture as much fluorescent return light as possible for return along fiber 70. In the preferred embodiment, these objectives are primarily achieved by maximizing the optical properties of the materials forming fiber 70 and sensor 16.

これらの性質は、屈折率と一般的に称されているパラメ
ーターなどのいくつかの材料特性から生じるものである
。この屈折率は真空中の光速を当該材料中の光速で割る
ことにより得られる無次元数である。−窓材料に関する
屈折率が大きくなればなるほど、この材料中を移動する
光は遅くなる。These properties result from several material properties, such as the parameter commonly referred to as the refractive index. This refractive index is a dimensionless number obtained by dividing the speed of light in vacuum by the speed of light in the material. - The higher the refractive index for a window material, the slower light travels through this material.

光が１種の材料から他の材料へ通過するにつれて、それ
の速度が変化して光線の曲げまたは屈折が生じる。この
現象は理論的には第４図に示されており、そこでは異な
る屈折率を有する２種の材料ＡおよびＢが界面８８によ
り分離されている。入射光線９０はそれが界面８８中を
通過すると屈折光線９２より示されているように曲がり
すなわち屈折する。それぞれの光線９０および９２の角
度を界面８８に直角の線９４に関して測定して、それぞ
れの角度θ、およびＯ２を与える。材料Ａに関する屈折
率が材料Ｂに関する屈折率より大きい場合にはＯ２の方
がθｌより大きいであろう。As light passes from one material to another, its speed changes, causing the beam to bend or refract. This phenomenon is illustrated theoretically in FIG. 4, where two materials A and B with different refractive indices are separated by an interface 88. As the incident ray 90 passes through the interface 88, it bends or refracts as shown by the refracted ray 92. The angle of each ray 90 and 92 is measured with respect to a line 94 perpendicular to interface 88 to give a respective angle θ, and O2. If the refractive index for material A is greater than the refractive index for material B, O2 will be greater than θl.

ある角度θ１においては入射光線９０は界面８８を通過
しないがあたかもそれが鏡であるように界面により反射
されることが知られている。この角度は一般的に臨界角
と称されておりそしてそれは第４図に示されており、そ
こでは角度θ１およびＯ２が等しい。この臨界角は下記
の式に従って計算じきる。It is known that at a certain angle θ1, the incident light ray 90 does not pass through the interface 88, but is reflected by the interface as if it were a mirror. This angle is commonly referred to as the critical angle and is shown in FIG. 4, where angles θ1 and O2 are equal. This critical angle can be calculated according to the formula below.

０＝　Ａｒｃｓｉｎ　ＮＡ　／ＮＢ　　　　　　　（式
■）式中、 ＮＡは材料へに関する屈折率であり、 ＮＢは材料Ｂに関する屈折率であり、そしてＮＢ＞　Ｎ
Ａである。0= Arcsin NA /NB (formula ■) where NA is the refractive index with respect to the material, NB is the refractive index with respect to material B, and NB > N
It is A.

説明によると、ファイバー７０に関してはＯ７で示され
ている臨界角において光線９８が界面９６に衡突する点
が注目されよう。これまでに論じられた理由により、こ
の光線９８はコア７２中に留まるであろう。第６図中で
光線１００により表示されているような臨界角○、で界
面９６に衝突する全ての他の光線も同様に反射されそし
てコア７２中に保たれる。By way of illustration, it will be noted that for fiber 70, ray 98 impinges on interface 96 at a critical angle, designated O7. This ray 98 will remain in the core 72 for the reasons discussed above. All other rays that impinge on interface 96 at the critical angle ◯, as indicated by ray 100 in FIG. 6, are similarly reflected and retained in core 72.

それとは対照的に、臨界角Ｏｆより小さい角度において
界面９６に衝突する全ての光線の代表である光線１０２
はクラッド７４を通りそしてシステムから出されるであ
ろう。In contrast, ray 102 is representative of all rays that impinge on interface 96 at angles less than the critical angle Of.
will pass through the cladding 74 and out of the system.

できるだけ多くの光線がコア７２中に捕獲されるように
ファイバー７０は比較的小さい臨界角○、を有すること
が望ましいと認められている。当然これはクラッド７４
を通って損失される光の量を減少させそして気体測定に
寄与するために保有される光の量を増加させる。この臨
界角○、より小さい角度で界面８４に衝突する光線は界
面を通過しそしてファイバー７０の外側に失われるであ
ろう。しかしながら、この臨界角より大きい角度で界面
８４に衝突するすべての光線はそれらがファイバー７０
の方へ下方に移動するにつれてコア７２中で繰り返し反
射されるであろう。全体的な内部反射のこの原理により
、光は光学的ファイバー７０の方へ下方に拡散すること
ができる。第５図に理論的に示されているように入射角
および反射角が等しいため、これらの光線はコア７２の
長さにわたってセンサー１６との界面８４の方に下方に
ジグザグし続ける。It has been recognized that it is desirable for fiber 70 to have a relatively small critical angle 0, so that as many rays as possible are captured in core 72. Of course this is clad 74
reducing the amount of light lost through the air and increasing the amount of light retained to contribute to the gas measurement. Rays that impinge on interface 84 at angles less than this critical angle 0 will pass through the interface and be lost outside fiber 70. However, all rays that impinge on interface 84 at angles greater than this critical angle will cause them to fall into fiber 70.
It will be reflected repeatedly in core 72 as it moves downwardly toward . This principle of global internal reflection allows light to be diffused downward into the optical fiber 70. Because the angles of incidence and reflection are equal, as theoretically shown in FIG. 5, these rays continue to zigzag downwardly over the length of core 72 toward interface 84 with sensor 16.

好適態様では、ファイバー７０は３００／３３０　　ミ
クロンクラッドエンサイン・ビックフォードファイバー
番号ＨＣＲＭ３００Ｔ−１２である。この特定ファイバ
ーでは、コア７２は１．４５の屈折率Ｎ１を有し、そし
てクラッド７４は１．４０の屈折率Ｎ２を有する。これ
は７５．０°の臨界角○、を有するエンサイン・ビック
フォードファイバー７０を与える。In a preferred embodiment, fiber 70 is a 300/330 micron clad Ensign Bickford fiber number HCRM300T-12. In this particular fiber, core 72 has a refractive index N1 of 1.45 and cladding 74 has a refractive index N2 of 1.40. This gives an Ensign Bickford fiber 70 with a critical angle of 75.0°.

光線９８および１００がファイバー７０のコア７２とセ
ンサー１６のコア７６との間の界面８４に達するにつれ
て、他の光学的現象が起きる。材料が光を集めるかまた
は受けてそれを放出する能力を基にしたこの現象は、そ
れの開口数（ＮＡ）の関数である。As light rays 98 and 100 reach interface 84 between core 72 of fiber 70 and core 76 of sensor 16, other optical phenomena occur. This phenomenon, based on a material's ability to collect or receive light and emit it, is a function of its numerical aperture (NA).

例えばファイバー７０およびセンサー１６の如きコアお
よびクラッドを有する構造に関しては、開口数（ＮＡ）
はコアおよびクラッドのそれぞれの屈折率によっても規
定される。さらに、開口数（ＮＡ）は光を発生する材料
の屈折率にも存在している。特に、開口数はスネル（Ｓ
ｎｅｌｌ）の法則に従い規定される： Ｎ３は例えばコア７６の如き受容構造体のコアに関する
屈折であり、そして Ｎ、は例えばクラッド７８の如き受容構造体のクラッド
に関する屈折率であり、そして Ｎ１は例えばコア７２の如き波を発生する材料に関する
屈折率である。For structures having a core and cladding, such as fiber 70 and sensor 16, the numerical aperture (NA)
is also defined by the respective refractive indices of the core and cladding. Furthermore, the numerical aperture (NA) also exists in the refractive index of the material that generates the light. In particular, the numerical aperture is Snell (S
N3 is the refraction with respect to the core of the receiving structure, e.g. core 76, N is the refractive index with respect to the cladding of the receiving structure, e.g. cladding 78, and N1 is e.g. The index of refraction for the wave generating material, such as core 72.

開口数が高くなればなるほど、ファイバー構造体の集光
能力は大きくなる。一定の開口数ＮＡでは、受容構造体
φは下記の式に従い規定される：φ＝Ａｒｃｓｉｎ　　
ＮＡ　　　　　　　（式■〉第７図において、角度φは
側面１０８を有するファイバー１０６により理論的に説
明されている。受容角度φは側面１０８と垂直な線１１
０から測定される。The higher the numerical aperture, the greater the light gathering ability of the fiber structure. For a constant numerical aperture NA, the receiving structure φ is defined according to the following formula: φ=Arcsin
NA (Equation ■) In FIG. 7, the angle φ is theoretically explained by the fiber 106 with the side surface 108. The acceptance angle φ is defined by the line 11 perpendicular to the side surface 108.
Measured from 0.

ファイバー断面が環状である場合には、受容角度は角度
φの２倍に等しい頂点または円錐角度を有する円錐を規
定する。この理由のために角度φは時には受容半角とも
称される。第７および８図において、円錐角度は参照番
号７２および７４により示されている一対の線の間で測
定される。If the fiber cross section is annular, the acceptance angle defines a cone with an apex or cone angle equal to twice the angle φ. For this reason, the angle φ is sometimes also referred to as the acceptance half-angle. In Figures 7 and 8, the cone angle is measured between a pair of lines indicated by reference numerals 72 and 74.

本発明の重要な一面は、導波管またはファイバーとして
機能するコア７６およびクラッド７８を含むセンサー１
６に関するものである。この場合には、コア７６とおよ
びクラッド７８に関する適当な屈折率を用いると受容半
角Ｏｓをセンサー１６に関して計算できることは明らか
である。An important aspect of the invention is that the sensor 1 includes a core 76 and a cladding 78 that function as a waveguide or fiber.
6. In this case, it is clear that the acceptance half angle Os can be calculated for the sensor 16 using appropriate refractive indices for the core 76 and cladding 78.

第６図に関して以上で論じられている如く光線がファイ
バーの方に下方に移動するにつれて、それらはセンサー
１６の受容コア内にある場合のみ界面８４を越えてコア
７６の中に行く。センサー１６中を通る光の量を最大に
することが望ましいため、当然角度○は好適には９０゛
−ファイバー７０の臨界角Ｏｆ以上である。そうでない
場合には、ファイバー７０中に捕獲された光の一部がセ
ンサー１６により受容されず、従って気体測定工程から
失われる。As the light rays move down the fiber, as discussed above with respect to FIG. 6, they pass across interface 84 and into core 76 only if they are within the receiving core of sensor 16. Since it is desirable to maximize the amount of light passing through the sensor 16, the angle O is of course preferably greater than or equal to 90° - the critical angle Of of the fiber 70. If this is not the case, some of the light captured in fiber 70 will not be received by sensor 16 and will therefore be lost from the gas measurement process.

光が界面８４を通ってセンサー１６のコア７６に行く時
には、センサー１６の信号対騒音比を増加させるために
できるだけ多くのこの光を保持することが望ましい。第
９図を参照すると、コア７６に関する屈折率がクラッド
７８に関する屈折率より大きい場合にはセンサー１６が
導波管として機能するように製造できる。As the light passes through interface 84 to core 76 of sensor 16, it is desirable to retain as much of this light as possible to increase the signal-to-noise ratio of sensor 16. Referring to FIG. 9, sensor 16 can be fabricated to function as a waveguide if the refractive index for core 76 is greater than the refractive index for cladding 78.

好適態様では、センサー１６のコア７６は拡散可能な疎
水性ジフェニル−ジメチル物質からなる固体相マトリッ
クス物質から製造される。シリコーン重合体は特に有用
であり、ジフェニル−ジメチルシロキサン類が好適態様
において使用される。蛍光団２０はこのマトリックス中
に埋め込まれているが、コア７６に関しては１．４７９
である屈折率Ｎ３に寄与するものでない。クラッド７８
は１．４１１の屈折率を有するジメチルシロキサン重合
体から製造される。コア７６およびクラッド７８に関す
るこれらの屈折率は７２．６０の臨界角○、を有するセ
ンサー１６を与える。この角度は式Ｉに従い以上で論じ
られている如くして計算される。In a preferred embodiment, the core 76 of the sensor 16 is fabricated from a solid phase matrix material consisting of a diffusable hydrophobic diphenyl-dimethyl material. Silicone polymers are particularly useful, and diphenyl-dimethylsiloxanes are used in a preferred embodiment. Fluorophore 20 is embedded in this matrix, but for core 76 1.479
It does not contribute to the refractive index N3. clad 78
is made from dimethylsiloxane polymer with a refractive index of 1.411. These refractive indices for the core 76 and cladding 78 give the sensor 16 with a critical angle of 72.60. This angle is calculated according to Equation I and as discussed above.

ファイバーコア？２　（Ｎ、　　＝　１．４５）、セン
サーコア７６　（Ｎ、　＝　１．４７９＞およびセンサ
ークラッド７８（Ｎ＝　＝　１４１１）の屈折率と仮定
すると、好適態様において０．３０６の開口数（ＮＡ）
および１．７８φの受容半角○、に式■および■を適用
してセンサー１６を示すことができる。本発明に従うと
、クラッド７８中を通る光の量をできるだけ減少させる
ことが特に望ましい。この光をコア７６中に保持するこ
とにより、より大きい光強度が保たれて光線はコア７６
に沿ってさらに通過することができる。センサー１６が
より大きいコアの長さおよび面積にわたって気体濃度を
測定できるようにするためにはこのことが望ましい。こ
のコア７６中での光捕獲により、蛍光団２０は例えば参
照番号１１２により一般的に示されているような離れた
位置においてさえ活性化可能となる。Fiber core? 2 (N, = 1.45), the refractive index of the sensor core 76 (N, = 1.479>) and the sensor cladding 78 (N = = 1411), a numerical aperture (NA) of 0.306 in the preferred embodiment.
The sensor 16 can be expressed by applying equations ■ and ■ to the acceptance half angle ○ of 1.78φ. According to the invention, it is particularly desirable to reduce the amount of light passing through cladding 78 as much as possible. By retaining this light within the core 76, greater light intensity is maintained and the light beam is directed toward the core 76.
You can pass further along. This is desirable so that the sensor 16 can measure gas concentration over a larger core length and area. This light capture in core 76 allows fluorophore 20 to be activated even at a remote location, such as indicated generally by reference numeral 112.

青色の入射光がセンサー１６中で蛍光団２０に衝撃を与
えると、それらは前記で論じられている如く赤色または
緑色に発光するであろう。しかしながら、赤色の蛍光団
に関する蛍光強度は測定しようとする例えば酸素の如き
気体活性化物の濃度に依存している。赤色の蛍光団だけ
が酸素の存在下で捕獲される。緑色の蛍光団は気体活性
化物の濃度により影響されず、従って気体測定用の優れ
た指示を与える。この態様では、それは光検出器１４に
より測定される第１０図中で右から左に通過している赤
色光の強度である。気体濃度が大きくなるにつれて、赤
色の蛍光団２０の蛍光はさらに抑制される。従って、気
体活性化物は赤色強度を減少させる捕獲効果を有する傾
向がある。第１０図では、蛍光団のうちの２個が一般的
に１１６および１１８で示されている。蛍光団１１６は
数個の酸素分子の存在下にあるとして示されており、該
分子は蛍光性の赤色光を捕獲するかそれの強度を減じさ
せる。When blue incident light strikes the fluorophores 20 in the sensor 16, they will emit red or green light as discussed above. However, the fluorescence intensity for red fluorophores is dependent on the concentration of the gaseous activator, such as oxygen, to be measured. Only the red fluorophore is captured in the presence of oxygen. The green fluorophore is unaffected by the concentration of gaseous activator and thus provides an excellent indication for gas measurements. In this embodiment, it is the intensity of the red light passing from right to left in FIG. 10 as measured by photodetector 14. As the gas concentration increases, the fluorescence of the red fluorophore 20 is further suppressed. Therefore, gaseous activators tend to have a trapping effect that reduces red color intensity. In FIG. 10, two of the fluorophores are indicated generally at 116 and 118. Fluorophore 116 is shown in the presence of several oxygen molecules, which capture or reduce the intensity of the fluorescent red light.

特定の蛍光（例えば蛍光団１１８）が蛍光を発生すると
、それは光を全方向に生じることとなり、換言すればそ
れは等方性である。通常は、ファイバー７０の方向にベ
クトル成分を有する光線だけが光検出器１４に戻る可能
性を有するであろう。例えば、蛍光団１１８を通る垂直
面１２０に関しては、面１２０の左に通過する光線だけ
がファイバー７０に沿って戻る能力を有する。通常は、
面１２０の右に通過する光線は気体活性化物測定に寄与
する可能性を有していないであろう。When a particular fluorophore (eg, fluorophore 118) emits fluorescence, it will produce light in all directions, in other words it is isotropic. Typically, only light rays that have a vector component in the direction of fiber 70 will have the potential to return to photodetector 14. For example, for a vertical plane 120 passing through fluorophore 118, only rays passing to the left of plane 120 have the ability to return along fiber 70. Normally,
Rays passing to the right of surface 120 will have no potential to contribute to the gas activator measurement.

それにもかかわらず、戻り情報信号の量を増加させるた
めにはファイバー７０から離れて向けられているこれら
の光線も気体測定工程で保有されることが重要である。Nevertheless, it is important that these beams directed away from fiber 70 are also retained in the gas measurement process in order to increase the amount of return information signal.

この理由のために、センサー１６の好適態様には一般的
に第９図で１２５で示されている端部キャップが供され
る。端部キャップの内表面上に、コア７６と並置されて
、鏡１２６または他の反射手段が供される。この鏡ｉ２
６はセンサー１６から末梢に移動する光線を反射させる
ために機能する。従って、そうでないと測定工程中に失
われてしまう面１２０の右側への光線が鏡１２６により
ファイバー７０の方向に逆に反射される。この鏡１２６
が理論的には情報信号量を２倍に増加させることは明ら
かである。この鏡１２６は鏡反射を与えるものであり、
そして好適には多孔性である。好適態様では、それは２
０％の多孔性を有する金属処理されたセラミック製であ
る。For this reason, the preferred embodiment of sensor 16 is provided with an end cap, generally indicated at 125 in FIG. On the inner surface of the end cap, juxtaposed with the core 76, a mirror 126 or other reflective means is provided. This mirror i2
6 serves to reflect the light beam traveling from the sensor 16 to the periphery. Therefore, rays to the right of surface 120 that would otherwise be lost during the measurement process are reflected back by mirror 126 in the direction of fiber 70. This mirror 126
It is clear that this theoretically doubles the amount of information signal. This mirror 126 provides mirror reflection,
And preferably porous. In a preferred embodiment it is 2
Made of metallized ceramic with 0% porosity.

鏡１２６は入射光に関しても他の利点を与える。Mirror 126 also provides other benefits with respect to incident light.

蛍光団のところに落下しない入射光に伴う光子を鏡１２
６によりコア７６中に反射させることができる。Mirror 12 captures photons associated with the incident light that do not fall onto the fluorophore.
6 can be reflected into the core 76.

それの戻り通路上で、この入射光の光子はそうでない場
合には消失しているであろう蛍光団と接触する別の機会
も有するであろう。この蛍光団の蛍光性は戻り信号量を
増大させ、そしてそれによりセンサー１６の信号対騒音
の比を高める。On its return path, photons of this incident light will also have another opportunity to contact fluorophores that would otherwise be lost. The fluorescence of this fluorophore increases the amount of returned signal and thereby increases the signal-to-noise ratio of sensor 16.

好適態様では、センサー１６のコア７６およびクラッド
７８は円筒状の構造であり、センサー１６の縦軸と一致
するそれぞれ軸を有している。この態様では、ファイバ
ー７９およびセンサー１６の間の界面８４は好適にはセ
ンサーの軸を横切っている。同様に、端部キャップ２４
および鏡１２６　も好適にはセンサー１６の釉を横切っ
ている。界面８４および鏡１２６が互いに平行であるこ
とが望ましく、好適態様ではそれらはセンサー１６の軸
に対して両者とも垂直となっている。In a preferred embodiment, the core 76 and cladding 78 of the sensor 16 are cylindrical structures, each having an axis that coincides with the longitudinal axis of the sensor 16. In this embodiment, the interface 84 between fiber 79 and sensor 16 is preferably transverse to the axis of the sensor. Similarly, end cap 24
and mirror 126 also preferably traverses the glaze of sensor 16. It is desirable that interface 84 and mirror 126 be parallel to each other, and in the preferred embodiment they are both perpendicular to the axis of sensor 16.

コア７６からの光の損失を抑制するための他の手段は、
クラッド７８の色および透明度に関与している。白色ま
たは他の薄く着色された顔料１２２をクラッド７８中に
供することにより拡散反射が生じることが見いだされた
。第１１図では、この顔料１２２は一対の粒子により示
されている。臨界角○、内になく　（例えば第１１図中
の光線１２３）従ってクラッド７８中に放出される光線
はこの顔料１２２によりコア７６中に逆に拡散される可
能性を有している。特に鏡１２６が特定態様で省略され
ている場合にはこの拡散反射が端部キャップ１２４中に
有利に供される。クラッド７８中の顔料が光線をコア７
６に逆拡散させるだけでなくそれはセンサー１６を望ま
しくない周囲の光から光学的に分離させる。従って、顔
料は光緩衝剤として機能する傾向があり比較的明るい手
術光でも気体測定を妨害しなくする。好適態様では、白
色または薄く着色された顔料は二酸化チタンの形状で供
される。Other means for suppressing light loss from the core 76 include:
It is involved in the color and transparency of the cladding 78. It has been discovered that providing a white or other lightly colored pigment 122 in the cladding 78 produces diffuse reflection. In FIG. 11, this pigment 122 is represented by a pair of particles. The light rays emitted into the cladding 78 have the potential to be diffused back into the core 76 by this pigment 122 (eg, ray 123 in FIG. 11). This diffuse reflection is advantageously provided in end cap 124, especially if mirror 126 is omitted in certain embodiments. The pigment in the cladding 78 directs the light rays to the core 7.
6 as well as optically isolating the sensor 16 from unwanted ambient light. Therefore, the pigment tends to act as a light buffer, allowing even relatively bright surgical light to not interfere with gas measurements. In a preferred embodiment, the white or lightly colored pigment is provided in the form of titanium dioxide.

センサー１６の導波性質はセンサー１６が戻り蛍光をフ
ァイバー７０に逆向させる能力にも正の影響を有する。The waveguiding properties of sensor 16 also have a positive impact on the ability of sensor 16 to direct return fluorescence back into fiber 70.

クラッド７８を用いると、センサー１６はセンサー１６
の臨界角φ５に従い戻り赤色光および緑色光を捕獲する
導波管として機能する。蛍光を発生する蛍光団２０から
の光をさらに捕獲することにより、センサー１６の信号
対騒音比は非常に増加する。蛍光は入射光と比べて強度
を相当減少させるためこのことは特に重要であり、そし
てこの比較的低い強度は気体活性化物の捕獲効果により
さらに減少させられる。With cladding 78, sensor 16
It functions as a waveguide that captures the returning red and green light according to the critical angle φ5 of . By capturing more light from the fluorescent fluorophore 20, the signal-to-noise ratio of the sensor 16 is greatly increased. This is particularly important since the fluorescence has a considerably reduced intensity compared to the incident light, and this relatively low intensity is further reduced by the trapping effect of the gaseous activator.

戻り赤色光および緑色光が第１１図に示されているよう
に界面８４に達する時には、ファイバー７０に入る能力
はファイバー７０の円錐受容角度に依存している。この
場合にも、開口数は以上で式■においてセンサー１６に
適用されているネルの法則により測定され、そしてここ
でもファイバー７０に適用される。When the returning red and green light reach interface 84 as shown in FIG. 11, their ability to enter fiber 70 is dependent on the cone acceptance angle of fiber 70. Again, the numerical aperture is determined by Nell's law as applied above to the sensor 16 in equation (2), and here also applied to the fiber 70.

〜３ 式中、 Ｎ１　は例えば７２の如きファイバーコアに関する屈折
率であり１．そして Ｎ２は例えばクラッド７４の如きファイバークラッドに
関する屈折率であり、そして Ｎ、は例えばコア７６の如きセンサーコアに関する屈折
率である。~3 where N1 is the refractive index for the fiber core, such as 72, and 1. and N2 is the refractive index for the fiber cladding, such as cladding 74, and N is the refractive index for the sensor core, such as core 76.

センサーコア７６　（Ｎ、　＝　１．４７９）　　、フ
ァイバーコア７２　（Ｎ、　　＝　１．４５）、および
ファイバークラッド７８　（Ｎ、　＝１．４０）　　に
関する屈折率を仮定すると、式■を適用してファイバー
０．２５６のい開口数（ＮＡ）および１４．８２°の受
容半角φ、を有することが示される。この角度は第１１
図中では一対の線１２６および１２８の間に示されてい
る。Assuming refractive indices for the sensor core 76 (N, = 1.479), the fiber core 72 (N, = 1.45), and the fiber cladding 78 (N, = 1.40), applying equation It is shown to have a numerical aperture (NA) of 0.256 and an acceptance half angle φ of 14.82°. This angle is the 11th
It is shown between a pair of lines 126 and 128 in the figure.

ファイハーフ０の受容半角φ、が９０°−センサー１６
の臨界角０５以上であるなら、センサー１６中に捕獲さ
れている全ての光がファイバー７０の中を通る。この戻
り光は測定しようとする信号を含んでいるため、ファイ
バー７０に入ることができそしてそれが光検出器１４へ
の表示用にコア７２の中に捕獲されていることが望まし
い。戻り光がファイバー７０のコア７２の中に存在して
いるなら、それは第６図に関して論じられているのと同
じ臨界角拘束を受けるであろう。界面９６に臨界角Ｏｆ
より大きい角度で衝突する戻り光線はクラッド７４中を
通るであろう。界面５８に臨界角○、より大きい角度で
衝突する戻り光線だけが捕獲されそして光検出器１４に
表示される。The acceptance half angle φ of phi half 0 is 90° - sensor 16
greater than or equal to the critical angle 05, all light captured in sensor 16 passes into fiber 70. Since this returned light contains the signal to be measured, it can enter the fiber 70 and is preferably captured within the core 72 for display on the photodetector 14. If the returned light were to reside within the core 72 of fiber 70, it would be subject to the same critical angle constraints discussed with respect to FIG. The critical angle Of at the interface 96
Return rays that impinge at a larger angle will pass through the cladding 74. Only the return rays that impinge on the interface 58 at angles greater than the critical angle 0 are captured and displayed on the photodetector 14.

センサー１６に導波性質が付与されていると、光ファイ
バー的技術に関連する全ての利点を利用して気体測定効
率を増加させることができる。重要なことに、これらの
利点の一つはセンサー１６をそれの高い信号対騒音比を
降下させずにかなり曲げられるという事実に関連してい
る。これはセンサー１６の導波性質が曲げ時でさえ捕獲
された光の大部分の保有を強化し、それにより工程用に
利用できる信号が保持される。If the sensor 16 is endowed with waveguiding properties, gas measurement efficiency can be increased using all the advantages associated with fiber optic technology. Importantly, one of these advantages is related to the fact that the sensor 16 can be bent considerably without reducing its high signal-to-noise ratio. This enhances the waveguiding nature of the sensor 16 to retain most of the captured light even during bending, thereby preserving the signal available for processing.

情報信号強度を増加させることの他に、センサー１６の
導波性質は騒音の影響も減少させる。今までは、筋肉運
動人工物が肉体的にセンサーを曲げてしまい、それによ
り工程からの光がかなり失われている。残念なことに、
この損失により高い気体濃度だと従来のセンサーの精度
を相当落としていると解釈されている。本発明に関連す
る導波性質では、筋肉運動により生じる曲げは騒音を発
生しない。同様に、例えば血液脈動の如き他の生理学的
人工物に関する悪影響もかなり減じられる。In addition to increasing information signal strength, the waveguiding nature of sensor 16 also reduces noise effects. Until now, muscle movement artifacts have physically bent the sensor, thereby causing significant loss of light from the process. Unfortunately,
This loss is interpreted to significantly reduce the accuracy of conventional sensors at high gas concentrations. With the waveguiding properties associated with the present invention, bending caused by muscle movement does not generate noise. Similarly, the negative effects associated with other physiological artifacts, such as blood pulsation, are considerably reduced.

好適態様では、ファイバー７０およびセンサー１６のコ
ア７２および７６がそれぞれ相対的に等しくなるように
選択される。これにより、界面８４で屈折効果が減少し
て、ファイバー７０からセンサー１６へ移動する光は相
対的に反射されない。臨界角○、および○、を等しくす
るためには、これも等しく屈折率を有するクラッド７４
およびクラッド７８用の材料を選択することが必要であ
る。コア７２および７６に関する屈折率が等しく、そし
てクラッド５６および７８に関する屈折率が等しい場合
には、当然臨界角○、および○、は等しく且つ受容半角
Ｏｆおよび○、も等しくなる。これらの性質を用いると
、ファイバー７０およびセンサー１６の最大の光保有率
が得られる。−船釣には、臨界角の比○ｆ／○。In a preferred embodiment, fiber 70 and cores 72 and 76 of sensor 16, respectively, are selected to be relatively equal. This reduces refraction effects at interface 84 and relatively little light traveling from fiber 70 to sensor 16 is reflected. In order to make the critical angles ○ and ○ equal, the cladding 74 which also has the same refractive index
It is also necessary to select a material for the cladding 78. If the refractive indices for cores 72 and 76 are equal, and the refractive indices for claddings 56 and 78 are equal, then, of course, the critical angles ◯ and ◯ will be equal and the acceptance half angles Of and ◯ will also be equal. These properties provide maximum light retention of fiber 70 and sensor 16. -For boat fishing, the critical angle ratio ○f/○.

は約１．１０〜０．９０の範囲内でありそしてファイバ
ーおよびセンサーのコア屈折率の比は１．０２〜０．９
８の範囲内である。is in the range of about 1.10 to 0.90 and the ratio of the fiber and sensor core refractive indices is 1.02 to 0.9.
It is within the range of 8.

センサー１６の好適態様により、前記で開示されている
酸素濃度が測定される。しかしながら、クラッド７８の
周りに転換Ｊｌ（ｃｏｎｖｅｒｓｉｏｎ　１ａｙｅｒ）
１３０を供することによりセンサー１６を特定環境中の
他の物質の濃度を測定するために適用することもできる
。この層１３０は当該物質を酸素に転化させるための種
々の化学品を含むことができよう。次に酸素の濃度を監
視し、それにより特定物質における濃度が指示される。A preferred embodiment of sensor 16 measures the oxygen concentration disclosed above. However, conversion 1 ayer around cladding 78
By providing 130, sensor 16 can also be applied to measure the concentration of other substances in a particular environment. This layer 130 could include various chemicals to convert the material to oxygen. The concentration of oxygen is then monitored, which indicates the concentration in a particular substance.

例えば、転換層１３０を含んでいるセンサー１６は典型
的には患者の組織床中に配置される。血液も含むこの環
境中では、当該物質はグルコースであることができ、そ
の場合転換層１３０は上記の本出願人による現在出願継
続中の米国特許出願番号１００、１００中に開示されて
いる如くグルコース酸化酵素を含むことができる。転換
層１３０は血液環境中に存在しているグルコースを酸素
に転化させるであろう。センサー１６による酸素の測定
により、血液中のグルコースの濃度が指示される。For example, sensor 16, including conversion layer 130, is typically placed in a patient's tissue bed. In this environment, which also includes blood, the substance may be glucose, in which case the conversion layer 130 is glucose, as disclosed in co-pending US patent application Ser. No. 100,100, cited above. It can include oxidizing enzymes. Conversion layer 130 will convert glucose present in the blood environment to oxygen. The measurement of oxygen by sensor 16 indicates the concentration of glucose in the blood.

適当な転換層と組み合わされた時に、例えば二酸化炭素
の如き酸素以外の気体活性化物の測定により多くの異な
る環境中での多種の物質の濃度が測定される。When combined with a suitable conversion layer, the measurement of gaseous activators other than oxygen, such as carbon dioxide, allows the concentration of a wide variety of substances to be determined in many different environments.

本発明は生体内適用に適している特殊な酸素センサーに
関して論議されてきたが、センサー１６に伴われる導波
性質は多くの他の用途用に有利であることは明らかであ
る。例えば、酸素以外の気体を測定するためには種々の
材料をコア７６、クラッド７８および蛍光団２０用に使
用できる。同様に、気体濃度を例えば気体および液体の
如き他の流体環境中で測定することもでき、特定の気体
活性化物に関連する分圧が示される。Although the present invention has been discussed with respect to a specific oxygen sensor suitable for in-vivo applications, it is clear that the waveguiding properties associated with sensor 16 are advantageous for many other applications. For example, various materials can be used for core 76, cladding 78, and fluorophore 20 to measure gases other than oxygen. Similarly, gas concentrations can be measured in other fluid environments, such as gases and liquids, and the partial pressure associated with a particular gas activator is indicated.

本発明に関する導波性質は容易に利用できしかも吸収技
術による気体測定にとって有利であることも明白である
。センサー中の光損失を減少させることが望まれる場合
には、適当なりラッド構造体を加えて導波性質を有する
センサーを与えることができる。It is also clear that the waveguiding properties of the present invention are readily available and advantageous for gas measurements by absorption techniques. If it is desired to reduce optical losses in the sensor, appropriate rad structures can be added to provide the sensor with waveguiding properties.

本発明のこれらのおよび他の特徴並びに利点は当技術の
専門家にとって明白であり、従って本発４゜ 明の範囲は下記の特許請求の範囲だけを参照しながら認
定すべきである。These and other features and advantages of the invention will be apparent to those skilled in the art, and the scope of the invention should therefore be determined by reference only to the claims below.

【図面の簡単な説明】[Brief explanation of drawings]

第１図は、本発明に関連するカテーテルおよび組織セン
サーの好適な使用および配置を示す説明図である。 第２図は、本発明の好適態様に関連する光源および検出
器を示す説明図である。 第３図は、本発明に関連する光ファイバーおよびセンサ
ーの軸方向の断面図である。 第４図は、臨界角より小さい角度で界面に衝突する反射
光線の説明図である。 第５図は、臨界角以上の角度で界面に衝突する光線の説
明図である。 第６図は、第３図と同様な光ファイバーおよびセンサー
の軸方向の断面を示し光ファイバーの導波性を説明する
説明図である。 第７図は、光ファイバーおよび該ファイバーに関連する
受容角度の説明図である。 第８図は、センサーに関連する受容角度を説明している
第３図と同様な軸方向の断面図である。 第９図は、センサーの導波性を説明している第３図と同
様な軸方向の断面図である。 第１０図は、戻り情報信号に対するセンサ一端部キャッ
プの影響を説明している第３図と同様な軸方向の断面図
である。 第１１図は、鞘内の顔料の影響および光ファイバーに入
る時の戻り情報信号を説明している第３図と同様な軸方
向の断面図である。FIG. 1 is an illustration showing the preferred use and placement of a catheter and tissue sensor in connection with the present invention. FIG. 2 is an explanatory diagram showing a light source and a detector related to a preferred embodiment of the present invention. FIG. 3 is an axial cross-sectional view of an optical fiber and sensor associated with the present invention. FIG. 4 is an explanatory diagram of a reflected ray that impinges on an interface at an angle smaller than the critical angle. FIG. 5 is an explanatory diagram of a light ray that impinges on an interface at an angle greater than or equal to the critical angle. FIG. 6 is an explanatory diagram showing an axial cross section of an optical fiber and a sensor similar to FIG. 3, and explaining the waveguiding properties of the optical fiber. FIG. 7 is an illustration of an optical fiber and its associated acceptance angle. FIG. 8 is an axial cross-sectional view similar to FIG. 3 illustrating the acceptance angle associated with the sensor. FIG. 9 is an axial cross-sectional view similar to FIG. 3 illustrating the waveguide properties of the sensor. FIG. 10 is an axial cross-sectional view similar to FIG. 3 illustrating the effect of the sensor end cap on the return information signal. FIG. 11 is an axial cross-sectional view similar to FIG. 3 illustrating the effect of the pigment within the sheath and the return information signal as it enters the optical fiber.

Claims (1)

【特許請求の範囲】 １、可視光線の光源、 基部の端部および末梢の端部を有するカテーテル、 カテーテルの内部にあり且つカテーテルの基部の端部お
よび末梢の端部の間に伸びており、ここでカテーテルの
基部の端部のところで光源と連結している光ファイバー
、 カテーテルの末梢の端部のところで光ファイバーと連結
するように配置されているセンサー、センサー中に含ま
れており且つ生理学的環境中の分析物の濃度に応じて変
動する性質を有するコア材料、 センサー中のコア材料の周囲にあり、分析物に対して透
過性であり且つセンサーのコア材料からの光源の漏れを
制御する性質を有するクラッド材料、および コア材料の可変性の性質を検出しそして環境中の分析物
の濃度を測定するための手段 からなる、液体の生理学的環境中の分析物の濃度を監視
するためのカテーテルアセンブリー。 ２、光ファイバーが該光ファイバーに第一臨界角などの
光学的性質を付与するコア材料およびクラッド材料を含
んでおり、 センサーのコア材料およびクラッド材料がセンサーに対
して第二臨界角などの光学的性質を付与しており、そし
て 第一臨界角対第二臨界角の比が１．１０〜０．９０であ
る、 請求項１記載のカテーテルアセンブリー。 ３、第一臨界角対第二臨界角の比が１であり、そしてフ
ァイバー対センサーのコア屈折比率が１である、請求項
２記載のカテーテルアセンブリー。 ４、ファイバーのコア材料が第一屈折率を有しており、 センサーのコア材料が第二屈折率を有しており第一屈折
率が第二屈折率と実質的に等しい、請求項１記載カテー
テルアセンブリー。 ５、光ファイバーと連結しており且つ当該第一波長を有
する光源を受ける個体相のコア材料、 コア材料中に含まれており且つ光源に応じて当該第二波
長で戻り光を発生する多数の蛍光団、光ファイバー中を
通り検出器に向けられており且つ流体環境中の活性物の
濃度に存在している強度を有しており、等方性であり、
そして光ファイバーに向いている第一光線と光学ファイ
バーから離れた方向に向いている第二光線とを含んでい
る戻り光、 コア材料の周りに配置されており且つ光源およびセンサ
ーのコア材料からの戻り光の両者の損失を抑制する性質
を有するクラッド材料、 戻り光の第二光線を光ファイバーに再び向け、それによ
り再び向けられた戻り光の第二光線が戻り光の第一光線
と一緒になってセンサーの信号対騒音比を増加させるた
めのクラッド材料中に含まれている端部キャップ手段 からなる、光ファイバーを通して光源および検出器と連
結しておりそして流体環境中の活性物の濃度を測定する
ための性質を有する光学的導波センサー。 ６、一部キャップ手段がコア材料と面して配置されてお
りそしてコア材料中の戻り光の第二光線の鏡面反射を生
じさせる性質を有する鏡を含んでいる、請求項５記載の
光学的導波センサー。 ７、端部キャップ手段がクラッド材料中に配置されてお
りそしてコア材料中の戻り光の第二光線の拡散反射を生
じさせる性質を有する拡散用粒子を含んでいる、請求項
５記載の光学的導波センサー。 ８、拡散用粒子が二酸化チタンを含んでいる、請求項７
記載の光学的導波センサー。 ９、センサーが特定物質を含んでいる生理学的環境中に
配置されており、そしてさらに クラッド材料の周りに配置されており且つ生理学的環境
中の特定物質の濃度に存在する濃度で活性物を生成する
性質を有する反応層も含んでいる、請求項５記載の光学
的導波センサー。 １０、生理学的環境が血液である、請求項９記載の光学
的導波センサー。 １１、特定物質のグルコースでありそして気体の活性物
が酸素である、請求項１０記載の光学的導波センサー。 １２、第一の光信号を受けるために光学的ファイバーと
連結しており且つ第一の光信号に感応性あり、流体環境
中の分析物の濃度に応じて変動する性質を有する第二の
光信号を与えるコア材料、第一のコア材料の周囲に配置
されており且つコア材料からの第一および第二の光信号
の漏れを抑制する性質を有するクラッド材料、 光ファイバーを受けるためにセンサーの基部の端部に配
置されているコア材料およびクラッド材料、 クラッド材料中に含まれており且つ第二の光信号の少な
くとも一部を光ファイバー中に再び向けさせるためにセ
ンサーの末梢の端部に配置されており、それによりクラ
ッド材料および末端キャップ手段がセンサーに対して高
められた信号対騒音比を与えるための末端キャップ手段 からなる、光ファイバーからの第一の信号を受けるのに
適しており且つ流体環境中の気体活性物の濃度を監視す
る性質を有する気体センサー。 １３、クラッド材料の一部がセンサーの基部の端部のと
ころで光ファイバーを受けるために配置されている環状
のくぼみを規定しており、 コア材料が光ファイバーと共に界面を規定しており、 第一の光信号がセンサー中の光ファイバーからの界面を
越えて通り、そして第二の光信号が光ファイバー中のセ
ンサーから界面を越えて通る、請求項１２記載の気体セ
ンサー。 １４、コア材料がセンサーの軸に沿って縦に配置されて
おり、 界面および末端キャップ手段が一般にはセンサーの軸を
横切って配置されている、 請求項１３記載の気体センサー。 １５、光ファイバーが縦軸を有し、 センサーがセンサーの軸に対して一般的に平行に配置さ
れているファイバーの軸を有する光ファイバーを受ける
構造であり、そして 界面および末端キャップ手段が一般的にはセンサーの軸
に対して垂直に配置されている、請求項１４記載の気体
センサー。 １６、さらに、コア材料中に含まれている染料を有して
おり且つそれぞれが第一の光信号に感応する蛍光性質を
有していて第二の光信号を発生する多数の蛍光団を含ん
でおり、ここで第二の光信号が流体環境中の気体活性物
の濃度に依存しているような、請求項１２記載の気体セ
ンサー。 １７、クラッド材料が環境中の流体の通過を抑制しなが
ら環境からの気体活性物のセンサーのコア材料中への通
過を促進させる性質を有する、請求項１６記載の気体セ
ンサー。 １８、さらに、第二光信号の少なくとも一部を光ファイ
バーに向かって反射させるための末端キャップ手段中に
含まれている鏡も含んでいる、請求項１２記載の気体セ
ンサー。 １９、さらに、第二の光信号の少なくとも一部をセンサ
ーのコア材料中に反射させるためのクラッド材料中に含
まれている手段も含んでいる、請求項１２記載の気体セ
ンサー。Claims: 1. a visible light source; a catheter having a proximal end and a distal end; an optical fiber coupled to a light source at the proximal end of the catheter; a sensor disposed to couple with the optical fiber at the distal end of the catheter; a core material surrounding the core material in the sensor that has properties that vary depending on the concentration of the analyte in the sensor, a core material that is transparent to the analyte and has properties that control leakage of the light source from the sensor core material; A catheter assembly for monitoring the concentration of an analyte in a liquid physiological environment, comprising a cladding material having a cladding material having a cladding material and a means for detecting the variable properties of the core material and measuring the concentration of the analyte in the environment. Lee. 2. The optical fiber includes a core material and a cladding material that impart an optical property such as a first critical angle to the optical fiber, and the core material and cladding material of the sensor impart an optical property such as a second critical angle to the sensor. The catheter assembly of claim 1, wherein the first critical angle to the second critical angle has a ratio of 1.10 to 0.90. 3. The catheter assembly of claim 2, wherein the ratio of the first critical angle to the second critical angle is 1 and the fiber-to-sensor core refraction ratio is 1. 4. The fiber core material has a first refractive index, and the sensor core material has a second refractive index, and the first refractive index is substantially equal to the second refractive index. catheter assembly. 5. A solid phase core material connected to an optical fiber and receiving a light source having the first wavelength; a large number of fluorescent lights contained in the core material and generating return light at the second wavelength in response to the light source; is directed through the optical fiber to the detector and has an intensity that is present at the concentration of the active substance in the fluid environment and is isotropic;
and a return light including a first light beam directed toward the optical fiber and a second light beam directed away from the optical fiber, the return light being disposed about the core material and returning from the core material of the light source and the sensor. A cladding material having properties that suppress both losses of light, redirecting the second ray of the returning light into the optical fiber, such that the redirected second ray of the returning light joins the first ray of the returning light. consisting of an end cap means included in the cladding material to increase the signal-to-noise ratio of the sensor, coupled to a light source and a detector through an optical fiber, and for measuring the concentration of active substances in a fluid environment. Optical waveguide sensor with the properties of 6. The optical system of claim 5, wherein the partial capping means includes a mirror disposed facing the core material and having the property of causing specular reflection of the second ray of the returned light in the core material. Waveguide sensor. 7. The optical system of claim 5, wherein the end cap means is disposed in the cladding material and includes diffusing particles having the property of causing a diffuse reflection of the second ray of the returned light in the core material. Waveguide sensor. 8. Claim 7, wherein the diffusion particles contain titanium dioxide.
Optical waveguide sensor as described. 9. The sensor is disposed in a physiological environment containing the specified substance and is further disposed around the cladding material and produces an active substance at a concentration that is present in the concentration of the specified substance in the physiological environment. 6. The optical waveguide sensor of claim 5, further comprising a reactive layer having the property of. 10. The optical waveguide sensor according to claim 9, wherein the physiological environment is blood. 11. The optical waveguide sensor according to claim 10, wherein the specific substance is glucose and the gaseous active substance is oxygen. 12. a second light coupled to the optical fiber for receiving the first light signal and sensitive to the first light signal and having a property that varies depending on the concentration of the analyte in the fluid environment; a core material for providing a signal; a cladding material disposed around the first core material and having properties to inhibit leakage of the first and second optical signals from the core material; a base of the sensor for receiving the optical fiber; a core material and a cladding material disposed at the ends of the sensor; the cladding material and the end cap means to provide an enhanced signal-to-noise ratio to the sensor, suitable for receiving a first signal from the optical fiber and in a fluid environment. A gas sensor that has the property of monitoring the concentration of gaseous active substances in the air. 13, a portion of the cladding material defines an annular recess positioned to receive the optical fiber at the proximal end of the sensor, and the core material defines an interface with the optical fiber; 13. The gas sensor of claim 12, wherein a signal passes across the interface from the optical fiber in the sensor, and a second optical signal passes across the interface from the sensor in the optical fiber. 14. The gas sensor of claim 13, wherein the core material is disposed vertically along the axis of the sensor, and the interface and end cap means are disposed generally transverse to the axis of the sensor. 15, the optical fiber has a longitudinal axis, the sensor is a structure for receiving the optical fiber with the axis of the fiber disposed generally parallel to the axis of the sensor, and the interface and end cap means are generally 15. The gas sensor of claim 14, wherein the gas sensor is arranged perpendicular to the axis of the sensor. 16. further comprising a dye contained in the core material and a plurality of fluorophores each having fluorescent properties responsive to the first optical signal and generating a second optical signal. 13. The gas sensor of claim 12, wherein the second optical signal is dependent on the concentration of gaseous active in the fluid environment. 17. The gas sensor of claim 16, wherein the cladding material has properties that facilitate the passage of gaseous actives from the environment into the core material of the sensor while inhibiting the passage of fluids in the environment. 18. The gas sensor of claim 12, further comprising a mirror included in the end cap means for reflecting at least a portion of the second optical signal toward the optical fiber. 19. The gas sensor of claim 12, further comprising means included in the cladding material for reflecting at least a portion of the second optical signal into the core material of the sensor.