光学的測定を血液培養瓶に対して行う装置
封止可能な容器内の陰性血液培養体から陽性血液培養体を迅速に弁別し、封止可能な容器内の血液量と赤血球容積率との組み合わせを決定するための装置および方法。この装置は、光束をある傾斜角で血液培養体に照射し、データ解析器に接続された画像検出器に映し出される後方散乱光の非対称空間分布をもたらす光源を具えている。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、血液培養瓶の如き封止可能な容器内の微生物を増殖に基づいて検出する分野に概ね関する。特に本発明は、陰性血液培養体から陽性血液培養体を迅速に弁別し、かつ封止可能な容器内の血液量と赤血球容積率との組み合わせを決定するために用いることができる封止可能な容器に対して光学的測定を行うためのシステムおよび方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
通常、患者体液中の細菌またはマイコバクテリアなどの生理活性物質の存在は、培養瓶を使用して決定される。少量の体液が、封入ゴム製隔壁を介して、培地が入っている滅菌瓶内に注入される。この瓶は、３７℃で保温され、細菌が増殖していないか監視される。知られている方法では、好ましくは、細菌増殖の代謝副産物である、培養瓶の二酸化炭素含量の変化を検出する。二酸化炭素濃度の変化は、通常、培養瓶の内壁に配された化学センサを使用して監視される。化学センサは、その色を変化させるか、またはその蛍光強度を変化させることにより、二酸化炭素濃度の変化に応答する（例えば非特許文献１および特許文献１，２，３，４，５を参照のこと。これらを参照することによりこれらの内容のすべては本明細書に組み入れられる）。さらに、蛍光センサ物質の蛍光寿命の二酸化炭素依存および／または酸素依存変化を利用することも提案されている（例えば特許文献６，７，８，９を参照のこと。これらを参照することによりこれらの内容のすべては本明細書に組み入れられる）。
【０００３】
しかし、これらの方法および他の知られている方法は、一般に、検出の確実さに関する特定の因子を考慮していない。これらの因子としては、検出を行う上で十分に大きな血液量および抽出から検出までの時間遅延の問題がある。
【０００４】
血液量因子に関して、血液試料から細菌を適時に、効率よく回収するためには、十分に多い血液量が必要であることが判明している（例えば非特許文献２，３，４，５，６，７，８，９を参照このこと。これらを参照することによりこれらの内容のすべては本明細書に組み入れられる）。
【０００５】
大量の血液を培養瓶で使う必要があるのは、微生物種によっては、患者血液１mＬ当たりの細胞形成単位数が非常に小さくなる場合があるからである。実際、患者の様態に応じて、最適な量よりも少ない量の血液が頻繁に使用され、このような検査の信頼性に対し悪影響を及ぼす。
【０００６】
しかし、この時点までに、血液量測定の決まりきったやり方というものは、市場に出回っていない。充填し、平均重量を差し引いた後の試料容器の秤量は、一部の研究において使用されてきた（例えば非特許文献１０を参照のこと。これを参照することによりその内容の全ては本明細書に組み入れられる）。しかし、個々の容器の重量にはばらつきがあるため、この秤量法は、特に関わる血液量が少ない場合に、かなりの誤差に悩まされる。
【０００７】
当業者に知られているように、血液自体の代謝作用は、容器内のバクテリア活性とは無関係に、二酸化炭素の濃度の増加の観察された上昇に寄与し、従って疑陽性の培養結果を生じさせる可能性がある。この人為的要素の大きさは血液量に依存し、その大きさは、血液量が多いほど大きい。この結果、疑陽性培養結果を回避しながら検出までの時間を短縮しようと高度な検出アルゴリズムの最適化に多大な労力が振り向けられている（例えば非特許文献１１および１２を参照のこと。これらを参照することによりこれらの内容のすべては本明細書に組み入れられる）。
【０００８】
【特許文献１】米国特許第４,９４５,０６０号明細書
【特許文献２】米国特許第５,２１７,８７５号明細書
【特許文献３】米国特許第５,２６６,４８６号明細書
【特許文献４】米国特許第５,３７２,９３６号明細書
【特許文献５】米国特許第５,５８０,７８４号明細書
【特許文献６】米国特許第５,５９３,８５４号明細書
【特許文献７】米国特許第５,６８６,３００号明細書
【特許文献８】米国特許第６,０７４,８７０号明細書
【特許文献９】米国特許第６,０８０,５７４号明細書
【非特許文献１】Thorpe et al. "BacT/Alert: An automated colorimetric microbial detection system", J. Clin. Microbiol., July 1990, pp. 1608-12
【非特許文献２】Jonsson et al. "Theoretical aspects of detection of bacteremia as a function of the volume of blood cultured", APMIS 1993 (101:595-601)
【非特許文献３】Mermel et al. "Detection of bacteremia in adults - Consequences of culturing an inadequate volume of blood", Annals Internal Med 1993 (119:270-272)
【非特許文献４】Arpi et al. "Importance of blood volume cultured in the detection of bacteremia", Eur J Clin Microbiol Infect Dis 1989 (8:838-842)
【非特許文献５】Isaacman et al. "Effect of number of blood cultures and volume of blood on detection of bacteremia in children", J Pediatr 1996 (128:190-195)
【非特許文献６】Li et al. "Effects of volume and periodicity on blood cultures", J Clin Microbiol 1994 (32:2829-2831)
【非特許文献７】Wilson et al. "Controlled evaluation of Bact/Alert standard anaerobic and FAN anaerobic blood culture bottles for the detection of bacteremia and fungemia", J Clin Microbiol 1995 (33:2265-2270)
【非特許文献８】Wormser et al. "Improving the yield of blood cultures for patients with early Lyme Disease", J Clin Microbiol 1998 (36:296-298)
【非特許文献９】Shafazand et al. "Blood cultures in the critical care unit - Improving utilization and yield", Chest 2002 (122:1727-1736)
【非特許文献１０】Mensa et al. "Yield of blood cultures in relation to the cultured blood volume in BACTEC 6A bottles", Med Clin (Barcelona) 1997 (108:521-523)
【非特許文献１１】Marchandin et al. "Detection kinetics for positive blood culture bottles by using the VITAL automated system", J Clin Microbiol 1995 (33:2098-2101)
【非特許文献１２】Chapin et al. "Comparison of BACTEC 9240 and Difco ESP blood culture systems for detection of organisms from vials whose entry was delayed", J Clin Microbiol 1996 (34:543-549)
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
時間遅延因子に関し、血液培養容器は、患者の血液が接種された後、計測器を備えた血液培養検出システムに即座に装填されることが好ましかろう。しかし、接種時間と計測器の保温時間との間に実質的な時間遅延が頻繁に発生することがよく知られている。いくつかの国々では、最大４８時間までの遅延時間が予測され得る。この「容器装填遅延」現象は、遅延期間中、血液培養容器においてすでに細菌増殖を与える可能性のある高い温度になっている場合、重大な問題を引き起こすことが考えられる。その結果、容器は、検出器に到達したときにはすでに「陽性」である可能性がある（つまり、成長しきった微生物群を含んでいる可能性がある）。もちろん、容器を保温し、３５℃の熱平衡になるのを待ち、次いで、さらなる細菌増殖が発生しているかどうか容器を監視するのは、勧められない。その代わり、「陽性」があり得るか否かを入ってくる瓶を迅速にチェックできれば大いに有益であるし、すでに陽性であれば、適切な抗生物質が患者治療のため選択できるように、微生物の同定を行う計測器に容器を転送することができる。
【００１０】
加えて、計測器付きの検出システムに到着した時点で「遅延」血液培養容器がすでに成長しきった微生物群を含んでいる場合、このシステムのセンサは、一般的な過度現象を認識しない。従って、このシステムは、絶対検出信号の大きさにのみ依存する可能性がある。特に変動の大きい血液量の培養瓶が予想される場合、この問題は、検出方法の遂行特性に依存して一般的な監視条件よりも大きなものとなる。
【００１１】
従って、陰性血液培養体から陽性血液培養体を迅速に弁別し、人体から抽出した後の血液量と血液試料の赤血球容積率との組み合わせを決定することができるシステムおよび方法が必要である。
【課題を解決するための手段】
【００１２】
本発明の一実施形態によると、装置は、液体試料、例えば培養基と血液との混合物を含む容器に対して光学的測定を行う。この装置は、容器の壁の所定個所に光束を当てて光束が瓶の壁の所定個所における垂線からある角度だけずれるようにし、それにより所定個所の近傍の容器内の培養基と血液との混合物から後方散乱した光の非対称空間分布を発生することができる光源と、この所定個所の近傍にて容器内の培養基と血液との混合物から後方散乱した光の空間分布を概ね単一平面に映し出し、容器の外壁および内壁の界面で反射した光束が画像形成手段に入らないように配置された画像形成手段と、画像検出器とを装備している。
【００１３】
他の実施形態において、画像検出器は、非対称空間光分布の解析的特徴を抽出し、データを供給するためデータ解析システムに接続される。一つの形態において、このような特徴およびデータは、封止可能な容器内の成長した微生物群の有無か、あるいは封止可能な容器内に存在する赤血球容積率と血液の量との組み合わせに関し、培養基と血液との混合物の状態を特徴付けるために用いることができる。
【００１４】
本発明の他の実施形態によると、封止可能な容器に対して光学的測定を行う方法は、液体試料を収めた容器を用意することと、容器の壁の第１の場所に光束を向け、この光束は容器の壁の第１の場所における垂線から第１の角度だけずれ、それにより第１の場所の近傍にて試料からの後方散乱光の非対称空間分布をもたらすことと、容器の外壁面および内壁面の界面により反射する光束の部分の検出を実質的に回避しつつ、後方散乱する光の非対称空間分布の少なくとも一部を概ね一平面内で検出することと、後方散乱光の非対称空間分布から解析的特徴を抽出することとを具えている。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１５】
本発明のいくつかの実施形態が添付図面を参照しつつ詳細に説明される。図面において同じまたは類似の要素は、異なる図面で示されているとしても、同じ参照符合により示される。
【００１６】
本発明の一実施形態による血液培養物を含む封止可能な容器に対して光学的測定を行うための装置は、中に液体試料を入れた容器と、典型的には封止可能な容器と、典型的には培養基と血液との混合物が入っている円筒型容器とを含む。好ましい一実施形態において、封止可能な容器は血液培養瓶である。測定を行うために、容器を２、３回ひっくり返し、均一な懸濁を生じさせると都合がよい。その後、懸濁液は１／４時間またはさらにそれ以上長い期間に亙って実質的に安定する。先進の血液培地は、抗生物質を吸収する樹脂ビーズを含むことができる。この場合、測定を行う前に、瓶を回した後、数秒間の待ち時間があるのが好ましい。この短い期間があれば、ビーズは充分に処理することができる。容器は、用いられる光の波長に対して光学的に透明である。
【００１７】
一実施形態において、光学的測定を行うための装置は、光束を容器の壁に当てるようにされた光源を含む。この光束は、容器の壁に対する垂線からある角度だけずれ、既知の場所の近傍にて容器内の液体から後方散乱した光の非対称空間分布を生じさせる。この実施形態の装置は、既知の場所の近傍の瓶内の培養基と血液との混合物から後方散乱された光の空間分布を一般的には一平面内に映し出す画像形成手段をさらに含む。この画像形成手段は、瓶の外壁および内壁の界面によって反射する光束が画像形成手段に入らないように配置されることが好ましい。
【００１８】
本発明の一実施形態による装置は、映し出された後方散乱光の空間分布の少なくとも一部を記録するのに好適な光検出器を先の平面内にさらに含む。この光検出器は、非対称空間光分布の解析的特徴を抽出してデータを供給するためのデータ解析システムに対して一般的に接続される。これらの特徴およびデータは、培養基と血液との混合物の状態を、容器内の育成された微生物群の有無に関するか、あるいは瓶内に存在する赤血球容積率と血液の量との組み合わせに関して特徴付けるために用いることができる。
【００１９】
図１Ａは、画像検出器を有する本発明の一実施形態による装置の光学配置の概略を示す。「画像検出器」という用語は、空間的１次元または二次元光分布を記録するのに好適な、任意の光検出器またはそれと同等の機器を意味する。
【００２０】
図１Ａにおいて、血液培養瓶(１)は、外側空気−壁の界面(２)と、内側壁−液体の界面(３)と、一般的なゴム製隔壁(４)と、血液培養懸濁液(５)（例えば培養基と血液との混合物）とを含むように示されている。光源(６)は、光束(７)をレンズ(８)の方に導き、光束(７)を空気−壁の界面(２)の１次光束衝突点(９)にて小さな点に集束させる。１次光束衝突点(９)において、光束(７)は、内側壁−液体の界面(３)にある点に向けて屈折する。屈折した光束(７)が当たる内側壁−液体の界面(３)の点は、２次光束衝突点(１１)である。２次光束衝突点(１１)において、光束(７)は、懸濁液(５)へと再び屈折し、ここで光束(７)により運ばれる光子が多数の散乱および吸収事象を受け、その結果、懸濁液(５)により再放出される後方散乱光子の空間分布が得られる。後方散乱光子の空間分布の強度および分布内において、懸濁液(５)の内容物に関する情報を抽出することができる。
【００２１】
この実施形態によると、懸濁液(５)により再放出される後方散乱光子の空間分布の近傍に配置されるのは、画像形成手段(１２)および光検出器(１３)である。画像形成手段(１２)は、例えば単レンズ，円柱レンズ，対物レンズ，またはファイバ入力端が瓶の外側壁の界面の近傍に配される光ファイバアレイとすることができ、前記アレイのファイバ出力端はＣＣＤ読み取り装置(２４)の近傍にある。このような光ファイバの配置は、しばしば「近焦点構成」と呼称される。実質的に類似の方法で作用する他の合焦手段もまた、画像形成手段(１２)の代わりに用いることができる。画像形成手段(１２)は、一つの画像面に空間光分布の像を生成し、ここに後方散乱光が映し出された空間分布の少なくとも一部を記録するのに好適な光検出器(１３)が配される。光検出器(１３)は、例えば光電子カメラ，デジタル二次元カメラ，二次元（２Ｄ）電荷結合素子（ＣＤＤ）アレイ，直線状ＣＣＤアレイとするか、あるいは光分布の少なくとも一部を記録するために軸線に沿って移動する「映し出さない」光検出器とすることができる。あるいは、光検出器(１３)を「映し出さない」静止光検出器とすることができ、この場合、画像形成手段(１２)が光分布の一部を記録するために軸線に沿って移動する。実質的に同じ方法で動作する他の集光および測定機器を光検出器(１３)の代わりに用いることも可能である。
【００２２】
図１Ａおよび図１Ｂに示すように、光束(７)は、瓶の壁の１次光束衝突点(９)における垂線(１０)から、ある角度だけずれるように血液培養瓶(１)の壁に当てられる。光束(７)は、瓶の対称軸線に実質的に垂直な平面内を伝搬するように向けることができる。光束(７)は、さらに、瓶の対称軸線に実質的に平行な平面を伝搬するように向けることもできる。これらの２つの光束の配向は、その後のデータ解析をやりやすくする実質的に規則正しい空間光分布をもたらす。光束(７)が瓶の壁の１次光束衝突点(９)での垂線から既知の角度だけずれている限り、別な光束の配向も可能である。図１Ａに示した構成では、光束(７)が瓶(１)に衝突する１次光束衝突点(９)は、瓶の円柱部分にある。しかし、本発明の他の実施形態では、光束(７)を瓶(１)の非円柱部分（例えば瓶(１)の円錐状の首部分）に向けて、あるいは瓶(１)の底に向けてさらに当てることもできる。
【００２３】
図１Ａの装置において、光束(７)が瓶の円柱部分に向けられ、瓶の対称軸線に実質的に垂直な平面内を伝搬するように向けられる。この実施形態において、光束(７)と瓶の壁(１０)に対する垂線とのなす角度Θは、約４５度である。０から９０度までの間の角度が可能であるが、本発明の一実施形態においては、角度Θが約２５度から約４５度までの範囲にある。本発明の他の実施形態における角度Θは約３５度である。
【００２４】
光束(７)が血液培養瓶の壁に対して垂直に当たらないのがよいことにはいくつかの理由がある。第１に、光束(７)は、１次光束衝突点(９)にて空気−壁の界面に出会うと、空気と瓶の壁の材料との間の屈折率の違いにより強い後方反射を起こす。ゼロでない角度Θを用いることにより、１次光束衝突点(９)での瓶の外側壁の界面により反射される光束(１４)が画像形成手段(１２)内に入らないように、画像形成手段(１２)を配することができる。同じことが、２次光束衝突点(１１)で瓶の内側壁−液体の界面(３)から起こる第２の後方反射についても成り立つ。この第２の後方反射の強さは、外側空気−壁の界面(２)からの後方反射よりも弱いが、これは瓶の壁の材料と液体血液培養試料との間の屈折率の差が小さいからである。
【００２５】
瓶の壁に対して光束(７)をある傾斜角で当てる第２の理由は、１次光束衝突点(９)から発せられる正の後方反射を引き起こす反射光束(１４)だけでなく、図１Ｂに示すように予測不可能な後方散乱現象（後方散乱）(２６)もあることである。小さなひび割れなどの瓶(１)の外側空気−壁の界面(２)での小さな欠陥、または指紋および塵埃などの不純物でさえも、この後方散乱(２６)の発生元となる。予測不可能ということは、まったく同じ瓶における複数の記録であっても、その強度は広範囲にばらつくことを意味する。後方散乱(２６)は、比較的広い円錐状領域に生じ、従って画像形成手段(１２)に入って光検出器(１３)のスパイク状誤差信号を引き起こす。光束(７)が瓶(１)に対して垂直入射で当てられると、このスパイク状誤差信号は、注目する信号を表す後方散乱光子の空間分布の中心のごく近傍に記録される。この領域は、懸濁液(５)の状態に関する貴重な情報を含み、従ってスパイク状誤差信号の影響を強く受け、信頼できる測定ができなくなる場合がある。
【００２６】
光束(７)をある傾斜角以下で瓶の壁に当てると、上述の問題が実質的に克服される。図１Ｂに概略を示すように、ある角度で内側壁−液体の界面(３)のある場所(１１)に到達する光束(７)は、ピーク(１７)と、入射光束(７)から離れた側でゆるやかに減衰するフランク(１８)と、入射光束(７)の側の急激に減衰するフランク(２７)とを示す非対称空間の後方散乱光分布(１５)を引き起こす。注目すべきは、１次光束衝突点(９)で外壁の界面に発生する後方散乱(２６)が画像形成手段(１２)および方向(１６)に沿って向けられ、非対称空間の後方散乱光分布(１５)の縁に配された光検出器(１３)によって検出されることである。非対称空間の後方散乱光分布(１５)および後方散乱(２６)が組み合わさり、以下に詳しく説明する組み合わせ後方散乱光分布(２００)を形成する。
【００２７】
後方散乱(２６)は、非対称空間の後方散乱分布(１５)の急速に減衰するフランク(２７)の側の位置で、つまり入射光束(７)の方向に向かって検出される。従って、ピーク(１７)と、緩やかに減衰するフランク(１８)と、急激に減衰するフランク(２７)とは、後方散乱(２６)によって乱されず、信頼できる測定が得られる。この状況は、図２Ａおよび図２Ｂにさらに示される。
【００２８】
図２Ａは、内側壁−液体の界面(３)で発生する非対称の後方散乱光分布(１５)と外側空気−壁の界面(２)で発生する入射光束(７)からのスパイク(３０)を伴う狭い後方散乱(２６)とからなる組み合わせ後方散乱光分布(２００)を示す３次元（３Ｄ）データ表現の側面図である。図２Ｂは、図２Ａに示したものと同じ組み合わせ後方散乱光分布(２００)を示す立体三次元データ表現を示している。図２Ａおよび図２Ｂから理解されるように、図１Ｂの後方散乱(２６)は、解析が損なわれないように非対称の後方散乱光分布(１５)から十分に隔たったところに位置する。
【００２９】
光束(７)をある傾斜角により瓶の壁に当てる第３の理由が図２Ｃと、図２Ｄと、図２Ｅと、図２Ｆとに示されている。図２Ｃは、第１の光子が後方散乱される場所からの懸濁液(５)の内側の場所を破線(２９Ａ)で示しているが、これは入射光束(７)が内側壁−液体の界面(３)の１次光束衝突点(９)および２次光束衝突点(１１)にて瓶(１)のガラス壁に対する垂線と一致する場合のことである。この場合、図１Ａの画像形成手段(１２)および光検出器(１３)は、図２Ｃの瓶の壁に沿って全く同じＸ位置にすべて位置する第１の後方散乱光子に起因する後方散乱光子を受け取る。図２Ｅは、図２Ｃに示すような状況の液体−壁の界面に沿った投影距離Ｘに対する第１の後方散乱事象の作用を受ける光子の個数Ｙの関係の概略を示している。図２Ｅに記録された光分布は、高血液量に対応する実線の曲線と低血液量に対応する破線の曲線とを示している。
【００３０】
垂線入射の場合とは対照的に、図２Ｄは、第１の光子が破線(２９Ｂ)のように後方散乱されるところからの懸濁液(５)の内側の場所を示している。この構成では、入射光束(７)は、ガラス壁の１次光束衝突点(９)での垂線から角度Θだけずれる。当業者であれば理解できるように、光束(７)は、角度Θにて外側壁−空気の界面(２)に到達し、光の屈折のスネルの法則により、異なる角度で瓶の壁にて屈折する。このため、光束(７)は、Θよりも小さいが、Θに依存した角度Ωで内側壁−液体の界面(３)に到達する。図１Ｃは、角度ΘおよびΩと、入射光束(７)と、瓶の壁(１０)に対する垂線との間の関係を示している。図１Ａの画像形成手段(１２)および光検出器(１３)は、図２Ｄに示すように内側壁−液体の界面(３)の瓶の壁に沿った複数のＸ位置に配される第１の後方散乱光子に起因する後方散乱光子を受け取る。図２Ｆは、図２Ｄに示すような状況の内側壁−液体の界面(３)に沿った投影距離Ｘに対する第１の後方散乱事象の作用を受ける光子の個数Ｙの関係の概略を示している。ここもまた、図２Ｆの実線の曲線が高血液量に対応し、破線の曲線が低血液量に対応している。高血液量では、単位長さ当たりで、より多くの散乱事象が生じる。従って、高い後方散乱強度が内側壁−液体の界面(３)の２次光束衝突点(１１)の近傍にて観察されるが、この後方散乱強度は、散乱速度が大きいために２次光束衝突点(１１)からＸ方向に距離が長くなるほど比較的速く減衰する。低血液量では、単位長さ当たりで、より少ない散乱事象が生じる。従って、低い後方散乱強度が内側壁−液体の界面(３)の２次光束衝突点(１１)の近傍にて観察されるが、さらに多くの非散乱光子がより深く、懸濁液(５)中の一方の側に伝搬することができ、この後方散乱強度は、内側壁−液体の界面(３)での２次光束衝突点(１１)からＸ方向に距離が長くなるほど比較的ゆるやかに減衰する。従って、光束(７)を斜めの入射で瓶(１)に当てる上述のような本発明の一実施形態による装置では、低血液量および高血液量の瓶(１)をかなり高い確度で弁別する。
【００３１】
図３Ａは、移動光検出器を有する本発明の一実施形態による第２の装置の光学配置の概略を示す。第２の装置(６０)の一部は、図１Ａの光検出器(１３)がフォトダイオードなどの単純な光検出器(１９)で置き換えられていることを除き、図１Ａに示した第１の装置(５０)の一部と類似している。単純な光検出器(１９)は、狭いスリット(２１)を持つ不透明な板(２０)により遮蔽されている。単純光検出器(１９)を第１の両矢印(２２)の方向に沿って移動させることにより、図１Ｂに示した非対称空間の後方散乱光分布(１５)の一部を一方の軸線に沿って記録することができる。同じ結果は、光検出器(１９)を一方の位置に静止したままにしておき、画像形成手段(１２)を代わりに第２の両矢印２８に沿って移動させることにより得られる。
【００３２】
図３Ｂは、本発明の一実施形態による血液培養光学測定装置の全体の概略を示している。図１Ａに示した要素に加え、本発明の例示的一実施形態における光源(６)がレーザー励振器電源（レーザー励振器）(２３)に接続したレーザーとして示されている。光検出器(１３)は、本発明の例示的な一実施形態において、専用ＣＣＤ読み取り装置(２４)に接続されるＣＣＤカメラである。レーザー励振器(２３)およびＣＣＤ読み取り装置(２４)は、これら両機器共にデータを記録し、データ解析を実行し、測定結果をユーザに提示するための装置(７０)の作動を制御するコンピュータ(２５)に接続される。
【００３３】
さらに、当業者であれば理解できるように、コンピュータ(２５)は、ネットワーク（ＬＡＮ，ＷＡＮ，ワイヤレスインターネットまたは他の種類のネットワーク）に接続することができ、これによって１人または複数のユーザが装置(７０)を遠隔で使用したり、あるいは装置(７０)を自分自身で操作するか、もしくは他人が操作した結果としてデータを受信することができる。
【００３４】
本発明のいくつかの実施形態によると、完全な血液培養光学測定装置(７０)は、約５００nｍから１５００nｍまでの波長の範囲内の光を発する光源を具えることができる。好ましくは、波長範囲が約６００nｍから約１２００nｍまでの範囲である。本発明のより具体的な実施形態において、約６００nｍから７６０nｍまでの波長範囲内の光を発する光源を用いている。約６４０nｍから７２０nｍまでの波長範囲内の光を発する光源を用いた本発明の一実施形態による装置(７０)を使用することで、有利な結果が得られた。光源は、レーザーや、発光ダイオードまたは上記波長範囲内で十分な強度の光を発する他の光源とすることができる。本発明の例示的な一実施形態では、約６４０nｍの波長で約５mＷの出力を発する半導体レーザーを使用している。
【００３５】
本発明の他の実施形態によると、完全な血液培養光学測定システム(７０)は、単純な光検出器(１９)として移動するフォトダイオードを用いる第２の血液培養光学測定装置(６０)の一部を使用することができる。この装置(６０)はまた、周期的強度変調光束(７)および同期検出手段をさらに具えている。同期検出手段の一実施例は、ロックイン電圧計である。ロックイン電圧計を用いると、迷光と、残留室内光と、フォトダイオードの暗電流の効果による人為的要素とをなくすことができるため、確実な測定結果が得られる。リニアまたは二次元検出器アレイの場合であっても同じことが可能である。
【００３６】
（実施例１）
図４は、図３Ａに示す装置を用いて得られた１つの血液培養瓶における後方散乱光の空間分布の多数の記録を示している。光源(６)は、約６３３nｍの波長で約５mＷの出力を発するレーザーである。光束(７)は、瓶の壁に対する垂線から約３５度の角度だけずれている。ＰＮフォトダイオードが単純光検出器(１９)として用いられ、また狭いスリット(２１)の開口を使用した。光束(７)は、光学式チョッパー（図示せず）を用いて遮断され、単純光検出器(１９)からの信号は、Stanford Research Systems のＳＲ８５０ ＤＳＰ型 ロックイン増幅器を使用し、検出すると共に記録した。単純光検出器(１９)は、瓶の壁から１６mmの距離に対応する血液培養瓶の対称軸線に垂直なＸ方向に沿った非対称空間の後方散乱光分布(１５)を記録するためにモーター駆動の平行移動ステージに取り付けられた。（以下のすべての実施例において、これと同じ装置を使用している。）本明細書で述べられる実施例にて用いる血液培養瓶は、Becton Dickinson and Company （米国ニュージャージー州 Franklin Lakes）のＢＡＣＴＥＣ（登録商標）Standard/10 Aerobic/F 血液培養基を充填したＢＡＣＴＥＣ（登録商標）瓶として市販されている円柱状ガラス培養瓶であった。使用した瓶のいくつかからのデータは、多数の実施例および図に反映されている。
【００３７】
図４に示した結果を得るため、新鮮な血液５mＬを好気血液培養瓶に加え、長期間に亙って３，８，１３，２５，３２および４９時間と等しい時間で瓶の異なる場所で多数の記録を取った。図４の多数のプロットからわかるように、非対称な後方散乱光分布(１５)は、４９時間では実質的に安定している。図４から明らかなように、この４９時間の間に後方散乱分布がいつ記録されようと、実質的に同じプロットが得られる。しかしながら、非対称空間の後方散乱光分布(１５)とは対照的に、後方散乱現象(２６)によるスパイク状誤差信号(３０)は、記録毎に振幅の著しいばらつきを示す（例えば３０Ａ，３０Ｂ，３０Ｃの振幅のばらつきを参照）。しかしながら、このスパイク状誤差信号(３０)は、非対称空間の後方散乱光分布(１５)の左の十分に離れたところにあるため、このようなばらつきは、非対称空間の後方散乱光分布(１５)に関する測定に対し影響を及ぼさない。
【００３８】
図５は、図４からの非対称空間の後方散乱光分布(１５)の１つを示しており、また陽性血液培養瓶と陰性血液培養瓶とを弁別し、赤血球容積率と血液量との組み合わせを決定するために用いられるいくつかの相異なる特性パラメータを示している。図５中の「ＬＩＰ」という用語は「光衝突点」を指し、非対称空間の後方散乱光分布(１５)の特別な位置、つまり２次光束衝突点(１１)での後方散乱強度を示している。「ＩＡＬＩＰ」という用語は光衝突点での後方散乱強度を表す。「ＦＷＨＭ」は「半値全幅」を意味し、「ＭＡＸ」は波形の最大値を示す。「ＩＭＡＸ」という用語は、空間後方散乱分布での最大後方散乱強度を表す。「ＳＬ」は「傾き」を指す。緩やかに減衰するフランク(１８)における非対称空間の後方散乱光分布(１５)の傾きが対象であり、図６のデータの半対数表現は、傾きをどのように高精度で決定できるのかを示している。
【００３９】
本発明の実施形態による方法で用いることができる追加の解析的特徴としては、非対称空間の後方散乱分布(１５)の完全空間分布を解析することによって求められるパラメータがある。このような特徴は、与えられた閾値を超えるピクセル強度を持つ非対称空間の後方散乱分布(１５)の二次元像のピクセルの数、またはとりわけ非対称空間の後方散乱分布(１５)の二次元像のすべてのピクセル強度の総和を含む。さらに、非対称空間の後方散乱分布(１５)の追加の「処理済み解析的特徴」は、解析的特徴のうちの２つ以上の数学的結合により生成することができる。この実施例については、以下で詳述する。
【００４０】
図５および図６に示した特性パラメータは、培養瓶内の赤血球の個数に依存する。これは、赤血球の個数が多ければ多いほど、液体試料中を伝搬する光子に対する散乱事象の間の距離が短くなるためである。単位長さ当たりの散乱事象が多いと、観察される後方散乱分布に影響を及ぼす。赤血球の個数は、血液量と赤血球容積率値との組み合わせにより決定される。図５および図６に示した特性パラメータは、育成された微生物群の有無にも依存する。微生物が存在する場合、赤血球内のヘモグロビンは、微生物の代謝作用により「脱酸素化」される。このシステムにて一般的に用いられる光束の波長では、ヘモグロビンの吸収係数は、実質的に脱酸素化時に変化する。従って、培養瓶が陽性（つまり細菌が存在する）の場合、さらに多くの光子が吸収され、観察される非対称空間の後方散乱光分布(１５)に影響を及ぼす。血液量および育成された微生物群の有無の影響は、図７Ａ〜図９Ｃに示されている。
【００４１】
（実施例２）
図７Ａ〜図７Ｃは、第１の血液培養瓶に対照血液試料１mＬを入れ、第２の血液培養瓶に大腸菌と共に血液１mＬを入れた２つの血液培養瓶について、時間に対する光衝突点強度と、時間に対する強度の半値全幅の測定結果と、Ｘ位置グラフの時間に対する強度の傾きとをそれぞれ約１４４時間の期間に亙って示したグラフである。
【００４２】
（実施例３）
図８Ａ〜図８Ｃは、図７Ａ〜図７Ｃと同じパラメータであるが、血液５mＬを入れた第１の血液培養瓶と、大腸菌と共に血液５mＬを入れた第２の血液培養瓶とについて、同様なグラフを示している。
【００４３】
（実施例４）
図９Ａ〜図９Ｃは、図７Ａ〜図８Ｃと同じパラメータであるが、血液１０mＬを入れた第１の血液培養瓶と、大腸菌と共に血液１０mＬを入れた第２の血液培養瓶とについて、同様なグラフを示している。図７Ａ〜図９Ｃに示すように、５および１０mＬを含む血液培養瓶についても、すぐ前で説明した１mＬしか含まない血液培養瓶と同じ依存関係が存在する。
【００４４】
図１０は、０.５mＬから１０mＬまでの様々な量の血液を充填した血液培養瓶における後方散乱光の空間分布の多数の記録を示すグラフである。図１０は、実施例１の装置を用いて得られた０.５mＬから１０mＬまでの様々な量の血液を充填した血液培養瓶における後方散乱光の空間分布の多数の記録を示している。
【００４５】
図１１は、半対数表現の図１０のデータを示している。これから理解できるように、図１Ｂからの緩やかに減衰するフランク(１８)は、傾き値を決定するうえで都合のよい直線の形態をとる。
【００４６】
本発明は、その一形態において、本明細書で開示するような装置を用いて血液試料の量および赤血球容積率値を決定するための方法を提供する。一実施形態において、抽出される解析的特徴に関してあらかじめ記録された較正値を得る。次いで、試料の抽出された解析的特徴を得て較正値と比較し、試料の量および赤血球容積率値を決定する。本発明のいくつかの実施形態による方法では、光束(７)を１次光束衝突点で血液培養瓶(１)の外側空気−壁の界面（壁）(２)に当て、光束(７)が瓶の壁(２)の１次光束衝突点(９)での垂線(１０)から０から９０度の範囲の角度Θだけずれるようにする。角度Θが非常に小さくなる場合、光の生成される非対称空間の後方散乱分布(１５)は、ますます対称的になる。この対称空間分布は、懸濁液(５)の状態に関する情報もさらに含んでおり、本発明の一実施形態により利用することができる。しかしながら、上述のように角度Θを大きくすることによって得られる結果が改善され得る。従って、特定の例示的な一実施形態による方法では、約２５から４５度の範囲の角度Θを使用する。光束(７)がレーザーから出力され、瓶の壁(２)の１次衝突点(９)に対して垂線入射で当てられる場合、光束(７)は、レーザー(６)へと後方反射する。
【００４７】
本明細書ですでに使用しているように、「ＦＷＨＭ」という用語は「半値全幅」を表す。図２Ｂに示すように、後方散乱光の非対称空間分布は、２つの次元に延在するため、Ｘ軸線に沿って測定される「ＦＷＨＭＸ」とＹ軸線に沿って測定される「ＦＷＨＭＹ」とを弁別することができる。Ｙ軸線は、瓶の壁に垂直な平面内の瓶の壁に沿って向けられ、ＩＭＡＸの位置を含むが、Ｘ軸線に対して垂直に延在する。
【００４８】
「ＦＷＨＭ＊」という用語は、「ＩＡＬＩＰの半値全幅」を表す。すぐ上で説明したように、「ＦＷＨＭＸ＊」はＸ軸線に沿って測定することができ、「ＦＷＨＭＹ＊」は上述のＹ方向でＩＡＬＩＰの位置を含む平面内のＹ軸線と平行にＹ軸線に沿って測定することができる。
【００４９】
本明細書ですでに使用しているように、「ＳＬ」という用語は「傾き」を表す。緩やかに減衰するフランク(１８)の非対称空間の後方散乱分布(１５)の傾きを対象とするものであり、図６のデータの半対数表現は、高い精度で傾きをどのように決定できるのかを示している。図７の半対数表現から理解できるように、緩やかに減衰するフランク(１８)は、ある直線と「適合する」直線に対応した延在部分を示す。実用上の理由から、傾きは、与えられた係数で強度が減少する記録された非対称空間の後方散乱分布(１５)のＸ軸線に沿った距離の逆数として定義される。上で定義された傾きはＸ軸線に沿って測定されるため、用語「ＳＬＸ」を使用する。実用上の理由から、ＳＬＸに対しては値１０が好ましいが、当業者であれば、本発明の範囲から逸脱することなく、傾きの他の定義を使用することもできることを理解できよう。
【００５０】
幅と同様に、傾きもまたＹ軸線に沿って測定されるものとして定義される。傾き「ＳＬＹ」(１８Ａ)という用語は、与えられた係数で強度が減少する記録された非対称空間の後方散乱分布(１５)のＹ軸線に沿った距離の逆数として定義される。例示的な一実施形態では、係数１０を使用できるが、上述のように傾きの他の定義により他の係数も同等に可能である。
【００５１】
傾きの他の測定は、ＩＡＬＩＰの位置を含む平面内のＹ軸線に平行なＹ方向に沿って測定される「ＳＬＹ＊」(１８Ｂ)であり、ＳＬＹ＊(１８Ｂ)は、与えられた係数で強度が減少する記録された非対称空間の後方散乱分布(１５)のＹ方向に沿った距離の逆数として定義される。例示的な一実施形態では、係数１０を使用できるが、上述のように傾きの他の定義にて他の係数も同じく可能である。
【００５２】
（実施例６）
図１２は、３つの異なる赤血球容積率値の血液を充填した１２本の培養瓶に対して測定された血液量に対する傾きを示すグラフである。それぞれのデータ点は、異なる培養瓶を表す。
【００５３】
図１３は、１２本の培養瓶に対して測定されるような血液量と赤血球容積率との積に対する傾きを示すグラフである。それぞれのデータ点は、異なる培養瓶を表す。挿入された表は、上述の積が１２本の培養瓶内でどのように生成されたのかを示している。図１３に示したグラフから理解できるように、傾き値は、上述の血液量と赤血球容積率との積の関数として表すことができる。図１３の破線は、最良適合
Ｙ＝Ｋ×ＸM (１)
に対応し、Ｙ＝ＳＬは傾きを表し、Ｋ＝５.７０×１０-3は第１の定数であり、Ｘ＝ＶＯＬ×ＨＣＴは血液量（ＶＯ)Ｌと赤血球容積率の値（ＨＣＴ)との積であり、Ｍ＝０.７２は第２の定数である。図１３に示したデータに基づき、ＶＯＬとＨＣＴとの組み合わせ（ここでは積）は、傾きＳＬを測定し、式
ＶＯＬ×ＨＣＴ＝(ＳＬ/Ｋ)(1/M) (２)
に従ってＶＯＬ×ＨＣＴの値を計算することにより決定することができる。
【００５４】
支配的な赤血球の代謝の結果である細菌増殖曲線内のいわゆる「血液バックグラウンド」の人為的要素は血液充填量ＶＯＬに比例し、また赤血球容積率の値ＨＣＴに比例する。つまり、血液バックグラウンドの人為的要素は、与えられた血液培養瓶の赤血球の個数に相関する積ＶＯＬ×ＨＣＴに比例する。従って、積ＶＯＬ×ＨＣＴを決定するための式(２)によるアプローチは、上述のように最適化された検出アルゴリズムの設計に対し非常に有用な方法である。積が大きい場合、大きな血液バックグラウンドを期待しなければならず、検出アルゴリズムはエラー強さがあるものでなければならない。積が小さい場合、小さな血液バックグラウンドが期待でき、検出アルゴリズムを敏感なものにできる。このアルゴリズムは、本明細書で説明されている方法により決定されると、その後、与えられた試料に対する血液量または赤血球容積率値を確認するために使用することができる。
【００５５】
すでに説明したように、培養瓶に充填される血液試料の量は、十分に多くする必要があり、好ましくは１０mＬ程度である。微生物の種類によっては、患者血液１mＬ当たり細胞形成単位数が非常に小さくなる場合があるという事実から、培養瓶中で大量の血液を使用する必要が生じる。実際、患者の具合に応じて、最適な量よりも少ない量の血液が頻繁に用いられ、このような検査の信頼性に対し悪影響を及ぼす可能性がある。このような状況では、計測器内に装填されるすべての瓶内の患者血液の実際の充填量を決定する手順は、疑いもなく、大きなメリットを有する。傾きＳＬが本発明の一実施形態により決定された場合、血液量自体は、正確には決定できない。これは、図１４に示されており、与えられた傾き値に対する可能な量の範囲を両矢印の形で示している。しかし、図１４が示しているように、両矢印の長さが短くなるほど、血液充填量は少なくなる。従って、血液充填量自体を決定する際の不確定性は、量が少ない範囲では小さくなる。従って、本発明の一実施形態による方法は、真に「充填不足」の血液培養瓶、つまり１mＬ未満の血液試料を収容する瓶を識別するのに好適である。血液試料が少なくとも１つの微生物を含む可能性は比較的高いため、スケールの高容量端では、充填量を正確に知る決定的な必要性というのはないということ指摘しておいても無駄ではない。低容量端では、選択された１つの小血液量分は、微生物を含まない可能性があり、その結果、偽陰性の培養物が得られる。
【００５６】
（実施例７）
図１５は、異なる赤血球容積率の値の血液を充填した１２本の培養瓶に対して決定された血液量に対するレーザー衝突点について測定された後方散乱強度を示すグラフである。図１５は、血液量に対するレーザー衝突点において測定された後方散乱強度ＩＡＬＩＰを示している。それぞれのデータ点は、異なる培養瓶を表す。
【００５７】
図１６は、１２本の培養瓶に対して測定される血液量と赤血球容積率との積に対するレーザー衝突点で測定された後方散乱強度を示すグラフである。それぞれのデータ点は、異なる培養瓶を表す。挿入された表は、上述の血液量と赤血球容積率との積が１２本の培養瓶内でどのように生成されたのかを示している。レーザーを使用しているので、図１６および他の図は、「光衝突点での強度」の代わりに「レーザー衝突点」という言い回しを含む。図１６の破線は、最良適合
Ｙ＝Ａ×Ｘ (３)
に対応する。
【００５８】
ただし、Ｙ＝ＩＡＬＩＰはレーザー衝突点での強度を表し、Ａ＝３.０５×１０-6は定数であり、Ｘ＝ＶＯＬ×ＨＣＴは血液量ＶＯＬと赤血球容積率の値ＨＣＴとの積である。定数Ａの値が使用した装置の正確な詳細に依存することに留意されたい。図１６に示したデータに基づき、ＶＯＬとＨＣＴとの組み合わせ（ここでは積）は、強度ＩＡＬＩＰを測定し、式
ＶＯＬ×ＨＣＴ＝ＩＡＬＩＰ/Ａ (４)
に従ってＶＯＬ×ＨＣＴの値を計算することにより決定することができる。
【００５９】
血液量自体の決定に関する類似の考慮事項は、図１４に関して説明したように適用される。
【００６０】
（実施例８）
図１７は、様々な量の血液を充填した１２本の血液培養瓶における図４に示したような後方散乱光の空間分布の記録についての積分の値を示すグラフである。積分は、空気−ガラスの界面から発する約２.８mmのＸ位置の近傍のばらつきの大きい散乱ピークを除外するため、約３.５mmのＸ位置から始めた。積分は、３つの異なる赤血球容積率値の血液を充填した培養瓶に対して測定された積ＶＯＬ×ＨＣＴに関してプロットされる。それぞれのデータ点は、異なる培養瓶を表す。挿入された表は、積がどのように生成されたのかを示している。図１７の破線は、最良適合
Ｙ＝Ｕ×[１−exp(−Ｘ/Ｖ)] (５)
に対応する。
【００６１】
ただし、Ｙ＝ＩＮＴＥＧは積分値を表し、Ｕ＝３.７０９×１０-3は第１の定数であり、Ｘ＝ＶＯＬ×ＨＣＴは血液量ＶＯＬと赤血球容積率の値ＨＣＴとの積であり、Ｖ＝１６２.５２は第２の定数である。さらに、定数ＵおよびＶの値は、使用した装置の正確な詳細に依存する。図１９に示したデータに基づき、ＶＯＬとＨＣＴとの組み合わせ（ここでは積）は、本発明の実施形態により積分ＩＮＴＥＧを測定し、式
ＶＯＬ×ＨＣＴ＝−Ｖ×ln[１−(ＩＮＴＥＧ/Ｕ)] (６)
に従ってＶＯＬ×ＨＣＴの値を計算することにより決定することができる。
【００６２】
図１８は、血液量と赤血球容積率との積（ＶＯＬ×ＨＣＴ）に対する１２本の血液培養瓶における後方散乱光の空間分布の記録からの半値全幅の逆数（「１／ＦＷＨＭ」）を示すグラフである。それぞれのデータ点は、異なる培養瓶を表す。挿入された表は、積がどのように生成されたのかを示している。図２０の破線は、最良適合
Ｙ＝Ｃ＋Ｄ×Ｘ (７)
に対応する。
【００６３】
ただし、Ｙ＝１／ＦＷＨＭは半値全幅の逆数を表し、Ｃ＝０.０８２２は第１の定数であり、Ｘ＝ＶＯＬ×ＨＣＴは血液量ＶＯＬと赤血球容積率値ＨＣＴとの積であり、Ｄ＝１.１６×１０-3は第２の定数である。図２０に示したデータに基づき、ＶＯＬとＨＣＴとの組み合わせ（ここでは積）は、本発明の実施形態による傾きＳＬを測定し、式
ＶＯＬ×ＨＣＴ＝{(１/ＦＷＨＭ)−Ｃ}/Ｄ (８)
に従ってＶＯＬ×ＨＣＴの値を計算することにより決定することができる。
【００６４】
図１９は、血液量と赤血球容積率との積（ＶＯＬ×ＨＣＴ）に対する血液培養瓶における後方散乱光の空間分布の記録から、図１２に示したレーザー衝突点ＬＩＰと最大値ＭＡＸとの間のＸ軸線に沿った距離の逆数を示すグラフである。それぞれのデータ点は、異なる培養瓶を表す。図１９の破線は、最良適合
Ｙ＝Ｂ×Ｘ (９)
に対応する。
【００６５】
ただし、Ｙ＝１／ＤＩＳＴは図１２に示したレーザー衝突点ＬＩＰと最大値ＭＡＸとの間のＸ軸線に沿った距離の逆数を表し、Ｂ＝５.９０×１０-3は定数であり、Ｘ＝ＶＯＬ×ＨＣＴは血液量ＶＯＬと赤血球容積率値ＨＣＴとの積である。図１９に示したデータに基づき、ＶＯＬとＨＣＴとの組み合わせ（ここでは積）は、本発明の実施形態により距離の逆数１／ＤＩＳＴを測定し、式
ＶＯＬ×ＨＣＴ＝(１/ＤＩＳＴ)/Ｂ (10)
に従ってＶＯＬ×ＨＣＴの値を計算することにより決定できる。
【００６６】
上に示したように、本発明の一実施形態による方法は、非対称空間の後方散乱光分布(１５)の解析的特徴ＳＬ，ＩＡＬＩＰ，ＩＮＴＥＧ，（１／ＦＷＨＭ）または（１／ＤＩＳＴ）を抽出し、前記抽出された解析的特徴と、このような特徴のあらかじめ記録されている値とを比較することにより、培養瓶内に充填されている血液試料の量と赤血球容積率値との組み合わせを決定するために用いることができる。上述の本発明の例示的なすべての実施形態において、抽出された特徴は、すべてＸ軸線に沿って記録される。類似の解析的特徴は、Ｙ軸線に沿って定義および記録することができる。さらに、本発明の実施形態による方法における解析的特徴は、後方散乱光の完全空間分布を解析することによって求められるパラメータを含むこともできる。このような特徴は、与えられた閾値を超えるピクセル強度を持った前記非対称光分布の二次元像内のピクセルの数、またはとりわけ、前記非対称光分布の二次元像内のすべてのピクセル強度の総和を含むことができる。
【００６７】
非対称空間の後方散乱光分布(１５)の追加の処理済み解析的特徴は、２つまたはそれ以上の解析的特徴の数学的結合により生成することができる。使用可能な数学的結合は、限定はしないが、総和，差分，積，比またはとりわけ巾乗を含む。
【００６８】
処理済み解析的特徴を生成する他の実施例では、上述のすべてのステップを使用し、ＰＲＯＤSL，ＰＲＯＤIALIP，ＰＲＯＤINTEG，ＰＲＯＤFWHMおよびＰＲＯＤDISTなどの積を個別に決定することにより、積ＰＲＯＤ＝ＶＯＬ×ＨＣＴに対する値を決定し、次いで式
ＰＲＯＤAV＝(ＰＲＯＤSL＋ＰＲＯＤIALIP＋ＰＲＯＤINTEG＋ＰＲＯＤFWHM＋ＰＲＯＤDIST)/５ (11)
に従って個々の結果を組み合わせて平均の積ＰＲＯＤAVを得る。
【００６９】
式(１１)による手順はエラー強さがあり、前記積に対する信頼度の高い値ＰＲＯＤAVを生成する。
【００７０】
上述したように十分に多い血液量を得る重要性に加え、通常の状態が陰性であることが望ましいので、迅速に血液培養瓶などの封止可能な容器内の血液培養物の状態を調べることも重要である（つまり、存在し得る微生物の個数は非常に少ないままである）。
【００７１】
本発明の一実施形態により培養瓶内の血液培養物の状態をチェックし、血液培養瓶の陽性，陰性を迅速に弁別することができる。この実施形態では、光束(７)を１次光束衝突点(９)で血液培養瓶(１)の外側空気−壁の界面（壁）(２)に当て、光束(７)が瓶の壁(２)の１次光束衝突点(９)での垂線(１０)から０から９０度の範囲の角度Θだけずれるようにする。角度Θが非常に小さくなる場合、光の生成される非対称空間の後方散乱分布(１５)がますます対称的になる。対称空間分布は懸濁液(５)の状態に関する情報もさらに含み、本発明の実施形態による方法で使用することができる。しかしながら、上述のように角度Θを大きくすることにより、得られる結果が改善され得る。従って、特定の例示的な一実施形態による方法では、約２５から４５度の範囲の角度Θを使用する。光束(７)がレーザーから出力され、瓶の壁(２)の１次衝突点(９)に対して垂線入射で当てられる場合、光束(７)は、レーザー(６)内に後方反射する。
【００７２】
（実施例９）
図２０は、新鮮な血液の対照試料１mＬを入れた第１の血液培養瓶と、血液および育成させた大腸菌培養物の試料１mＬを入れた第２の血液培養瓶とについて、時間に対する光衝突点強度を約５日間に亙って示すグラフである。
【００７３】
図２０の第１の測定は、瓶のうちの１つに微生物として約２０個の大腸菌を接種した直後に行われた。このため、時刻０では、大腸菌データは、一般的な微生物なしの対照瓶のデータに近い。次いで、大腸菌を約１２時間保温したところ、完全陽性培養瓶ができあがった。大腸菌瓶が細菌培養器に入れられている間に対照瓶に対し、さらに２回測定を実施した。１２時間後、両方の瓶を室温に保った。図２０の２つのプロットから、解析的特徴ＩＡＬＩＰが約５日間の監視期間に対照瓶と大腸菌瓶とで実質的な差を示すことがわかる。後述の追加の測定は、非常に似た条件の下で実施された。すべての場合において、測定はＸ軸線に沿って実施され、従って「ＦＷＨＭＸ」という用語は短縮され、単に「ＦＷＨＭ」とされた。同じ短縮が他のすべての用語に対しても適用された。
【００７４】
図２１は、新鮮な血液の対照試料１mＬを入れた第１の血液培養瓶と、血液および育成させた大腸菌培養物の試料１mＬを入れた第２の血液培養瓶とについて、時間に対する後方散乱光の空間分布の半値全幅（ＦＷＨＭ）を約５日間に亙って示すグラフである。ここでもまた、約５日間の監視期間全体に亙り、ＦＷＨＭに実質的差がある。図２２から図２８は、対照瓶と陽性瓶(２)との間で測定された解析的特徴に実質的な差があることを示している。
【００７５】
図２２は、新鮮な血液１mＬの対照試料を入れた第１の血液培養瓶と、血液および育成させた大腸菌培養物の試料１mＬを入れた第２の血液培養瓶とについて、図２３および図２４に従った経過時間グラフに対する後方散乱光の空間分布の傾きを約５日間に亙って示すグラフである。
【００７６】
（実施例１０）
図２５は、新鮮な血液の対照試料５mＬを入れた第１の血液培養瓶と、血液および育成させた大腸菌培養物の試料５mＬを入れた第２の血液培養瓶とについて、時間に対する光衝突点の強度を約５日間に亙って示すグラフである。
【００７７】
図２６は、新鮮な血液の対照試料５mＬを入れた第１の血液培養瓶と、血液および育成させた大腸菌培養物の試料５mＬを入れた第２の血液培養瓶とについて、時間に対する後方散乱光の空間分布の半値全幅（ＦＷＨＭ）を約５日間に亙って示すグラフである。
【００７８】
図２７は、新鮮な血液５mＬの対照試料を入れた第１の血液培養瓶と、血液および育成させた大腸菌培養物の試料５mＬを入れた第２の血液培養瓶とについて、図２５および図２６に従った経過時間グラフに対する後方散乱光の空間分布の傾きを約５日間に亙って示すグラフである。
【００７９】
（実施例１１）
図２８は、新鮮な血液の対照試料１０mＬを入れた第１の血液培養瓶と、血液および育成させた大腸菌培養物の試料１０mＬを入れた第２の血液培養瓶とについて、時間に対する光衝突点の強度を約５日間に亙って示すグラフである。
【００８０】
図２９は、新鮮な血液の対照試料１０mＬを入れた第１の血液培養瓶と、血液および育成させた大腸菌培養物の試料１０mＬを入れた第２の血液培養瓶とについて、時間に対する後方散乱光の強度の空間分布の半値全幅（ＦＷＨＭ）を約５日間に亙って示すグラフである。
【００８１】
図３０は、新鮮な血液１０mＬの対照試料を入れた第１の血液培養瓶と、血液および育成させた大腸菌培養物の試料１０mＬを入れた第２の血液培養瓶とについて、図２８および図２９に従った経過時間グラフに対する後方散乱光の空間分布の傾きを約５日間に亙って示すグラフである。
【００８２】
（実施例１２）
図３１は、新鮮な血液１０mＬに対し育成しきった大腸菌培養物を入れた血液培養瓶(１)となる陰性血液培養瓶（つまり、対照血液培養瓶）(２)の後方散乱分布変化を例示するグラフである。
【００８３】
（実施例１３）
図３２は、第１の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１mＬを入れ、第２の血液培養瓶に血液および育成された大腸菌培養物１mＬを入れ、第３の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液５mＬを入れ、第４の血液培養瓶に血液および育成された大腸菌培養物５mＬを入れ、第５の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１０mＬを入れ、第６の血液培養瓶に血液および育成された大腸菌培養物１０mＬを入れた６本の血液培養瓶について、約６日間に亙って記録され、光衝突点での後方散乱強度(ＩＡＬＩＰ)に対するＦＷＨＭを示す二次元（２Ｄ）グラフである。この二次元プロットを生成するため、図２０，図２１，図２５，図２６，図２８および図２９に示したすべてのデータ点を使用した。図３２の点の６つの集合は、未知の状態の瓶について５日間のうちの与えられた時刻に測定を１回だけ行った場合に予測できる誤差についての情報を与える。これから理解されるように、データ点に一定の広がりがあるにもかかわらず、対照瓶の３つのグループ（１，５および１０mＬ）と、陽性瓶の対応するグループとの間の明確な分離が可能である。
【００８４】
以下で説明するような本発明の実施形態による方法、および図３２の二次元表現を用い、育成された微生物群が存在するか存在しないかに関係する決定は、検査対象の瓶(１)について測定されたデータを、あらかじめ記録した較正データと比較することにより行うことができる。例えば、図２２，図２５〜図３０および図３２に示した測定結果は、既知の状態の瓶からのデータを表しているため、このデータは、未知の状態の瓶に関する将来の測定用の較正データとして使用することができる。
【００８５】
（実施例１４）
図３３は、第１の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１mＬを入れ、第２の血液培養瓶に血液および育成された大腸菌培養物１mＬを入れ、第３の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液５mＬを入れ、第４の血液培養瓶に血液および育成された大腸菌培養物５mＬを入れ、第５の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１０mＬを入れ、第６の血液培養瓶に血液および育成された大腸菌培養物１０mＬを入れた６本の血液培養瓶について、約６日間に亙って記録され、ＩＡＬＩＰに対するＳＬを示す二次元グラフである。
【００８６】
図３３に示した二次元プロットを生成するため、図２０，図２２，図２５，図２６，図２８および図２９に示したデータ点を用いた。ここでもまた、対照瓶と陽性瓶との明確な弁別が明らかである。
【００８７】
（実施例１５）
図３４は、第１の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１mＬを入れ、第２の血液培養瓶に血液および育成された大腸菌培養物１mＬを入れ、第３の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液５mＬを入れ、第４の血液培養瓶に血液および育成された大腸菌培養物５mＬを入れ、第５の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１０mＬを入れ、第６の血液培養瓶に血液および育成された大腸菌培養物１０mＬを入れた６本の血液培養瓶について、約６日間に亙って記録され、ＩＡＬＩＰ対ＦＷＨＭ対ＳＬを示す３次元（３Ｄ）グラフである。図３４の三次元プロットを生成するため、図２０〜図２２および図２５〜図３０に示したデータ点を用い、図３２および図３３に示されているものよりも、対照瓶と陽性瓶との間のさらに良好な弁別が明らかである。
【００８８】
（実施例１６）
図３５は、第１の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液５mＬを入れ、第２の血液培養瓶に育成された大腸菌培養物を含む血液５mＬを入れ、第３の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１０mＬを入れ、第４の血液培養瓶に育成された大腸菌培養物を含む血液１０mＬを入れた４本の血液培養瓶について、処理された後方散乱分布の解析的特徴Ｑ５の測定結果を約６日間に亙って示している。図３５は、接種以降の経過時間に対する処理済み特徴Ｑ５を、二次元データ表現で示している。処理済み解析的特徴Ｑ５は、式(１２)により解析的特徴ＩＡＬＩＰ，ＦＷＨＭおよびＳＬを組み合わせることにより生成される。
式(１２)：
Ｑ５＝{１０4×(ＩＡＬＩＰ×ＦＷＨＭ)1.5}/ＳＬ
ＩＡＬＩＰ，ＦＷＨＭおよびＳＬの定量的組み合わせは、対照瓶データと陽性瓶データとの最大の分離が得られるよう、ただし血液量に対するＱ５の依存性が最小となるように選択される。図３７において、正方形の記号は５mＬのデータを表し、丸形の記号は１０mＬのデータを表す。対照点の大半は、領域Ａ内に位置し、大腸菌点の大半は、領域Ｂ内に位置している。破線Ｃは、接種時間に対応している。予想通り、接種直後に測定された大腸菌データ点は、対照データ点に非常に近いところに位置する。全体として、ごく短時間が経過した後、対照データ点と大腸菌データ点との間に完全な分離がある。従って、処理済み特徴Ｑ５は、対応する血液培養瓶(１)内の育成された微生物群の有無に関係する決定を下すための優れたデータとなる。
【００８９】
（実施例１７）
図３６は、第１の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１mＬを入れ、第２の血液培養瓶に育成された大腸菌培養物を含む血液１mＬを入れ、第３の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液５mＬを入れ、第４の血液培養瓶に育成された大腸菌培養物を含む血液５mＬを入れ、第５の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１０mＬを入れ、第６の血液培養瓶に育成された大腸菌培養物を含む血液１０mＬを入れた６本の血液培養瓶(２)について、後方散乱分布の処理済み解析的特徴Ｑ５の測定結果の第２集合を約６日間に亙って示している。図３５に関し上述のように、図３６に示した大半の対照データ点は、第１の領域Ｄ内に位置し、大半の大腸菌データ点は、第２の領域Ｅ内に位置する。「ずれの値」は、接種直後に観察されたデータ点のみである。従って、図３６は、本発明の実施形態による方法が１mＬから１０mＬまでの血液量の範囲について、陰性血液培養瓶と陽性血液培養瓶とを迅速に弁別できることを実証している。
【００９０】
（実施例１８）
図３７は、第１の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１mＬを入れ、第２の血液培養瓶に育成された大腸菌培養物を含む血液１mＬを入れ、第３の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液５mＬを入れ、第４の血液培養瓶に育成された大腸菌培養物を含む血液５mＬを入れ、第５の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１０mＬを入れ、第６の血液培養瓶に育成された大腸菌培養物を含む血液１０mＬを入れた６本の血液培養瓶(２)について、後方散乱分布の後処理パラメータＱ５の平均値を示し、対照試料と、血液を育成された大腸菌培養物と共に含む試料との両方について、１５mＬの血液に対する推定を表す破線をさらに含んでいる。図３７の破線は、１５mＬの血液に対する推定を表す。そのすべての対照データ点は第１の領域Ｆ内にあり、すべての大腸菌データ点は、第２の領域Ｇ内にあり、１mＬから１５mＬまでの血液量の範囲内で陰性血液培養瓶と陽性血液培養瓶とを弁別する本発明の実施形態による方法の能力を示している。
【００９１】
図３８は、本発明の一実施形態により育成された微生物群の有無を判定する方法を示すフローチャートである。このフローチャートは、検査対象の血液培養瓶の状態を判別するため、図３６に示したデータを用いる本発明の一実施形態による方法のステップを示す。図３８に示したフローチャートに表される方法は、約１mＬから１５mＬまでの血液量の値の範囲について適用可能である。
【００９２】
血液培養瓶(１)が陽性であるが陰性であるかを判定するためのこの実施形態の方法２３００は、ステップ２３０から始まる。ステップ２３０において、血液培養瓶(１)が図３Ａに示すような装置に置かれ（他の構成も利用できるが、本明細書で説明したように本発明の方法を実施する）、像（つまり非対称空間の後方散乱分布(１５)）が光検出器(１９)により記録され、結果が格納される。本発明の一実施形態において、結果（図４に示したものと類似）がデジタル化され、光検出器(１９)に接続されたコンピュータ２５に格納され、場合によってネットワーク（ＬＡＮ，ＷＡＮやインターネットなど）を介してオペレータにより遠隔アクセスされる。手動によるか、またはデータ解析ソフトウェアを利用することにより、ＩＡＬＩＰがステップ２３２にて決定され、ＦＷＨＭがステップ２３４にて決定され、ＳＬ(１８)がステップ２３６にて決定される。次いで、オペレータまたはソフトウェアは、ステップ２３８にて式(１)（上述）によりＱ５を決定する。決定ステップ２４０において、Ｑ５は第１の閾値Ｔ１と比較される。本発明の特定の一実施形態において、Ｔ１が２.５に設定されるが、当業者であれば理解できるように、そうである必要はない。Ｔ１の他の値は、用いられる異なる傾きの式に応じて利用することができ、これについても上述した通りである。
【００９３】
Ｑ５が２.５よりも大きい場合（決定ステップ２４０から「YES」の経路）、ステップ２４２にて判定が行われ、血液培養試料が陰性であること、または血液培養瓶(１)内に極少量の細菌があるという通知がオペレータに対してなされる。この場合、さらに検査するために血液培養瓶を自動細菌検出システムに装填することが推奨され、認識されよう。Ｑ５が２.５よりも小さい場合（決定ステップ２４０から「NO」の経路）、決定ステップ２４４にてＱ５がＴ２よりも小さいか否かということに対する第２の判定が行われる。本発明のこの実施形態において、Ｔ２は１.３に設定される。Ｑ５がさらに１.３よりも小さい場合（決定ステップ２４４から「YES」の経路）、血液培養瓶(１)が陽性であるか、または血液培養瓶(１)内にある種の細菌があるという判定が行われる。この場合、血液培養瓶(１)を自動細菌検出システムに装填する必要性はない。その代わり、血液培養瓶(１)の細菌同定および抗菌薬感受性について、すぐに検査することができる。ここでの利点は、微生物の存在に関する結果を直ちに利用でき、また自動細菌検出システム内に無駄な占有空間を持たないという点である。しかしながら、Ｑ５が１.３よりも大きい（ただし、２.５未満）場合、ステップ２４６にて決定されたように血液培養瓶(１)内に細菌が存在する可能性がある（決定ステップ２４４から「NO」の経路）。この場合、細菌個体群は、発生段階にある場合があり、推定結果の確認のために瓶を自動検出システムに装填することが勧められる。
【００９４】
上述した本発明の実施形態による方法は、非常に迅速かつ高度な自動化機械の場合、血液培養瓶(１)を図３Ａに示した装置によって解析されるように、コンベヤに装填する時点に至るまで完全自動的で行うことができる。データは迅速に編成され、格納され、次いでネットワーク（上述）上で共有され、レポートが生成され、というように進行し得る。
【００９５】
（実施例１９）
図３９は、第１の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１mＬを入れ、第２の血液培養瓶に育成された大腸菌培養物を含む血液１mＬを入れ、第３の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液５mＬを入れ、第４の血液培養瓶に育成された大腸菌培養物を含む血液５mＬを入れ、第５の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１０mＬを入れ、第６の血液培養瓶に育成された大腸菌培養物を含む血液１０mＬを入れた６本の血液培養瓶について、式（式１３および式１４）により定義された解析的特徴ＩＡＬＩＰと、処理済み解析的特徴Ｐ１およびＱ１との６日平均値を示す三次元グラフである。
式(１３)：
Ｐ１＝ＩＡＬＩＰ×ＦＷＨＭ
および
式(１４)：
Ｑ１＝Ｐ１/ＳＬ
【００９６】
図３９と図３４とを比較することにより、上で定義したような処理済み解析的特徴は、陰性血液培養瓶(１)と陽性血液培養瓶(１)との改善された弁別を可能にする。上述のような処理済み解析的特徴Ｐ１，Ｑ１およびＱ５は、多数の可能な処理済み解析的特徴のうちのごく少数の例に過ぎない。陽性血液培養瓶と陰性血液培養瓶とを弁別するために用いることができる他の処理済み解析的特徴を生成することは、本発明の精神および範囲内にある。解析的特徴自体についても同じくことが言える。この場合、他の解析的特徴をさらに選択して使用することができる。本発明のいくつかの実施形態による方法は、育成された微生物群の有無に関係する決定を下すために二次元または三次元データ表現およびフローチャートに決して限定されない。その代わり、専用ソフトウェアを使用し、検査対象の瓶から得られる新しいデータを既知の状態の他の血液培養瓶(１)からのあらかじめ記録された較正データと比較することができる。
【００９７】
（実施例２０）
図４０は、１２本の血液培養瓶(１)について時間に対する後方散乱分布の後処理パラメータＱ５を約６日間に亙って示す二次元グラフであり、６本の瓶には２から１２mＬの様々な量による新鮮な血液の対照試料が入り、残り６本の瓶には２から１２mＬの様々な量による育成された大腸菌培養物を含む血液の試料が入っている。図４２は、図３８と同じデータを示しているが、６本の対照瓶と表皮ブドウ球菌およびＢ群連鎖菌の育成された培養物を含む６本の瓶とについて、約６日間に亙って測定され、２mＬから１２mＬの新鮮な血液から得られた結果が加えられている。図４０は、図３６に示したものとほとんど同じ領域ＤおよびＥを含む。これから理解されるように、ほとんどすべての対照は、領域Ｄ内に配されている。図４０の真円は大腸菌データを表し、完全な正方形は表皮ブドウ球菌データを表し、菱形はＢ群連鎖菌データである。対照と表皮ブドウ球菌との分離は、対照と大腸菌との分離によく似ているが、分離は、Ｂ群連鎖菌の場合の方がなおいっそう優れている。
【００９８】
本明細書で述べたものと類似の結果は、以下の微生物種の育成された培養物を含む血液培養瓶により得られる。
黄色ブドウ球菌
緑膿菌
肺炎球菌
エンテロバクタークロアカエ
腸球菌
肺炎桿菌
Ａ群連鎖菌
髄膜炎菌
淋菌
【００９９】
このリストは、本明細書で説明した本発明の実施形態に関していっさい含まれるものでも、制限的であるものでもない。このリストは、単に本発明の実施形態のシステムおよび方法を使用することにより検出することができる微生物の種類の一部の一例として示されているだけである。
【０１００】
上述したように、「まだ陰性」である瓶は、微生物をまったく含まないか、またはその患者が実際に細菌に感染している場合、比較的少数の微生物しか含んでいない可能性がある。「まだ陰性の瓶」の場合、どのような微生物が存在するかは問題にならないことに留意されたい。本発明の一実施形態による方法は、培養瓶を明確に「まだ陰性」に分類する。
【０１０１】
本発明のいくつかの実施形態において、これらの方法（つまり血液試料の量および赤血球容積率値を測定する方法や、陽性の血液培養物と陰性の血液培養物とを迅速に弁別する方法）は、同時にまたは別々の時間に行う（つまり一方の方法を他方の方法の前に行う）ことができる。異なる時間に行われる場合、これらの方法は任意の順序で行うことができる。
【０１０２】
この実施形態の方法は、陰性血液培養瓶と陽性血液培養瓶とを迅速に弁別できることのほかに、血液培養瓶中の微生物の検出にもさらに適用することができる。上述したように正確に開始しても、検査対象のすべての瓶がまだ陰性であることが知られよう。上の方法は、５日間など長期間に亙って１０分毎に繰り返しモードで検査対象の瓶に適用される。特定の瓶内に存在する微生物群がその数を十分に増やした場合、本発明による解析的特徴および処理済み特徴が変化を示し、これは陽性の兆候である。
【０１０３】
本発明の方法は、樹脂ビーズがあるか、あるいはない好気血液培養瓶に作用する。これらの方法は、赤血球がある種の化学物質により破裂させられる溶解血液培養瓶にも作用する。他の種類の培養容器を同様に用いることができる。異なる解析的特徴について得られる正確な値は、レーザー波長と、説明したような光束と瓶の壁に対する垂線との間の角度と、画像形成条件と、特に用いた光検出器などの使用される装置の具体的詳細とに依存する。これらの方法は、必要な較正データが生成され、等しい実験条件の下であらかじめ記録されている場合、装置のわずかに修正された実験詳細についてもさらに機能する。
【０１０４】
本発明の上述のすべての実施形態において、光束は、これが瓶の壁の１次光束衝突点における垂線から０から９０度の範囲のある角度だけずれるように、血液培養瓶の壁の１次光束衝突点に当てられる。角度が非常に小さくなる場合、後方散乱光の生成される空間分布は、より対称的となる。非対称分布で形成される情報は有益であるが、対称空間分布は血液培養試料の状態に関する情報をも伝達する。
【０１０５】
図４１は、図１Ａの装置に類似しているが、光ファイバアレイの形態である画像形成手段を持った本発明の一実施形態による装置の概略図である。図４１は、光源(１０６)により放出される光束(１０７)が瓶の外側壁の界面(１０２)の１次光束衝突点(１０９)でレンズ(１０８)により血液培養瓶(１００)の壁(１０１)に集束され、光束(１０７)が１次光束衝突点(１０９)にて瓶の壁(１０１)の垂線(１１０)から角度Ωだけずれる他の構成(７０)を示している。光束(１０７)は、壁(１０１)で屈折し、２次光束衝突点(１１１)にて瓶の内側壁の界面(１０３)に到達し、そこで光束は血液培養物懸濁液に入り、非対称空間の後方散乱分布を生じる。光ファイバアレイ（ファイバ）(１１４)は、瓶の外側壁の界面(１０２)に対向して配され、血液培養物により再放出された光子がファイバ(１１４)の入力端に入るようにブロック(１１２)を用いて適所に保持される。ファイバ(１１４)の出力端は、専用ＣＣＤ読み取り器(１１５)に接続された電荷結合素子（ＣＣＤ）アレイ(１１３)に光学的に結合されている。ファイバ(１１４)の入力端は、外壁の界面(１０２)の近傍に配され、前記ファイバ(１１４)のファイバ出力端は、ＣＣＤアレイ(１１３)の近傍にあるという事実により、図４１に示した配列を「近焦点構成」と呼ぶことができる。
【０１０６】
他の実施形態が図４２に示されている。図４２の装置(８０)は、取り付けられた光励起ファイバ(１１７)を持つレーザー(１１６)が光源として存在しているという点で図４１の装置と異なり、この場合、励起ファイバ(１１７)の出力端が瓶の壁(１０１)の外側壁の界面(１０２)の１次光束衝突点(１０９)に配される。この構成において、ファイバ(１１７)の軸線は、その出力端のところで、瓶の壁の界面(１０２)の１次光束衝突点(１０９)にて垂線からある角度だけずれる。図４２の装置(８０)は、図１Ａ，図３Ａおよび図３Ｂに示した配列に実質的に類似している。図４２に示した本発明の実施形態による装置(８０)には、光束が大気中で伝搬せず、光学素子の高精度な光学的調整を必要とせず、図４２による装置(８０)は幾分サイズを小さくできるという利点がある。
【０１０７】
図４３Ａおよび図４３Ｂはまた、他の実施形態を示している。図４３Ａおよび図４３Ｂの装置(１００)は、第２の非対称空間の後方散乱光分布(１２４)を光検出器(１１３)に映し出すための光ファイバアレイ(１１４)が存在するという点で図４２の装置(８０)と類似している。この装置(１００)は、レーザー(１１６)からの光を瓶の壁(１０１)に当てる励起ファイバ(１１７)も具えている。しかしながら、図４２の装置における励起ファイバの出力端は、ファイバアレイの一端の近傍に配されるが、図４３Ａの装置の励起ファイバ(１１７)の出力端は、ファイバアレイ(１１４)の中心近くに配される。励起ファイバ(１１７)の軸線は、その出力端にて外側壁の界面の１次光束衝突点(１０９)の垂線(１２５)からある角度Φだけずれる。図４５Ａおよび図４５Ｂの構成を使用することにより、第２の非対称空間の後方散乱光分布(１２４)が生成されるが、これは、上述の本発明の実施形態による他の装置の場合と同様である。第２の非対称空間の後方散乱光分布(１２４)を生成することにより、上で詳しく説明したように、血液量の少ない場合の陽性の血液培養物と陰性の血液培養物とを弁別する能力が改善される。図４３Ａおよび図４３Ｂの配列において、ファイバアレイ(１１４)は、上述の本発明の実施形態による装置(６０，７０，８０)にて採用した方向に対して垂直に配向される第２の非対称空間の後方散乱光分布(１２４)の断面を捕捉する。
【０１０８】
図４４Ａは、２つの異なる位置で血液培養瓶から再び現れる光強度を測定するために２つの光検出器を有する一実施形態を示している。図４４Ａに示した装置(１００)は、図１Ａに示した血液培養物光学測定装置(５０)から余分な装備を取り除いたものとして考えられている。図１Ａの装置(５０)は、後方散乱光の空間分布の全断面を一平面上に結像し、光検出器(１３)を用いてそれを記録している。図４４Ａに示した装置(１００)において、非対称空間の後方散乱光分布の２つの別々の点状位置からの後方散乱強度のみが監視され、記録される。２つの強度のみを測定することにより、修正された傾きを計算する必要がある。さらに、図１Ａの装置(５０)において、与えられた係数により強度が減少する瓶の壁に沿った距離が測定される。しかしながら、図４４Ａの装置(１００)において、与えられた距離に亙って強度の減少を特徴付ける係数が得られる。
【０１０９】
図４４Ａの装置(１００)は、瓶の壁(１０２)を持つ血液培養瓶(１０１)を具え、瓶(１０１)を封止するための隔壁(１０３)を含む。瓶(１０１)は、培養基と血液との混合物(１０４)を含む。レーザーなどの光源(１０６)により放出された光束(１０７)は、瓶の壁(１０２)の光学的に透明な領域における第１の衝突点(１１１)に当てられる。光束(１０７)は、瓶の壁(１０２)の第１の衝突点(１１１)にて垂線から特定の角度だけずれるように位置決めされる。次いで、光束(１０７)は、第１の衝突点(１１１)の近傍にて培養基と血液との混合物（混合物）(１０４)から非対称空間の後方散乱光分布を生じさせる。光束(１０７)は、主に後方反射レーザー光子がレーザーに入るのを回避するため、瓶の壁(１０２)の第１の衝突点(１１１)における垂線からずれる。しかしながら、この角度は非常に小さく、従って図４４Ａに示していない。
【０１１０】
この装置の第１の光検出器(１１２)は、第１の衝突点(１１１)から約９０度の角度Ω１だけ離れた第１の位置にて瓶の壁(１０２)に隣接して取り付けられ、血液(１０４)から後方散乱光を受光する。この装置の第２の光検出器(１１３)は、第１の衝突点(１１１)から約１３５度の角度Ω２だけ離れた第２の位置にて瓶の壁(１０２)に隣接して取り付けられ、さらに混合物(１０４)から後方散乱光を受光する。
【０１１１】
図４４Ｂは、図４６Ａに示した種類の血液培養光学測定システム１５０の概略ブロック図である。レーザー(１０６)は、血液培養光学測定システム(１２３)のレーザー励振器に接続され、これは次にコンピュータ(１２５)に接続される。第１の光検出器(１１２)の出力端が第１のＡ/Ｄコンバータ(１１４)に接続され、第１のＡ/Ｄコンバータ(１１４)の出力端がコンピュータ(１２５)に接続される。これに対応して第２の光検出器(１１３)の出力が第２のＡ/Ｄコンバータ(１１５)に接続され、第２のＡ/Ｄコンバータ(１１５)の出力端もコンピュータ(１２５)に接続される。
【０１１２】
（実施例２０）
図４５は、図４４Ａおよび図４４Ｂの血液培養光学測定システムで測定された強度比を表し、これにより第１および第２の光検出器が瓶の円周に沿ってそれぞれ約９０度および約１３５の角度位置にある第１の衝突点から離れたところに位置決めされたデータを示すグラフである。（あるいは、実施例１で説明したようにこの装置を他の方法で構成して同じ部品を使用する。）図４５は、第１および第２の位置の後方散乱強度に対応する第１の光検出器および第２の光検出器によって記録される光電流の比を示している。図４５に示したすべての測定は、約３５％の赤血球容積率値の血液を用いて行われた。図４５から理解されるように、この比は、約０.５から１０mＬの量の範囲内で第３の瓶の混合物の量と比例する。図４４Ａおよび図４４Ｂによる配列の利点は、その簡素さにある。撮像または移動光検出器は必要でなく、２つの光電流のみが処理されればよい。
【０１１３】
本発明は、いくつかの例示的な実施形態を参照しつつ説明されている。しかしながら、当業者にとっては、上述の例示的な実施形態以外の特定の形態で本発明を具現化することが可能であることは直ちに理解できよう。これは、本発明の精神および範囲から逸脱することなく行うことができる。例示的な実施形態は、単に例示することを目的としているだけであり、いかなる形態でも限定するものであるとみなすべきではない。本発明の範囲は、先行する説明ではなく、添付の特許請求の範囲により規定され、特許請求の範囲内にあるすべての変更形態および等価形態が本発明に包含されることを意図している。
【図面の簡単な説明】
【０１１４】
【図１Ａ】撮像光検出器を有する本発明の一実施形態による第１の装置の光学的配置を示す概念図である。
【図１Ｂ】図１による装置における試料を照射する方法を示す詳細図である。
【図１Ｃ】血液培養瓶の壁に入射し、壁を通って屈折する入射光束の詳細図である。
【図２Ａ】本発明の一実施形態による非対称空間の後方散乱光分布と、内壁−液体の界面にて発生する入射光束からの後方散乱現象とからなる組み合わせ後方散乱光分布を示す３次元（３Ｄ）データ表現の側面図である。
【図２Ｂ】本発明の一実施形態による非対称空間の後方散乱光分布と、内壁−液体の界面にて発生する入射光束からの後方散乱現象とからなる組み合わせ後方散乱光分布を示す３次元データ表現の斜視図である。
【図２Ｃ】入射光束が本発明の一実施形態によるガラス壁の衝突位置における垂線と一致する場合、第１の光子群が後方散乱される液体血液培養物の内側の場所を破線で示す図である。
【図２Ｄ】入射光束が本発明の一実施形態によるガラス壁の衝突位置における垂線から角度Ωだけずれた場合、第１の光子群が後方散乱される液体血液培養物の内側の場所を破線で示す図である。
【図２Ｅ】図２Ｃに示した後方散乱の実施形態に関し、内壁−液体の界面に沿った投影距離Ｘに対して第１の後方散乱事象の作用を受ける光子の個数Ｙのグラフである。
【図２Ｆ】図２Ｄに示した後方散乱の実施形態に関し、内壁−液体の界面に沿った投影距離Ｘに対すて第１の後方散乱事象の作用を受ける光子の個数Ｙのグラフである。
【図３Ａ】移動光検出器を有する本発明の一実施形態による第２の装置の光学的配置を示す概念図である。
【図３Ｂ】本発明の一実施形態による血液培養光学測定装置の全体を示す概念図である。
【図４】本発明の一実施形態による１つの血液培養瓶における後方散乱光の空間分布の多数の記録を示すグラフである。
【図５】本発明の一実施形態によるデータ解析に適した記録済み空間光分布における複数の異なる図形的特徴を示すグラフである。
【図６】図５と同じデータであるが、半対数表現で示すグラフである。
【図７Ａ】第１の血液培養瓶に対照血液試料１mＬを入れ、大腸菌と共に血液１mＬを第２の血液培養瓶に入れた２つの血液培養瓶に関し、時間に対する光衝突点の強度を約１４４時間の期間に亙って示すグラフである。
【図７Ｂ】第１の血液培養瓶に対照血液試料１mＬを入れ、大腸菌と共に血液１mＬを第２の血液培養瓶に入れた２つの血液培養瓶に関し、時間に対する強度の半値全幅の測定結果を約１４４時間の期間に亙って示すグラフである。
【図７Ｃ】第１の血液培養瓶に対照血液試料１mＬを入れ、大腸菌と共に血液１mＬを第２の血液培養瓶に入れた２つの血液培養瓶に関し、時間に対する強度対Ｘ位置グラフの傾きを約１４４時間の期間に亙って示すグラフである。
【図８Ａ】図７Ａと同じパラメータであるが、血液５mＬを入れた第１の血液培養瓶および大腸菌と共に血液５mＬを入れた第２の血液培養瓶について示すグラフである。
【図８Ｂ】図７Ｂと同じパラメータであるが、血液５mＬを入れた第１の血液培養瓶および大腸菌と共に血液５mＬを入れた第２の血液培養瓶について示すグラフである。
【図８Ｃ】図７Ｃと同じパラメータであるが、血液５mＬを入れた第１の血液培養瓶および大腸菌と共に血液５mＬを入れた第２の血液培養瓶について示すグラフである。
【図９Ａ】図７Ａと同じパラメータであるが、血液１０mＬを入れた第１の血液培養瓶および大腸菌と共に血液１０mＬを入れた第２の血液培養瓶について示すグラフである。
【図９Ｂ】図７Ｂと同じパラメータであるが、血液１０mＬを入れた第１の血液培養瓶および大腸菌と共に血液１０mＬを入れた第２の血液培養瓶について示すグラフである。
【図９Ｃ】図７Ｃの同じパラメータであるが、血液１０mＬを入れた第１の血液培養瓶および大腸菌と共に血液１０mＬを入れた第２の血液培養瓶について示すグラフである。
【図１０】０.５mＬから１０mＬまでの様々な量の血液を充填した血液培養瓶における後方散乱光の空間分布の多数の記録を示すグラフである。
【図１１】図４と同じデータであるが、半対数表現で示すグラフである。
【図１２】３つの異なる赤血球容積率値の血液を充填した１２本の培養瓶に対して測定された血液量に対する傾きを示すグラフである。
【図１３】３つの異なる赤血球容積率値の血液を充填した１２本の培養瓶に対して測定された血液量と赤血球容積率との積に対する傾きを示すグラフである。
【図１４】図１０のデータを示すが、充填量のみを決定する際の不確定性の範囲を示す両矢印が付加されたグラフである。
【図１５】３つの異なる赤血球容積率の値の血液を充填した１２本の培養瓶について決定された血液量に対するレーザー衝突点に関して測定された後方散乱強度を示すグラフである。
【図１６】３つの異なる赤血球容積率の値の血液を充填した１２本の培養瓶について測定された血液量と赤血球容積率との積に対するレーザー衝突点にて測定された後方散乱強度を示すグラフである。
【図１７】様々な量の血液を充填した１２本の血液培養瓶に対し、図４に示した後方散乱光の空間分布の記録についての積分値を示すグラフである。
【図１８】血液量と赤血球容積率との積に対する１２本の血液培養瓶における後方散乱光の空間分布の記録からの半値全幅の逆数（「１/ＦＷＨＭ」）を示すグラフである。
【図１９】図４２に示すレーザー衝突点ＬＩＰと、血液量と赤血球容積率との積に対する血液培養瓶における後方散乱光の空間分布の記録からの最大値ＭＡＸとの間のＸ軸線に沿った距離の逆数を示すグラフである。
【図２０】新鮮な血液の対照試料１mＬを入れた第１の血液培養瓶と、血液および育成させた大腸菌培養物の試料１mＬを入れた第２の血液培養瓶とについて、時間に対する光衝突点の強度を約５日間に亙って示すグラフである。
【図２１】新鮮な血液の対照試料１mＬを入れた第１の血液培養瓶と、血液および育成させた大腸菌培養物の試料１mＬを入れた第２の血液培養瓶とについて、時間に対する後方散乱光の空間分布の半値全幅（ＦＷＨＭ）を約５日間に亙って示すグラフである。
【図２２】新鮮な血液１mＬの対照試料を入れた第１の血液培養瓶と、血液および育成させた大腸菌培養物の試料１mＬを入れた第２の血液培養瓶とについて、経過時間グラフに対する後方散乱光の空間分布の傾きを約５日間に亙って示すグラフである。
【図２３】本発明の一実施形態によるデータ解析に適した記録済み空間光分布における複数の異なる図形的特徴を示すグラフである。
【図２４】図２３と同じデータであるが、半対数表現で示すグラフである。
【図２５】新鮮な血液の対照試料５mＬを入れた第５の血液培養瓶と、血液および育成させた大腸菌培養物の試料５mＬを入れた第２の血液培養瓶とについて、時間に対する光衝突点の強度を約５日間に亙って示すグラフである。
【図２６】新鮮な血液の対照試料５mＬを入れた第１の血液培養瓶と、血液および育成させた大腸菌培養物の試料５mＬを入れた第２の血液培養瓶とについて、時間に対する後方散乱光の空間分布の半値全幅（ＦＷＨＭ）を約５日間に亙って示すグラフである。
【図２７】新鮮な血液５mＬの対照試料を入れた第１の血液培養瓶と、血液および育成させた大腸菌培養物の試料５mＬを入れた第２の血液培養瓶とについて、経過時間グラフに対する後方散乱光の空間分布の傾きを約５日間に亙って示すグラフである。
【図２８】新鮮な血液の対照試料１０mＬを入れた第１の血液培養瓶と、血液および育成させた大腸菌培養物の試料１０mＬを入れた第２の血液培養瓶とについて、時間に対する後方散乱光の空間分布の傾きを約５日間に亙って示すグラフである。
【図２９】新鮮な血液の対照試料１０mＬを入れた第１の血液培養瓶と、血液および育成させた大腸菌培養物の試料１０mＬを入れた第２の血液培養瓶とについて、時間に対する後方散乱光の空間分布の半値全幅（ＦＷＨＭ）を約５日間に亙って示すグラフである。
【図３０】新鮮な血液１０mＬの対照試料を入れた第１の血液培養瓶と、血液および育成させた大腸菌培養物との試料１０mＬを入れた第２の血液培養瓶とについて、経過時間グラフに対する後方散乱光の空間分布の傾きを約５日間に亙って示すグラフである。
【図３１】新鮮な血液１０mＬに対し育成しきった大腸菌培養物を入れた血液培養瓶となる陰性血液培養瓶（すなわち対照血液培養瓶）についての後方散乱分布変化を示すグラフである。
【図３２】第１の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１mＬを入れ、第２の血液培養瓶に血液および育成された大腸菌培養物１mＬを入れ、第３の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液５mＬを入れ、第４の血液培養瓶に血液および育成された大腸菌培養物５mＬを入れ、第５の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１０mＬを入れ、第６の血液培養瓶に血液および育成された大腸菌培養物１０mＬを入れた６本の血液培養瓶について、約６日間に亙って記録され、光衝突点での後方散乱強度（ＩＡＬＩＰ）に対するＦＷＨＭを示す二次元（２Ｄ）グラフである。
【図３３】第１の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１mＬを入れ、第２の血液培養瓶に血液および育成された大腸菌培養物１mＬを入れ、第３の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液５mＬを入れ、第４の血液培養瓶に血液および育成された大腸菌培養物５mＬを入れ、第５の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１０mＬを入れ、第６の血液培養瓶に血液および育成された大腸菌培養物１０mＬを入れた６本の血液培養瓶について、約６日間に亙って記録されたＩＡＬＩＰ対ＳＬを示す二次元グラフである。
【図３４】第１の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１mＬを入れ、第２の血液培養瓶に血液および育成された大腸菌培養物１mＬを入れ、第３の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液５mＬを入れ、第４の血液培養瓶に血液および育成された大腸菌培養物５mＬを入れ、第５の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１０mＬを入れ、第６の血液培養瓶に血液および育成された大腸菌培養物１０mＬを入れた６本の血液培養瓶について、約６日間に亙って記録されたＩＡＬＩＰ対ＦＷＨＭ対ＳＬを示す３次元（３Ｄ）グラフである。
【図３５】第１の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液５mＬを入れ、第２の血液培養瓶に育成された大腸菌培養物を含む血液５mＬを入れ、第３の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１０mＬを入れ、第４の血液培養瓶に育成された大腸菌培養物を含む血液１０mＬを入れた４本の血液培養瓶について、後方散乱分布の処理された解析的特徴Ｑ５の測定結果を約６日間に亙って示す図である。
【図３６】第１の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１mＬを入れ、第２の血液培養瓶に育成された大腸菌培養物を含む血液１mＬを入れ、第３の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液５mＬを入れ、第４の血液培養瓶に育成された大腸菌培養物を含む血液５mＬを入れ、第５の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１０mＬを入れ、第６の血液培養瓶に育成された大腸菌培養物を含む血液１０mＬを入れた６本の血液培養瓶について、後方散乱分布の処理された解析的特徴Ｑ５の約６日間に亙る測定結果の第２集合を示す図である。
【図３７】第１の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１mＬを入れ、第２の血液培養瓶に育成された大腸菌培養物を含む血液１mＬを入れ、第３の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液５mＬを入れ、第４の血液培養瓶に育成された大腸菌培養物を含む血液５mＬを入れ、第５の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１０mＬを入れ、第６の血液培養瓶に育成された大腸菌培養物を含む血液１０mＬを入れた６本の血液培養瓶について、後方散乱分布の後処理パラメータＱ５の平均値を示すグラフであり、対照試料と、血液を育成された大腸菌培養物と共に含む試料との両方について、１５mＬの血液に対する推定を表す破線をさらに含んでいる。
【図３８】本発明の一実施形態により育成された微生物群の有無を判定する方法を示すフローチャートである。
【図３９】本発明の一実施形態による解析的特徴ＩＡＬＩＰと、処理済み解析的特徴Ｐ１と、Ｑ１との６日間の平均値を示す三次元グラフである。
【図４０】２から１２mＬの様々な量の場合において、多数の対照血液培養瓶と、育成された大腸菌，表皮ブドウ球菌，Ｂ群連鎖菌培養物と共に血液の試料を入れた瓶とに関し、時間に対する後方散乱分布の後処理パラメータＱ５を約６日間に亙って示す二次元グラフである。
【図４１】図１Ａの装置に類似した本発明の一実施形態による装置の概略図であるが、光ファイバアレイの形態の画像形成手段を持つ。
【図４２】図４１の装置に類似した本発明の一実施形態による装置の概略図であるが、血液培養物に光を導く光ファイバを持つ。
【図４３Ａ】本発明の一実施形態による血液培養光学測定装置の変形例を示す図である。
【図４３Ｂ】図４３Ａの装置の詳細図である。
【図４４Ａ】血液培養瓶の２つの異なる位置から再出現する光強度を測定する２つの光検出器を持った本発明の一実施形態による方法を実施するための第３の血液培養光学測定装置を示す図である。
【図４４Ｂ】血液培養瓶に対して２つの位置に配された２つの光検出器を持つ本発明の一実施形態による方法を実施するための血液培養光学測定システムの概略ブロック図である。
【図４５】２つの光検出器が瓶の円周に沿って約９０度および約１３５の角度位置でのレーザー衝突点から離して配置された図４４Ａおよび図４４Ｂに示す装置にて測定された強度比を表すデータを示すグラフである。
【技術分野】
【０００１】
本発明は、血液培養瓶の如き封止可能な容器内の微生物を増殖に基づいて検出する分野に概ね関する。特に本発明は、陰性血液培養体から陽性血液培養体を迅速に弁別し、かつ封止可能な容器内の血液量と赤血球容積率との組み合わせを決定するために用いることができる封止可能な容器に対して光学的測定を行うためのシステムおよび方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
通常、患者体液中の細菌またはマイコバクテリアなどの生理活性物質の存在は、培養瓶を使用して決定される。少量の体液が、封入ゴム製隔壁を介して、培地が入っている滅菌瓶内に注入される。この瓶は、３７℃で保温され、細菌が増殖していないか監視される。知られている方法では、好ましくは、細菌増殖の代謝副産物である、培養瓶の二酸化炭素含量の変化を検出する。二酸化炭素濃度の変化は、通常、培養瓶の内壁に配された化学センサを使用して監視される。化学センサは、その色を変化させるか、またはその蛍光強度を変化させることにより、二酸化炭素濃度の変化に応答する（例えば非特許文献１および特許文献１，２，３，４，５を参照のこと。これらを参照することによりこれらの内容のすべては本明細書に組み入れられる）。さらに、蛍光センサ物質の蛍光寿命の二酸化炭素依存および／または酸素依存変化を利用することも提案されている（例えば特許文献６，７，８，９を参照のこと。これらを参照することによりこれらの内容のすべては本明細書に組み入れられる）。
【０００３】
しかし、これらの方法および他の知られている方法は、一般に、検出の確実さに関する特定の因子を考慮していない。これらの因子としては、検出を行う上で十分に大きな血液量および抽出から検出までの時間遅延の問題がある。
【０００４】
血液量因子に関して、血液試料から細菌を適時に、効率よく回収するためには、十分に多い血液量が必要であることが判明している（例えば非特許文献２，３，４，５，６，７，８，９を参照このこと。これらを参照することによりこれらの内容のすべては本明細書に組み入れられる）。
【０００５】
大量の血液を培養瓶で使う必要があるのは、微生物種によっては、患者血液１mＬ当たりの細胞形成単位数が非常に小さくなる場合があるからである。実際、患者の様態に応じて、最適な量よりも少ない量の血液が頻繁に使用され、このような検査の信頼性に対し悪影響を及ぼす。
【０００６】
しかし、この時点までに、血液量測定の決まりきったやり方というものは、市場に出回っていない。充填し、平均重量を差し引いた後の試料容器の秤量は、一部の研究において使用されてきた（例えば非特許文献１０を参照のこと。これを参照することによりその内容の全ては本明細書に組み入れられる）。しかし、個々の容器の重量にはばらつきがあるため、この秤量法は、特に関わる血液量が少ない場合に、かなりの誤差に悩まされる。
【０００７】
当業者に知られているように、血液自体の代謝作用は、容器内のバクテリア活性とは無関係に、二酸化炭素の濃度の増加の観察された上昇に寄与し、従って疑陽性の培養結果を生じさせる可能性がある。この人為的要素の大きさは血液量に依存し、その大きさは、血液量が多いほど大きい。この結果、疑陽性培養結果を回避しながら検出までの時間を短縮しようと高度な検出アルゴリズムの最適化に多大な労力が振り向けられている（例えば非特許文献１１および１２を参照のこと。これらを参照することによりこれらの内容のすべては本明細書に組み入れられる）。
【０００８】
【特許文献１】米国特許第４,９４５,０６０号明細書
【特許文献２】米国特許第５,２１７,８７５号明細書
【特許文献３】米国特許第５,２６６,４８６号明細書
【特許文献４】米国特許第５,３７２,９３６号明細書
【特許文献５】米国特許第５,５８０,７８４号明細書
【特許文献６】米国特許第５,５９３,８５４号明細書
【特許文献７】米国特許第５,６８６,３００号明細書
【特許文献８】米国特許第６,０７４,８７０号明細書
【特許文献９】米国特許第６,０８０,５７４号明細書
【非特許文献１】Thorpe et al. "BacT/Alert: An automated colorimetric microbial detection system", J. Clin. Microbiol., July 1990, pp. 1608-12
【非特許文献２】Jonsson et al. "Theoretical aspects of detection of bacteremia as a function of the volume of blood cultured", APMIS 1993 (101:595-601)
【非特許文献３】Mermel et al. "Detection of bacteremia in adults - Consequences of culturing an inadequate volume of blood", Annals Internal Med 1993 (119:270-272)
【非特許文献４】Arpi et al. "Importance of blood volume cultured in the detection of bacteremia", Eur J Clin Microbiol Infect Dis 1989 (8:838-842)
【非特許文献５】Isaacman et al. "Effect of number of blood cultures and volume of blood on detection of bacteremia in children", J Pediatr 1996 (128:190-195)
【非特許文献６】Li et al. "Effects of volume and periodicity on blood cultures", J Clin Microbiol 1994 (32:2829-2831)
【非特許文献７】Wilson et al. "Controlled evaluation of Bact/Alert standard anaerobic and FAN anaerobic blood culture bottles for the detection of bacteremia and fungemia", J Clin Microbiol 1995 (33:2265-2270)
【非特許文献８】Wormser et al. "Improving the yield of blood cultures for patients with early Lyme Disease", J Clin Microbiol 1998 (36:296-298)
【非特許文献９】Shafazand et al. "Blood cultures in the critical care unit - Improving utilization and yield", Chest 2002 (122:1727-1736)
【非特許文献１０】Mensa et al. "Yield of blood cultures in relation to the cultured blood volume in BACTEC 6A bottles", Med Clin (Barcelona) 1997 (108:521-523)
【非特許文献１１】Marchandin et al. "Detection kinetics for positive blood culture bottles by using the VITAL automated system", J Clin Microbiol 1995 (33:2098-2101)
【非特許文献１２】Chapin et al. "Comparison of BACTEC 9240 and Difco ESP blood culture systems for detection of organisms from vials whose entry was delayed", J Clin Microbiol 1996 (34:543-549)
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
時間遅延因子に関し、血液培養容器は、患者の血液が接種された後、計測器を備えた血液培養検出システムに即座に装填されることが好ましかろう。しかし、接種時間と計測器の保温時間との間に実質的な時間遅延が頻繁に発生することがよく知られている。いくつかの国々では、最大４８時間までの遅延時間が予測され得る。この「容器装填遅延」現象は、遅延期間中、血液培養容器においてすでに細菌増殖を与える可能性のある高い温度になっている場合、重大な問題を引き起こすことが考えられる。その結果、容器は、検出器に到達したときにはすでに「陽性」である可能性がある（つまり、成長しきった微生物群を含んでいる可能性がある）。もちろん、容器を保温し、３５℃の熱平衡になるのを待ち、次いで、さらなる細菌増殖が発生しているかどうか容器を監視するのは、勧められない。その代わり、「陽性」があり得るか否かを入ってくる瓶を迅速にチェックできれば大いに有益であるし、すでに陽性であれば、適切な抗生物質が患者治療のため選択できるように、微生物の同定を行う計測器に容器を転送することができる。
【００１０】
加えて、計測器付きの検出システムに到着した時点で「遅延」血液培養容器がすでに成長しきった微生物群を含んでいる場合、このシステムのセンサは、一般的な過度現象を認識しない。従って、このシステムは、絶対検出信号の大きさにのみ依存する可能性がある。特に変動の大きい血液量の培養瓶が予想される場合、この問題は、検出方法の遂行特性に依存して一般的な監視条件よりも大きなものとなる。
【００１１】
従って、陰性血液培養体から陽性血液培養体を迅速に弁別し、人体から抽出した後の血液量と血液試料の赤血球容積率との組み合わせを決定することができるシステムおよび方法が必要である。
【課題を解決するための手段】
【００１２】
本発明の一実施形態によると、装置は、液体試料、例えば培養基と血液との混合物を含む容器に対して光学的測定を行う。この装置は、容器の壁の所定個所に光束を当てて光束が瓶の壁の所定個所における垂線からある角度だけずれるようにし、それにより所定個所の近傍の容器内の培養基と血液との混合物から後方散乱した光の非対称空間分布を発生することができる光源と、この所定個所の近傍にて容器内の培養基と血液との混合物から後方散乱した光の空間分布を概ね単一平面に映し出し、容器の外壁および内壁の界面で反射した光束が画像形成手段に入らないように配置された画像形成手段と、画像検出器とを装備している。
【００１３】
他の実施形態において、画像検出器は、非対称空間光分布の解析的特徴を抽出し、データを供給するためデータ解析システムに接続される。一つの形態において、このような特徴およびデータは、封止可能な容器内の成長した微生物群の有無か、あるいは封止可能な容器内に存在する赤血球容積率と血液の量との組み合わせに関し、培養基と血液との混合物の状態を特徴付けるために用いることができる。
【００１４】
本発明の他の実施形態によると、封止可能な容器に対して光学的測定を行う方法は、液体試料を収めた容器を用意することと、容器の壁の第１の場所に光束を向け、この光束は容器の壁の第１の場所における垂線から第１の角度だけずれ、それにより第１の場所の近傍にて試料からの後方散乱光の非対称空間分布をもたらすことと、容器の外壁面および内壁面の界面により反射する光束の部分の検出を実質的に回避しつつ、後方散乱する光の非対称空間分布の少なくとも一部を概ね一平面内で検出することと、後方散乱光の非対称空間分布から解析的特徴を抽出することとを具えている。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１５】
本発明のいくつかの実施形態が添付図面を参照しつつ詳細に説明される。図面において同じまたは類似の要素は、異なる図面で示されているとしても、同じ参照符合により示される。
【００１６】
本発明の一実施形態による血液培養物を含む封止可能な容器に対して光学的測定を行うための装置は、中に液体試料を入れた容器と、典型的には封止可能な容器と、典型的には培養基と血液との混合物が入っている円筒型容器とを含む。好ましい一実施形態において、封止可能な容器は血液培養瓶である。測定を行うために、容器を２、３回ひっくり返し、均一な懸濁を生じさせると都合がよい。その後、懸濁液は１／４時間またはさらにそれ以上長い期間に亙って実質的に安定する。先進の血液培地は、抗生物質を吸収する樹脂ビーズを含むことができる。この場合、測定を行う前に、瓶を回した後、数秒間の待ち時間があるのが好ましい。この短い期間があれば、ビーズは充分に処理することができる。容器は、用いられる光の波長に対して光学的に透明である。
【００１７】
一実施形態において、光学的測定を行うための装置は、光束を容器の壁に当てるようにされた光源を含む。この光束は、容器の壁に対する垂線からある角度だけずれ、既知の場所の近傍にて容器内の液体から後方散乱した光の非対称空間分布を生じさせる。この実施形態の装置は、既知の場所の近傍の瓶内の培養基と血液との混合物から後方散乱された光の空間分布を一般的には一平面内に映し出す画像形成手段をさらに含む。この画像形成手段は、瓶の外壁および内壁の界面によって反射する光束が画像形成手段に入らないように配置されることが好ましい。
【００１８】
本発明の一実施形態による装置は、映し出された後方散乱光の空間分布の少なくとも一部を記録するのに好適な光検出器を先の平面内にさらに含む。この光検出器は、非対称空間光分布の解析的特徴を抽出してデータを供給するためのデータ解析システムに対して一般的に接続される。これらの特徴およびデータは、培養基と血液との混合物の状態を、容器内の育成された微生物群の有無に関するか、あるいは瓶内に存在する赤血球容積率と血液の量との組み合わせに関して特徴付けるために用いることができる。
【００１９】
図１Ａは、画像検出器を有する本発明の一実施形態による装置の光学配置の概略を示す。「画像検出器」という用語は、空間的１次元または二次元光分布を記録するのに好適な、任意の光検出器またはそれと同等の機器を意味する。
【００２０】
図１Ａにおいて、血液培養瓶(１)は、外側空気−壁の界面(２)と、内側壁−液体の界面(３)と、一般的なゴム製隔壁(４)と、血液培養懸濁液(５)（例えば培養基と血液との混合物）とを含むように示されている。光源(６)は、光束(７)をレンズ(８)の方に導き、光束(７)を空気−壁の界面(２)の１次光束衝突点(９)にて小さな点に集束させる。１次光束衝突点(９)において、光束(７)は、内側壁−液体の界面(３)にある点に向けて屈折する。屈折した光束(７)が当たる内側壁−液体の界面(３)の点は、２次光束衝突点(１１)である。２次光束衝突点(１１)において、光束(７)は、懸濁液(５)へと再び屈折し、ここで光束(７)により運ばれる光子が多数の散乱および吸収事象を受け、その結果、懸濁液(５)により再放出される後方散乱光子の空間分布が得られる。後方散乱光子の空間分布の強度および分布内において、懸濁液(５)の内容物に関する情報を抽出することができる。
【００２１】
この実施形態によると、懸濁液(５)により再放出される後方散乱光子の空間分布の近傍に配置されるのは、画像形成手段(１２)および光検出器(１３)である。画像形成手段(１２)は、例えば単レンズ，円柱レンズ，対物レンズ，またはファイバ入力端が瓶の外側壁の界面の近傍に配される光ファイバアレイとすることができ、前記アレイのファイバ出力端はＣＣＤ読み取り装置(２４)の近傍にある。このような光ファイバの配置は、しばしば「近焦点構成」と呼称される。実質的に類似の方法で作用する他の合焦手段もまた、画像形成手段(１２)の代わりに用いることができる。画像形成手段(１２)は、一つの画像面に空間光分布の像を生成し、ここに後方散乱光が映し出された空間分布の少なくとも一部を記録するのに好適な光検出器(１３)が配される。光検出器(１３)は、例えば光電子カメラ，デジタル二次元カメラ，二次元（２Ｄ）電荷結合素子（ＣＤＤ）アレイ，直線状ＣＣＤアレイとするか、あるいは光分布の少なくとも一部を記録するために軸線に沿って移動する「映し出さない」光検出器とすることができる。あるいは、光検出器(１３)を「映し出さない」静止光検出器とすることができ、この場合、画像形成手段(１２)が光分布の一部を記録するために軸線に沿って移動する。実質的に同じ方法で動作する他の集光および測定機器を光検出器(１３)の代わりに用いることも可能である。
【００２２】
図１Ａおよび図１Ｂに示すように、光束(７)は、瓶の壁の１次光束衝突点(９)における垂線(１０)から、ある角度だけずれるように血液培養瓶(１)の壁に当てられる。光束(７)は、瓶の対称軸線に実質的に垂直な平面内を伝搬するように向けることができる。光束(７)は、さらに、瓶の対称軸線に実質的に平行な平面を伝搬するように向けることもできる。これらの２つの光束の配向は、その後のデータ解析をやりやすくする実質的に規則正しい空間光分布をもたらす。光束(７)が瓶の壁の１次光束衝突点(９)での垂線から既知の角度だけずれている限り、別な光束の配向も可能である。図１Ａに示した構成では、光束(７)が瓶(１)に衝突する１次光束衝突点(９)は、瓶の円柱部分にある。しかし、本発明の他の実施形態では、光束(７)を瓶(１)の非円柱部分（例えば瓶(１)の円錐状の首部分）に向けて、あるいは瓶(１)の底に向けてさらに当てることもできる。
【００２３】
図１Ａの装置において、光束(７)が瓶の円柱部分に向けられ、瓶の対称軸線に実質的に垂直な平面内を伝搬するように向けられる。この実施形態において、光束(７)と瓶の壁(１０)に対する垂線とのなす角度Θは、約４５度である。０から９０度までの間の角度が可能であるが、本発明の一実施形態においては、角度Θが約２５度から約４５度までの範囲にある。本発明の他の実施形態における角度Θは約３５度である。
【００２４】
光束(７)が血液培養瓶の壁に対して垂直に当たらないのがよいことにはいくつかの理由がある。第１に、光束(７)は、１次光束衝突点(９)にて空気−壁の界面に出会うと、空気と瓶の壁の材料との間の屈折率の違いにより強い後方反射を起こす。ゼロでない角度Θを用いることにより、１次光束衝突点(９)での瓶の外側壁の界面により反射される光束(１４)が画像形成手段(１２)内に入らないように、画像形成手段(１２)を配することができる。同じことが、２次光束衝突点(１１)で瓶の内側壁−液体の界面(３)から起こる第２の後方反射についても成り立つ。この第２の後方反射の強さは、外側空気−壁の界面(２)からの後方反射よりも弱いが、これは瓶の壁の材料と液体血液培養試料との間の屈折率の差が小さいからである。
【００２５】
瓶の壁に対して光束(７)をある傾斜角で当てる第２の理由は、１次光束衝突点(９)から発せられる正の後方反射を引き起こす反射光束(１４)だけでなく、図１Ｂに示すように予測不可能な後方散乱現象（後方散乱）(２６)もあることである。小さなひび割れなどの瓶(１)の外側空気−壁の界面(２)での小さな欠陥、または指紋および塵埃などの不純物でさえも、この後方散乱(２６)の発生元となる。予測不可能ということは、まったく同じ瓶における複数の記録であっても、その強度は広範囲にばらつくことを意味する。後方散乱(２６)は、比較的広い円錐状領域に生じ、従って画像形成手段(１２)に入って光検出器(１３)のスパイク状誤差信号を引き起こす。光束(７)が瓶(１)に対して垂直入射で当てられると、このスパイク状誤差信号は、注目する信号を表す後方散乱光子の空間分布の中心のごく近傍に記録される。この領域は、懸濁液(５)の状態に関する貴重な情報を含み、従ってスパイク状誤差信号の影響を強く受け、信頼できる測定ができなくなる場合がある。
【００２６】
光束(７)をある傾斜角以下で瓶の壁に当てると、上述の問題が実質的に克服される。図１Ｂに概略を示すように、ある角度で内側壁−液体の界面(３)のある場所(１１)に到達する光束(７)は、ピーク(１７)と、入射光束(７)から離れた側でゆるやかに減衰するフランク(１８)と、入射光束(７)の側の急激に減衰するフランク(２７)とを示す非対称空間の後方散乱光分布(１５)を引き起こす。注目すべきは、１次光束衝突点(９)で外壁の界面に発生する後方散乱(２６)が画像形成手段(１２)および方向(１６)に沿って向けられ、非対称空間の後方散乱光分布(１５)の縁に配された光検出器(１３)によって検出されることである。非対称空間の後方散乱光分布(１５)および後方散乱(２６)が組み合わさり、以下に詳しく説明する組み合わせ後方散乱光分布(２００)を形成する。
【００２７】
後方散乱(２６)は、非対称空間の後方散乱分布(１５)の急速に減衰するフランク(２７)の側の位置で、つまり入射光束(７)の方向に向かって検出される。従って、ピーク(１７)と、緩やかに減衰するフランク(１８)と、急激に減衰するフランク(２７)とは、後方散乱(２６)によって乱されず、信頼できる測定が得られる。この状況は、図２Ａおよび図２Ｂにさらに示される。
【００２８】
図２Ａは、内側壁−液体の界面(３)で発生する非対称の後方散乱光分布(１５)と外側空気−壁の界面(２)で発生する入射光束(７)からのスパイク(３０)を伴う狭い後方散乱(２６)とからなる組み合わせ後方散乱光分布(２００)を示す３次元（３Ｄ）データ表現の側面図である。図２Ｂは、図２Ａに示したものと同じ組み合わせ後方散乱光分布(２００)を示す立体三次元データ表現を示している。図２Ａおよび図２Ｂから理解されるように、図１Ｂの後方散乱(２６)は、解析が損なわれないように非対称の後方散乱光分布(１５)から十分に隔たったところに位置する。
【００２９】
光束(７)をある傾斜角により瓶の壁に当てる第３の理由が図２Ｃと、図２Ｄと、図２Ｅと、図２Ｆとに示されている。図２Ｃは、第１の光子が後方散乱される場所からの懸濁液(５)の内側の場所を破線(２９Ａ)で示しているが、これは入射光束(７)が内側壁−液体の界面(３)の１次光束衝突点(９)および２次光束衝突点(１１)にて瓶(１)のガラス壁に対する垂線と一致する場合のことである。この場合、図１Ａの画像形成手段(１２)および光検出器(１３)は、図２Ｃの瓶の壁に沿って全く同じＸ位置にすべて位置する第１の後方散乱光子に起因する後方散乱光子を受け取る。図２Ｅは、図２Ｃに示すような状況の液体−壁の界面に沿った投影距離Ｘに対する第１の後方散乱事象の作用を受ける光子の個数Ｙの関係の概略を示している。図２Ｅに記録された光分布は、高血液量に対応する実線の曲線と低血液量に対応する破線の曲線とを示している。
【００３０】
垂線入射の場合とは対照的に、図２Ｄは、第１の光子が破線(２９Ｂ)のように後方散乱されるところからの懸濁液(５)の内側の場所を示している。この構成では、入射光束(７)は、ガラス壁の１次光束衝突点(９)での垂線から角度Θだけずれる。当業者であれば理解できるように、光束(７)は、角度Θにて外側壁−空気の界面(２)に到達し、光の屈折のスネルの法則により、異なる角度で瓶の壁にて屈折する。このため、光束(７)は、Θよりも小さいが、Θに依存した角度Ωで内側壁−液体の界面(３)に到達する。図１Ｃは、角度ΘおよびΩと、入射光束(７)と、瓶の壁(１０)に対する垂線との間の関係を示している。図１Ａの画像形成手段(１２)および光検出器(１３)は、図２Ｄに示すように内側壁−液体の界面(３)の瓶の壁に沿った複数のＸ位置に配される第１の後方散乱光子に起因する後方散乱光子を受け取る。図２Ｆは、図２Ｄに示すような状況の内側壁−液体の界面(３)に沿った投影距離Ｘに対する第１の後方散乱事象の作用を受ける光子の個数Ｙの関係の概略を示している。ここもまた、図２Ｆの実線の曲線が高血液量に対応し、破線の曲線が低血液量に対応している。高血液量では、単位長さ当たりで、より多くの散乱事象が生じる。従って、高い後方散乱強度が内側壁−液体の界面(３)の２次光束衝突点(１１)の近傍にて観察されるが、この後方散乱強度は、散乱速度が大きいために２次光束衝突点(１１)からＸ方向に距離が長くなるほど比較的速く減衰する。低血液量では、単位長さ当たりで、より少ない散乱事象が生じる。従って、低い後方散乱強度が内側壁−液体の界面(３)の２次光束衝突点(１１)の近傍にて観察されるが、さらに多くの非散乱光子がより深く、懸濁液(５)中の一方の側に伝搬することができ、この後方散乱強度は、内側壁−液体の界面(３)での２次光束衝突点(１１)からＸ方向に距離が長くなるほど比較的ゆるやかに減衰する。従って、光束(７)を斜めの入射で瓶(１)に当てる上述のような本発明の一実施形態による装置では、低血液量および高血液量の瓶(１)をかなり高い確度で弁別する。
【００３１】
図３Ａは、移動光検出器を有する本発明の一実施形態による第２の装置の光学配置の概略を示す。第２の装置(６０)の一部は、図１Ａの光検出器(１３)がフォトダイオードなどの単純な光検出器(１９)で置き換えられていることを除き、図１Ａに示した第１の装置(５０)の一部と類似している。単純な光検出器(１９)は、狭いスリット(２１)を持つ不透明な板(２０)により遮蔽されている。単純光検出器(１９)を第１の両矢印(２２)の方向に沿って移動させることにより、図１Ｂに示した非対称空間の後方散乱光分布(１５)の一部を一方の軸線に沿って記録することができる。同じ結果は、光検出器(１９)を一方の位置に静止したままにしておき、画像形成手段(１２)を代わりに第２の両矢印２８に沿って移動させることにより得られる。
【００３２】
図３Ｂは、本発明の一実施形態による血液培養光学測定装置の全体の概略を示している。図１Ａに示した要素に加え、本発明の例示的一実施形態における光源(６)がレーザー励振器電源（レーザー励振器）(２３)に接続したレーザーとして示されている。光検出器(１３)は、本発明の例示的な一実施形態において、専用ＣＣＤ読み取り装置(２４)に接続されるＣＣＤカメラである。レーザー励振器(２３)およびＣＣＤ読み取り装置(２４)は、これら両機器共にデータを記録し、データ解析を実行し、測定結果をユーザに提示するための装置(７０)の作動を制御するコンピュータ(２５)に接続される。
【００３３】
さらに、当業者であれば理解できるように、コンピュータ(２５)は、ネットワーク（ＬＡＮ，ＷＡＮ，ワイヤレスインターネットまたは他の種類のネットワーク）に接続することができ、これによって１人または複数のユーザが装置(７０)を遠隔で使用したり、あるいは装置(７０)を自分自身で操作するか、もしくは他人が操作した結果としてデータを受信することができる。
【００３４】
本発明のいくつかの実施形態によると、完全な血液培養光学測定装置(７０)は、約５００nｍから１５００nｍまでの波長の範囲内の光を発する光源を具えることができる。好ましくは、波長範囲が約６００nｍから約１２００nｍまでの範囲である。本発明のより具体的な実施形態において、約６００nｍから７６０nｍまでの波長範囲内の光を発する光源を用いている。約６４０nｍから７２０nｍまでの波長範囲内の光を発する光源を用いた本発明の一実施形態による装置(７０)を使用することで、有利な結果が得られた。光源は、レーザーや、発光ダイオードまたは上記波長範囲内で十分な強度の光を発する他の光源とすることができる。本発明の例示的な一実施形態では、約６４０nｍの波長で約５mＷの出力を発する半導体レーザーを使用している。
【００３５】
本発明の他の実施形態によると、完全な血液培養光学測定システム(７０)は、単純な光検出器(１９)として移動するフォトダイオードを用いる第２の血液培養光学測定装置(６０)の一部を使用することができる。この装置(６０)はまた、周期的強度変調光束(７)および同期検出手段をさらに具えている。同期検出手段の一実施例は、ロックイン電圧計である。ロックイン電圧計を用いると、迷光と、残留室内光と、フォトダイオードの暗電流の効果による人為的要素とをなくすことができるため、確実な測定結果が得られる。リニアまたは二次元検出器アレイの場合であっても同じことが可能である。
【００３６】
（実施例１）
図４は、図３Ａに示す装置を用いて得られた１つの血液培養瓶における後方散乱光の空間分布の多数の記録を示している。光源(６)は、約６３３nｍの波長で約５mＷの出力を発するレーザーである。光束(７)は、瓶の壁に対する垂線から約３５度の角度だけずれている。ＰＮフォトダイオードが単純光検出器(１９)として用いられ、また狭いスリット(２１)の開口を使用した。光束(７)は、光学式チョッパー（図示せず）を用いて遮断され、単純光検出器(１９)からの信号は、Stanford Research Systems のＳＲ８５０ ＤＳＰ型 ロックイン増幅器を使用し、検出すると共に記録した。単純光検出器(１９)は、瓶の壁から１６mmの距離に対応する血液培養瓶の対称軸線に垂直なＸ方向に沿った非対称空間の後方散乱光分布(１５)を記録するためにモーター駆動の平行移動ステージに取り付けられた。（以下のすべての実施例において、これと同じ装置を使用している。）本明細書で述べられる実施例にて用いる血液培養瓶は、Becton Dickinson and Company （米国ニュージャージー州 Franklin Lakes）のＢＡＣＴＥＣ（登録商標）Standard/10 Aerobic/F 血液培養基を充填したＢＡＣＴＥＣ（登録商標）瓶として市販されている円柱状ガラス培養瓶であった。使用した瓶のいくつかからのデータは、多数の実施例および図に反映されている。
【００３７】
図４に示した結果を得るため、新鮮な血液５mＬを好気血液培養瓶に加え、長期間に亙って３，８，１３，２５，３２および４９時間と等しい時間で瓶の異なる場所で多数の記録を取った。図４の多数のプロットからわかるように、非対称な後方散乱光分布(１５)は、４９時間では実質的に安定している。図４から明らかなように、この４９時間の間に後方散乱分布がいつ記録されようと、実質的に同じプロットが得られる。しかしながら、非対称空間の後方散乱光分布(１５)とは対照的に、後方散乱現象(２６)によるスパイク状誤差信号(３０)は、記録毎に振幅の著しいばらつきを示す（例えば３０Ａ，３０Ｂ，３０Ｃの振幅のばらつきを参照）。しかしながら、このスパイク状誤差信号(３０)は、非対称空間の後方散乱光分布(１５)の左の十分に離れたところにあるため、このようなばらつきは、非対称空間の後方散乱光分布(１５)に関する測定に対し影響を及ぼさない。
【００３８】
図５は、図４からの非対称空間の後方散乱光分布(１５)の１つを示しており、また陽性血液培養瓶と陰性血液培養瓶とを弁別し、赤血球容積率と血液量との組み合わせを決定するために用いられるいくつかの相異なる特性パラメータを示している。図５中の「ＬＩＰ」という用語は「光衝突点」を指し、非対称空間の後方散乱光分布(１５)の特別な位置、つまり２次光束衝突点(１１)での後方散乱強度を示している。「ＩＡＬＩＰ」という用語は光衝突点での後方散乱強度を表す。「ＦＷＨＭ」は「半値全幅」を意味し、「ＭＡＸ」は波形の最大値を示す。「ＩＭＡＸ」という用語は、空間後方散乱分布での最大後方散乱強度を表す。「ＳＬ」は「傾き」を指す。緩やかに減衰するフランク(１８)における非対称空間の後方散乱光分布(１５)の傾きが対象であり、図６のデータの半対数表現は、傾きをどのように高精度で決定できるのかを示している。
【００３９】
本発明の実施形態による方法で用いることができる追加の解析的特徴としては、非対称空間の後方散乱分布(１５)の完全空間分布を解析することによって求められるパラメータがある。このような特徴は、与えられた閾値を超えるピクセル強度を持つ非対称空間の後方散乱分布(１５)の二次元像のピクセルの数、またはとりわけ非対称空間の後方散乱分布(１５)の二次元像のすべてのピクセル強度の総和を含む。さらに、非対称空間の後方散乱分布(１５)の追加の「処理済み解析的特徴」は、解析的特徴のうちの２つ以上の数学的結合により生成することができる。この実施例については、以下で詳述する。
【００４０】
図５および図６に示した特性パラメータは、培養瓶内の赤血球の個数に依存する。これは、赤血球の個数が多ければ多いほど、液体試料中を伝搬する光子に対する散乱事象の間の距離が短くなるためである。単位長さ当たりの散乱事象が多いと、観察される後方散乱分布に影響を及ぼす。赤血球の個数は、血液量と赤血球容積率値との組み合わせにより決定される。図５および図６に示した特性パラメータは、育成された微生物群の有無にも依存する。微生物が存在する場合、赤血球内のヘモグロビンは、微生物の代謝作用により「脱酸素化」される。このシステムにて一般的に用いられる光束の波長では、ヘモグロビンの吸収係数は、実質的に脱酸素化時に変化する。従って、培養瓶が陽性（つまり細菌が存在する）の場合、さらに多くの光子が吸収され、観察される非対称空間の後方散乱光分布(１５)に影響を及ぼす。血液量および育成された微生物群の有無の影響は、図７Ａ〜図９Ｃに示されている。
【００４１】
（実施例２）
図７Ａ〜図７Ｃは、第１の血液培養瓶に対照血液試料１mＬを入れ、第２の血液培養瓶に大腸菌と共に血液１mＬを入れた２つの血液培養瓶について、時間に対する光衝突点強度と、時間に対する強度の半値全幅の測定結果と、Ｘ位置グラフの時間に対する強度の傾きとをそれぞれ約１４４時間の期間に亙って示したグラフである。
【００４２】
（実施例３）
図８Ａ〜図８Ｃは、図７Ａ〜図７Ｃと同じパラメータであるが、血液５mＬを入れた第１の血液培養瓶と、大腸菌と共に血液５mＬを入れた第２の血液培養瓶とについて、同様なグラフを示している。
【００４３】
（実施例４）
図９Ａ〜図９Ｃは、図７Ａ〜図８Ｃと同じパラメータであるが、血液１０mＬを入れた第１の血液培養瓶と、大腸菌と共に血液１０mＬを入れた第２の血液培養瓶とについて、同様なグラフを示している。図７Ａ〜図９Ｃに示すように、５および１０mＬを含む血液培養瓶についても、すぐ前で説明した１mＬしか含まない血液培養瓶と同じ依存関係が存在する。
【００４４】
図１０は、０.５mＬから１０mＬまでの様々な量の血液を充填した血液培養瓶における後方散乱光の空間分布の多数の記録を示すグラフである。図１０は、実施例１の装置を用いて得られた０.５mＬから１０mＬまでの様々な量の血液を充填した血液培養瓶における後方散乱光の空間分布の多数の記録を示している。
【００４５】
図１１は、半対数表現の図１０のデータを示している。これから理解できるように、図１Ｂからの緩やかに減衰するフランク(１８)は、傾き値を決定するうえで都合のよい直線の形態をとる。
【００４６】
本発明は、その一形態において、本明細書で開示するような装置を用いて血液試料の量および赤血球容積率値を決定するための方法を提供する。一実施形態において、抽出される解析的特徴に関してあらかじめ記録された較正値を得る。次いで、試料の抽出された解析的特徴を得て較正値と比較し、試料の量および赤血球容積率値を決定する。本発明のいくつかの実施形態による方法では、光束(７)を１次光束衝突点で血液培養瓶(１)の外側空気−壁の界面（壁）(２)に当て、光束(７)が瓶の壁(２)の１次光束衝突点(９)での垂線(１０)から０から９０度の範囲の角度Θだけずれるようにする。角度Θが非常に小さくなる場合、光の生成される非対称空間の後方散乱分布(１５)は、ますます対称的になる。この対称空間分布は、懸濁液(５)の状態に関する情報もさらに含んでおり、本発明の一実施形態により利用することができる。しかしながら、上述のように角度Θを大きくすることによって得られる結果が改善され得る。従って、特定の例示的な一実施形態による方法では、約２５から４５度の範囲の角度Θを使用する。光束(７)がレーザーから出力され、瓶の壁(２)の１次衝突点(９)に対して垂線入射で当てられる場合、光束(７)は、レーザー(６)へと後方反射する。
【００４７】
本明細書ですでに使用しているように、「ＦＷＨＭ」という用語は「半値全幅」を表す。図２Ｂに示すように、後方散乱光の非対称空間分布は、２つの次元に延在するため、Ｘ軸線に沿って測定される「ＦＷＨＭＸ」とＹ軸線に沿って測定される「ＦＷＨＭＹ」とを弁別することができる。Ｙ軸線は、瓶の壁に垂直な平面内の瓶の壁に沿って向けられ、ＩＭＡＸの位置を含むが、Ｘ軸線に対して垂直に延在する。
【００４８】
「ＦＷＨＭ＊」という用語は、「ＩＡＬＩＰの半値全幅」を表す。すぐ上で説明したように、「ＦＷＨＭＸ＊」はＸ軸線に沿って測定することができ、「ＦＷＨＭＹ＊」は上述のＹ方向でＩＡＬＩＰの位置を含む平面内のＹ軸線と平行にＹ軸線に沿って測定することができる。
【００４９】
本明細書ですでに使用しているように、「ＳＬ」という用語は「傾き」を表す。緩やかに減衰するフランク(１８)の非対称空間の後方散乱分布(１５)の傾きを対象とするものであり、図６のデータの半対数表現は、高い精度で傾きをどのように決定できるのかを示している。図７の半対数表現から理解できるように、緩やかに減衰するフランク(１８)は、ある直線と「適合する」直線に対応した延在部分を示す。実用上の理由から、傾きは、与えられた係数で強度が減少する記録された非対称空間の後方散乱分布(１５)のＸ軸線に沿った距離の逆数として定義される。上で定義された傾きはＸ軸線に沿って測定されるため、用語「ＳＬＸ」を使用する。実用上の理由から、ＳＬＸに対しては値１０が好ましいが、当業者であれば、本発明の範囲から逸脱することなく、傾きの他の定義を使用することもできることを理解できよう。
【００５０】
幅と同様に、傾きもまたＹ軸線に沿って測定されるものとして定義される。傾き「ＳＬＹ」(１８Ａ)という用語は、与えられた係数で強度が減少する記録された非対称空間の後方散乱分布(１５)のＹ軸線に沿った距離の逆数として定義される。例示的な一実施形態では、係数１０を使用できるが、上述のように傾きの他の定義により他の係数も同等に可能である。
【００５１】
傾きの他の測定は、ＩＡＬＩＰの位置を含む平面内のＹ軸線に平行なＹ方向に沿って測定される「ＳＬＹ＊」(１８Ｂ)であり、ＳＬＹ＊(１８Ｂ)は、与えられた係数で強度が減少する記録された非対称空間の後方散乱分布(１５)のＹ方向に沿った距離の逆数として定義される。例示的な一実施形態では、係数１０を使用できるが、上述のように傾きの他の定義にて他の係数も同じく可能である。
【００５２】
（実施例６）
図１２は、３つの異なる赤血球容積率値の血液を充填した１２本の培養瓶に対して測定された血液量に対する傾きを示すグラフである。それぞれのデータ点は、異なる培養瓶を表す。
【００５３】
図１３は、１２本の培養瓶に対して測定されるような血液量と赤血球容積率との積に対する傾きを示すグラフである。それぞれのデータ点は、異なる培養瓶を表す。挿入された表は、上述の積が１２本の培養瓶内でどのように生成されたのかを示している。図１３に示したグラフから理解できるように、傾き値は、上述の血液量と赤血球容積率との積の関数として表すことができる。図１３の破線は、最良適合
Ｙ＝Ｋ×ＸM (１)
に対応し、Ｙ＝ＳＬは傾きを表し、Ｋ＝５.７０×１０-3は第１の定数であり、Ｘ＝ＶＯＬ×ＨＣＴは血液量（ＶＯ)Ｌと赤血球容積率の値（ＨＣＴ)との積であり、Ｍ＝０.７２は第２の定数である。図１３に示したデータに基づき、ＶＯＬとＨＣＴとの組み合わせ（ここでは積）は、傾きＳＬを測定し、式
ＶＯＬ×ＨＣＴ＝(ＳＬ/Ｋ)(1/M) (２)
に従ってＶＯＬ×ＨＣＴの値を計算することにより決定することができる。
【００５４】
支配的な赤血球の代謝の結果である細菌増殖曲線内のいわゆる「血液バックグラウンド」の人為的要素は血液充填量ＶＯＬに比例し、また赤血球容積率の値ＨＣＴに比例する。つまり、血液バックグラウンドの人為的要素は、与えられた血液培養瓶の赤血球の個数に相関する積ＶＯＬ×ＨＣＴに比例する。従って、積ＶＯＬ×ＨＣＴを決定するための式(２)によるアプローチは、上述のように最適化された検出アルゴリズムの設計に対し非常に有用な方法である。積が大きい場合、大きな血液バックグラウンドを期待しなければならず、検出アルゴリズムはエラー強さがあるものでなければならない。積が小さい場合、小さな血液バックグラウンドが期待でき、検出アルゴリズムを敏感なものにできる。このアルゴリズムは、本明細書で説明されている方法により決定されると、その後、与えられた試料に対する血液量または赤血球容積率値を確認するために使用することができる。
【００５５】
すでに説明したように、培養瓶に充填される血液試料の量は、十分に多くする必要があり、好ましくは１０mＬ程度である。微生物の種類によっては、患者血液１mＬ当たり細胞形成単位数が非常に小さくなる場合があるという事実から、培養瓶中で大量の血液を使用する必要が生じる。実際、患者の具合に応じて、最適な量よりも少ない量の血液が頻繁に用いられ、このような検査の信頼性に対し悪影響を及ぼす可能性がある。このような状況では、計測器内に装填されるすべての瓶内の患者血液の実際の充填量を決定する手順は、疑いもなく、大きなメリットを有する。傾きＳＬが本発明の一実施形態により決定された場合、血液量自体は、正確には決定できない。これは、図１４に示されており、与えられた傾き値に対する可能な量の範囲を両矢印の形で示している。しかし、図１４が示しているように、両矢印の長さが短くなるほど、血液充填量は少なくなる。従って、血液充填量自体を決定する際の不確定性は、量が少ない範囲では小さくなる。従って、本発明の一実施形態による方法は、真に「充填不足」の血液培養瓶、つまり１mＬ未満の血液試料を収容する瓶を識別するのに好適である。血液試料が少なくとも１つの微生物を含む可能性は比較的高いため、スケールの高容量端では、充填量を正確に知る決定的な必要性というのはないということ指摘しておいても無駄ではない。低容量端では、選択された１つの小血液量分は、微生物を含まない可能性があり、その結果、偽陰性の培養物が得られる。
【００５６】
（実施例７）
図１５は、異なる赤血球容積率の値の血液を充填した１２本の培養瓶に対して決定された血液量に対するレーザー衝突点について測定された後方散乱強度を示すグラフである。図１５は、血液量に対するレーザー衝突点において測定された後方散乱強度ＩＡＬＩＰを示している。それぞれのデータ点は、異なる培養瓶を表す。
【００５７】
図１６は、１２本の培養瓶に対して測定される血液量と赤血球容積率との積に対するレーザー衝突点で測定された後方散乱強度を示すグラフである。それぞれのデータ点は、異なる培養瓶を表す。挿入された表は、上述の血液量と赤血球容積率との積が１２本の培養瓶内でどのように生成されたのかを示している。レーザーを使用しているので、図１６および他の図は、「光衝突点での強度」の代わりに「レーザー衝突点」という言い回しを含む。図１６の破線は、最良適合
Ｙ＝Ａ×Ｘ (３)
に対応する。
【００５８】
ただし、Ｙ＝ＩＡＬＩＰはレーザー衝突点での強度を表し、Ａ＝３.０５×１０-6は定数であり、Ｘ＝ＶＯＬ×ＨＣＴは血液量ＶＯＬと赤血球容積率の値ＨＣＴとの積である。定数Ａの値が使用した装置の正確な詳細に依存することに留意されたい。図１６に示したデータに基づき、ＶＯＬとＨＣＴとの組み合わせ（ここでは積）は、強度ＩＡＬＩＰを測定し、式
ＶＯＬ×ＨＣＴ＝ＩＡＬＩＰ/Ａ (４)
に従ってＶＯＬ×ＨＣＴの値を計算することにより決定することができる。
【００５９】
血液量自体の決定に関する類似の考慮事項は、図１４に関して説明したように適用される。
【００６０】
（実施例８）
図１７は、様々な量の血液を充填した１２本の血液培養瓶における図４に示したような後方散乱光の空間分布の記録についての積分の値を示すグラフである。積分は、空気−ガラスの界面から発する約２.８mmのＸ位置の近傍のばらつきの大きい散乱ピークを除外するため、約３.５mmのＸ位置から始めた。積分は、３つの異なる赤血球容積率値の血液を充填した培養瓶に対して測定された積ＶＯＬ×ＨＣＴに関してプロットされる。それぞれのデータ点は、異なる培養瓶を表す。挿入された表は、積がどのように生成されたのかを示している。図１７の破線は、最良適合
Ｙ＝Ｕ×[１−exp(−Ｘ/Ｖ)] (５)
に対応する。
【００６１】
ただし、Ｙ＝ＩＮＴＥＧは積分値を表し、Ｕ＝３.７０９×１０-3は第１の定数であり、Ｘ＝ＶＯＬ×ＨＣＴは血液量ＶＯＬと赤血球容積率の値ＨＣＴとの積であり、Ｖ＝１６２.５２は第２の定数である。さらに、定数ＵおよびＶの値は、使用した装置の正確な詳細に依存する。図１９に示したデータに基づき、ＶＯＬとＨＣＴとの組み合わせ（ここでは積）は、本発明の実施形態により積分ＩＮＴＥＧを測定し、式
ＶＯＬ×ＨＣＴ＝−Ｖ×ln[１−(ＩＮＴＥＧ/Ｕ)] (６)
に従ってＶＯＬ×ＨＣＴの値を計算することにより決定することができる。
【００６２】
図１８は、血液量と赤血球容積率との積（ＶＯＬ×ＨＣＴ）に対する１２本の血液培養瓶における後方散乱光の空間分布の記録からの半値全幅の逆数（「１／ＦＷＨＭ」）を示すグラフである。それぞれのデータ点は、異なる培養瓶を表す。挿入された表は、積がどのように生成されたのかを示している。図２０の破線は、最良適合
Ｙ＝Ｃ＋Ｄ×Ｘ (７)
に対応する。
【００６３】
ただし、Ｙ＝１／ＦＷＨＭは半値全幅の逆数を表し、Ｃ＝０.０８２２は第１の定数であり、Ｘ＝ＶＯＬ×ＨＣＴは血液量ＶＯＬと赤血球容積率値ＨＣＴとの積であり、Ｄ＝１.１６×１０-3は第２の定数である。図２０に示したデータに基づき、ＶＯＬとＨＣＴとの組み合わせ（ここでは積）は、本発明の実施形態による傾きＳＬを測定し、式
ＶＯＬ×ＨＣＴ＝{(１/ＦＷＨＭ)−Ｃ}/Ｄ (８)
に従ってＶＯＬ×ＨＣＴの値を計算することにより決定することができる。
【００６４】
図１９は、血液量と赤血球容積率との積（ＶＯＬ×ＨＣＴ）に対する血液培養瓶における後方散乱光の空間分布の記録から、図１２に示したレーザー衝突点ＬＩＰと最大値ＭＡＸとの間のＸ軸線に沿った距離の逆数を示すグラフである。それぞれのデータ点は、異なる培養瓶を表す。図１９の破線は、最良適合
Ｙ＝Ｂ×Ｘ (９)
に対応する。
【００６５】
ただし、Ｙ＝１／ＤＩＳＴは図１２に示したレーザー衝突点ＬＩＰと最大値ＭＡＸとの間のＸ軸線に沿った距離の逆数を表し、Ｂ＝５.９０×１０-3は定数であり、Ｘ＝ＶＯＬ×ＨＣＴは血液量ＶＯＬと赤血球容積率値ＨＣＴとの積である。図１９に示したデータに基づき、ＶＯＬとＨＣＴとの組み合わせ（ここでは積）は、本発明の実施形態により距離の逆数１／ＤＩＳＴを測定し、式
ＶＯＬ×ＨＣＴ＝(１/ＤＩＳＴ)/Ｂ (10)
に従ってＶＯＬ×ＨＣＴの値を計算することにより決定できる。
【００６６】
上に示したように、本発明の一実施形態による方法は、非対称空間の後方散乱光分布(１５)の解析的特徴ＳＬ，ＩＡＬＩＰ，ＩＮＴＥＧ，（１／ＦＷＨＭ）または（１／ＤＩＳＴ）を抽出し、前記抽出された解析的特徴と、このような特徴のあらかじめ記録されている値とを比較することにより、培養瓶内に充填されている血液試料の量と赤血球容積率値との組み合わせを決定するために用いることができる。上述の本発明の例示的なすべての実施形態において、抽出された特徴は、すべてＸ軸線に沿って記録される。類似の解析的特徴は、Ｙ軸線に沿って定義および記録することができる。さらに、本発明の実施形態による方法における解析的特徴は、後方散乱光の完全空間分布を解析することによって求められるパラメータを含むこともできる。このような特徴は、与えられた閾値を超えるピクセル強度を持った前記非対称光分布の二次元像内のピクセルの数、またはとりわけ、前記非対称光分布の二次元像内のすべてのピクセル強度の総和を含むことができる。
【００６７】
非対称空間の後方散乱光分布(１５)の追加の処理済み解析的特徴は、２つまたはそれ以上の解析的特徴の数学的結合により生成することができる。使用可能な数学的結合は、限定はしないが、総和，差分，積，比またはとりわけ巾乗を含む。
【００６８】
処理済み解析的特徴を生成する他の実施例では、上述のすべてのステップを使用し、ＰＲＯＤSL，ＰＲＯＤIALIP，ＰＲＯＤINTEG，ＰＲＯＤFWHMおよびＰＲＯＤDISTなどの積を個別に決定することにより、積ＰＲＯＤ＝ＶＯＬ×ＨＣＴに対する値を決定し、次いで式
ＰＲＯＤAV＝(ＰＲＯＤSL＋ＰＲＯＤIALIP＋ＰＲＯＤINTEG＋ＰＲＯＤFWHM＋ＰＲＯＤDIST)/５ (11)
に従って個々の結果を組み合わせて平均の積ＰＲＯＤAVを得る。
【００６９】
式(１１)による手順はエラー強さがあり、前記積に対する信頼度の高い値ＰＲＯＤAVを生成する。
【００７０】
上述したように十分に多い血液量を得る重要性に加え、通常の状態が陰性であることが望ましいので、迅速に血液培養瓶などの封止可能な容器内の血液培養物の状態を調べることも重要である（つまり、存在し得る微生物の個数は非常に少ないままである）。
【００７１】
本発明の一実施形態により培養瓶内の血液培養物の状態をチェックし、血液培養瓶の陽性，陰性を迅速に弁別することができる。この実施形態では、光束(７)を１次光束衝突点(９)で血液培養瓶(１)の外側空気−壁の界面（壁）(２)に当て、光束(７)が瓶の壁(２)の１次光束衝突点(９)での垂線(１０)から０から９０度の範囲の角度Θだけずれるようにする。角度Θが非常に小さくなる場合、光の生成される非対称空間の後方散乱分布(１５)がますます対称的になる。対称空間分布は懸濁液(５)の状態に関する情報もさらに含み、本発明の実施形態による方法で使用することができる。しかしながら、上述のように角度Θを大きくすることにより、得られる結果が改善され得る。従って、特定の例示的な一実施形態による方法では、約２５から４５度の範囲の角度Θを使用する。光束(７)がレーザーから出力され、瓶の壁(２)の１次衝突点(９)に対して垂線入射で当てられる場合、光束(７)は、レーザー(６)内に後方反射する。
【００７２】
（実施例９）
図２０は、新鮮な血液の対照試料１mＬを入れた第１の血液培養瓶と、血液および育成させた大腸菌培養物の試料１mＬを入れた第２の血液培養瓶とについて、時間に対する光衝突点強度を約５日間に亙って示すグラフである。
【００７３】
図２０の第１の測定は、瓶のうちの１つに微生物として約２０個の大腸菌を接種した直後に行われた。このため、時刻０では、大腸菌データは、一般的な微生物なしの対照瓶のデータに近い。次いで、大腸菌を約１２時間保温したところ、完全陽性培養瓶ができあがった。大腸菌瓶が細菌培養器に入れられている間に対照瓶に対し、さらに２回測定を実施した。１２時間後、両方の瓶を室温に保った。図２０の２つのプロットから、解析的特徴ＩＡＬＩＰが約５日間の監視期間に対照瓶と大腸菌瓶とで実質的な差を示すことがわかる。後述の追加の測定は、非常に似た条件の下で実施された。すべての場合において、測定はＸ軸線に沿って実施され、従って「ＦＷＨＭＸ」という用語は短縮され、単に「ＦＷＨＭ」とされた。同じ短縮が他のすべての用語に対しても適用された。
【００７４】
図２１は、新鮮な血液の対照試料１mＬを入れた第１の血液培養瓶と、血液および育成させた大腸菌培養物の試料１mＬを入れた第２の血液培養瓶とについて、時間に対する後方散乱光の空間分布の半値全幅（ＦＷＨＭ）を約５日間に亙って示すグラフである。ここでもまた、約５日間の監視期間全体に亙り、ＦＷＨＭに実質的差がある。図２２から図２８は、対照瓶と陽性瓶(２)との間で測定された解析的特徴に実質的な差があることを示している。
【００７５】
図２２は、新鮮な血液１mＬの対照試料を入れた第１の血液培養瓶と、血液および育成させた大腸菌培養物の試料１mＬを入れた第２の血液培養瓶とについて、図２３および図２４に従った経過時間グラフに対する後方散乱光の空間分布の傾きを約５日間に亙って示すグラフである。
【００７６】
（実施例１０）
図２５は、新鮮な血液の対照試料５mＬを入れた第１の血液培養瓶と、血液および育成させた大腸菌培養物の試料５mＬを入れた第２の血液培養瓶とについて、時間に対する光衝突点の強度を約５日間に亙って示すグラフである。
【００７７】
図２６は、新鮮な血液の対照試料５mＬを入れた第１の血液培養瓶と、血液および育成させた大腸菌培養物の試料５mＬを入れた第２の血液培養瓶とについて、時間に対する後方散乱光の空間分布の半値全幅（ＦＷＨＭ）を約５日間に亙って示すグラフである。
【００７８】
図２７は、新鮮な血液５mＬの対照試料を入れた第１の血液培養瓶と、血液および育成させた大腸菌培養物の試料５mＬを入れた第２の血液培養瓶とについて、図２５および図２６に従った経過時間グラフに対する後方散乱光の空間分布の傾きを約５日間に亙って示すグラフである。
【００７９】
（実施例１１）
図２８は、新鮮な血液の対照試料１０mＬを入れた第１の血液培養瓶と、血液および育成させた大腸菌培養物の試料１０mＬを入れた第２の血液培養瓶とについて、時間に対する光衝突点の強度を約５日間に亙って示すグラフである。
【００８０】
図２９は、新鮮な血液の対照試料１０mＬを入れた第１の血液培養瓶と、血液および育成させた大腸菌培養物の試料１０mＬを入れた第２の血液培養瓶とについて、時間に対する後方散乱光の強度の空間分布の半値全幅（ＦＷＨＭ）を約５日間に亙って示すグラフである。
【００８１】
図３０は、新鮮な血液１０mＬの対照試料を入れた第１の血液培養瓶と、血液および育成させた大腸菌培養物の試料１０mＬを入れた第２の血液培養瓶とについて、図２８および図２９に従った経過時間グラフに対する後方散乱光の空間分布の傾きを約５日間に亙って示すグラフである。
【００８２】
（実施例１２）
図３１は、新鮮な血液１０mＬに対し育成しきった大腸菌培養物を入れた血液培養瓶(１)となる陰性血液培養瓶（つまり、対照血液培養瓶）(２)の後方散乱分布変化を例示するグラフである。
【００８３】
（実施例１３）
図３２は、第１の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１mＬを入れ、第２の血液培養瓶に血液および育成された大腸菌培養物１mＬを入れ、第３の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液５mＬを入れ、第４の血液培養瓶に血液および育成された大腸菌培養物５mＬを入れ、第５の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１０mＬを入れ、第６の血液培養瓶に血液および育成された大腸菌培養物１０mＬを入れた６本の血液培養瓶について、約６日間に亙って記録され、光衝突点での後方散乱強度(ＩＡＬＩＰ)に対するＦＷＨＭを示す二次元（２Ｄ）グラフである。この二次元プロットを生成するため、図２０，図２１，図２５，図２６，図２８および図２９に示したすべてのデータ点を使用した。図３２の点の６つの集合は、未知の状態の瓶について５日間のうちの与えられた時刻に測定を１回だけ行った場合に予測できる誤差についての情報を与える。これから理解されるように、データ点に一定の広がりがあるにもかかわらず、対照瓶の３つのグループ（１，５および１０mＬ）と、陽性瓶の対応するグループとの間の明確な分離が可能である。
【００８４】
以下で説明するような本発明の実施形態による方法、および図３２の二次元表現を用い、育成された微生物群が存在するか存在しないかに関係する決定は、検査対象の瓶(１)について測定されたデータを、あらかじめ記録した較正データと比較することにより行うことができる。例えば、図２２，図２５〜図３０および図３２に示した測定結果は、既知の状態の瓶からのデータを表しているため、このデータは、未知の状態の瓶に関する将来の測定用の較正データとして使用することができる。
【００８５】
（実施例１４）
図３３は、第１の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１mＬを入れ、第２の血液培養瓶に血液および育成された大腸菌培養物１mＬを入れ、第３の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液５mＬを入れ、第４の血液培養瓶に血液および育成された大腸菌培養物５mＬを入れ、第５の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１０mＬを入れ、第６の血液培養瓶に血液および育成された大腸菌培養物１０mＬを入れた６本の血液培養瓶について、約６日間に亙って記録され、ＩＡＬＩＰに対するＳＬを示す二次元グラフである。
【００８６】
図３３に示した二次元プロットを生成するため、図２０，図２２，図２５，図２６，図２８および図２９に示したデータ点を用いた。ここでもまた、対照瓶と陽性瓶との明確な弁別が明らかである。
【００８７】
（実施例１５）
図３４は、第１の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１mＬを入れ、第２の血液培養瓶に血液および育成された大腸菌培養物１mＬを入れ、第３の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液５mＬを入れ、第４の血液培養瓶に血液および育成された大腸菌培養物５mＬを入れ、第５の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１０mＬを入れ、第６の血液培養瓶に血液および育成された大腸菌培養物１０mＬを入れた６本の血液培養瓶について、約６日間に亙って記録され、ＩＡＬＩＰ対ＦＷＨＭ対ＳＬを示す３次元（３Ｄ）グラフである。図３４の三次元プロットを生成するため、図２０〜図２２および図２５〜図３０に示したデータ点を用い、図３２および図３３に示されているものよりも、対照瓶と陽性瓶との間のさらに良好な弁別が明らかである。
【００８８】
（実施例１６）
図３５は、第１の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液５mＬを入れ、第２の血液培養瓶に育成された大腸菌培養物を含む血液５mＬを入れ、第３の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１０mＬを入れ、第４の血液培養瓶に育成された大腸菌培養物を含む血液１０mＬを入れた４本の血液培養瓶について、処理された後方散乱分布の解析的特徴Ｑ５の測定結果を約６日間に亙って示している。図３５は、接種以降の経過時間に対する処理済み特徴Ｑ５を、二次元データ表現で示している。処理済み解析的特徴Ｑ５は、式(１２)により解析的特徴ＩＡＬＩＰ，ＦＷＨＭおよびＳＬを組み合わせることにより生成される。
式(１２)：
Ｑ５＝{１０4×(ＩＡＬＩＰ×ＦＷＨＭ)1.5}/ＳＬ
ＩＡＬＩＰ，ＦＷＨＭおよびＳＬの定量的組み合わせは、対照瓶データと陽性瓶データとの最大の分離が得られるよう、ただし血液量に対するＱ５の依存性が最小となるように選択される。図３７において、正方形の記号は５mＬのデータを表し、丸形の記号は１０mＬのデータを表す。対照点の大半は、領域Ａ内に位置し、大腸菌点の大半は、領域Ｂ内に位置している。破線Ｃは、接種時間に対応している。予想通り、接種直後に測定された大腸菌データ点は、対照データ点に非常に近いところに位置する。全体として、ごく短時間が経過した後、対照データ点と大腸菌データ点との間に完全な分離がある。従って、処理済み特徴Ｑ５は、対応する血液培養瓶(１)内の育成された微生物群の有無に関係する決定を下すための優れたデータとなる。
【００８９】
（実施例１７）
図３６は、第１の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１mＬを入れ、第２の血液培養瓶に育成された大腸菌培養物を含む血液１mＬを入れ、第３の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液５mＬを入れ、第４の血液培養瓶に育成された大腸菌培養物を含む血液５mＬを入れ、第５の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１０mＬを入れ、第６の血液培養瓶に育成された大腸菌培養物を含む血液１０mＬを入れた６本の血液培養瓶(２)について、後方散乱分布の処理済み解析的特徴Ｑ５の測定結果の第２集合を約６日間に亙って示している。図３５に関し上述のように、図３６に示した大半の対照データ点は、第１の領域Ｄ内に位置し、大半の大腸菌データ点は、第２の領域Ｅ内に位置する。「ずれの値」は、接種直後に観察されたデータ点のみである。従って、図３６は、本発明の実施形態による方法が１mＬから１０mＬまでの血液量の範囲について、陰性血液培養瓶と陽性血液培養瓶とを迅速に弁別できることを実証している。
【００９０】
（実施例１８）
図３７は、第１の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１mＬを入れ、第２の血液培養瓶に育成された大腸菌培養物を含む血液１mＬを入れ、第３の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液５mＬを入れ、第４の血液培養瓶に育成された大腸菌培養物を含む血液５mＬを入れ、第５の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１０mＬを入れ、第６の血液培養瓶に育成された大腸菌培養物を含む血液１０mＬを入れた６本の血液培養瓶(２)について、後方散乱分布の後処理パラメータＱ５の平均値を示し、対照試料と、血液を育成された大腸菌培養物と共に含む試料との両方について、１５mＬの血液に対する推定を表す破線をさらに含んでいる。図３７の破線は、１５mＬの血液に対する推定を表す。そのすべての対照データ点は第１の領域Ｆ内にあり、すべての大腸菌データ点は、第２の領域Ｇ内にあり、１mＬから１５mＬまでの血液量の範囲内で陰性血液培養瓶と陽性血液培養瓶とを弁別する本発明の実施形態による方法の能力を示している。
【００９１】
図３８は、本発明の一実施形態により育成された微生物群の有無を判定する方法を示すフローチャートである。このフローチャートは、検査対象の血液培養瓶の状態を判別するため、図３６に示したデータを用いる本発明の一実施形態による方法のステップを示す。図３８に示したフローチャートに表される方法は、約１mＬから１５mＬまでの血液量の値の範囲について適用可能である。
【００９２】
血液培養瓶(１)が陽性であるが陰性であるかを判定するためのこの実施形態の方法２３００は、ステップ２３０から始まる。ステップ２３０において、血液培養瓶(１)が図３Ａに示すような装置に置かれ（他の構成も利用できるが、本明細書で説明したように本発明の方法を実施する）、像（つまり非対称空間の後方散乱分布(１５)）が光検出器(１９)により記録され、結果が格納される。本発明の一実施形態において、結果（図４に示したものと類似）がデジタル化され、光検出器(１９)に接続されたコンピュータ２５に格納され、場合によってネットワーク（ＬＡＮ，ＷＡＮやインターネットなど）を介してオペレータにより遠隔アクセスされる。手動によるか、またはデータ解析ソフトウェアを利用することにより、ＩＡＬＩＰがステップ２３２にて決定され、ＦＷＨＭがステップ２３４にて決定され、ＳＬ(１８)がステップ２３６にて決定される。次いで、オペレータまたはソフトウェアは、ステップ２３８にて式(１)（上述）によりＱ５を決定する。決定ステップ２４０において、Ｑ５は第１の閾値Ｔ１と比較される。本発明の特定の一実施形態において、Ｔ１が２.５に設定されるが、当業者であれば理解できるように、そうである必要はない。Ｔ１の他の値は、用いられる異なる傾きの式に応じて利用することができ、これについても上述した通りである。
【００９３】
Ｑ５が２.５よりも大きい場合（決定ステップ２４０から「YES」の経路）、ステップ２４２にて判定が行われ、血液培養試料が陰性であること、または血液培養瓶(１)内に極少量の細菌があるという通知がオペレータに対してなされる。この場合、さらに検査するために血液培養瓶を自動細菌検出システムに装填することが推奨され、認識されよう。Ｑ５が２.５よりも小さい場合（決定ステップ２４０から「NO」の経路）、決定ステップ２４４にてＱ５がＴ２よりも小さいか否かということに対する第２の判定が行われる。本発明のこの実施形態において、Ｔ２は１.３に設定される。Ｑ５がさらに１.３よりも小さい場合（決定ステップ２４４から「YES」の経路）、血液培養瓶(１)が陽性であるか、または血液培養瓶(１)内にある種の細菌があるという判定が行われる。この場合、血液培養瓶(１)を自動細菌検出システムに装填する必要性はない。その代わり、血液培養瓶(１)の細菌同定および抗菌薬感受性について、すぐに検査することができる。ここでの利点は、微生物の存在に関する結果を直ちに利用でき、また自動細菌検出システム内に無駄な占有空間を持たないという点である。しかしながら、Ｑ５が１.３よりも大きい（ただし、２.５未満）場合、ステップ２４６にて決定されたように血液培養瓶(１)内に細菌が存在する可能性がある（決定ステップ２４４から「NO」の経路）。この場合、細菌個体群は、発生段階にある場合があり、推定結果の確認のために瓶を自動検出システムに装填することが勧められる。
【００９４】
上述した本発明の実施形態による方法は、非常に迅速かつ高度な自動化機械の場合、血液培養瓶(１)を図３Ａに示した装置によって解析されるように、コンベヤに装填する時点に至るまで完全自動的で行うことができる。データは迅速に編成され、格納され、次いでネットワーク（上述）上で共有され、レポートが生成され、というように進行し得る。
【００９５】
（実施例１９）
図３９は、第１の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１mＬを入れ、第２の血液培養瓶に育成された大腸菌培養物を含む血液１mＬを入れ、第３の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液５mＬを入れ、第４の血液培養瓶に育成された大腸菌培養物を含む血液５mＬを入れ、第５の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１０mＬを入れ、第６の血液培養瓶に育成された大腸菌培養物を含む血液１０mＬを入れた６本の血液培養瓶について、式（式１３および式１４）により定義された解析的特徴ＩＡＬＩＰと、処理済み解析的特徴Ｐ１およびＱ１との６日平均値を示す三次元グラフである。
式(１３)：
Ｐ１＝ＩＡＬＩＰ×ＦＷＨＭ
および
式(１４)：
Ｑ１＝Ｐ１/ＳＬ
【００９６】
図３９と図３４とを比較することにより、上で定義したような処理済み解析的特徴は、陰性血液培養瓶(１)と陽性血液培養瓶(１)との改善された弁別を可能にする。上述のような処理済み解析的特徴Ｐ１，Ｑ１およびＱ５は、多数の可能な処理済み解析的特徴のうちのごく少数の例に過ぎない。陽性血液培養瓶と陰性血液培養瓶とを弁別するために用いることができる他の処理済み解析的特徴を生成することは、本発明の精神および範囲内にある。解析的特徴自体についても同じくことが言える。この場合、他の解析的特徴をさらに選択して使用することができる。本発明のいくつかの実施形態による方法は、育成された微生物群の有無に関係する決定を下すために二次元または三次元データ表現およびフローチャートに決して限定されない。その代わり、専用ソフトウェアを使用し、検査対象の瓶から得られる新しいデータを既知の状態の他の血液培養瓶(１)からのあらかじめ記録された較正データと比較することができる。
【００９７】
（実施例２０）
図４０は、１２本の血液培養瓶(１)について時間に対する後方散乱分布の後処理パラメータＱ５を約６日間に亙って示す二次元グラフであり、６本の瓶には２から１２mＬの様々な量による新鮮な血液の対照試料が入り、残り６本の瓶には２から１２mＬの様々な量による育成された大腸菌培養物を含む血液の試料が入っている。図４２は、図３８と同じデータを示しているが、６本の対照瓶と表皮ブドウ球菌およびＢ群連鎖菌の育成された培養物を含む６本の瓶とについて、約６日間に亙って測定され、２mＬから１２mＬの新鮮な血液から得られた結果が加えられている。図４０は、図３６に示したものとほとんど同じ領域ＤおよびＥを含む。これから理解されるように、ほとんどすべての対照は、領域Ｄ内に配されている。図４０の真円は大腸菌データを表し、完全な正方形は表皮ブドウ球菌データを表し、菱形はＢ群連鎖菌データである。対照と表皮ブドウ球菌との分離は、対照と大腸菌との分離によく似ているが、分離は、Ｂ群連鎖菌の場合の方がなおいっそう優れている。
【００９８】
本明細書で述べたものと類似の結果は、以下の微生物種の育成された培養物を含む血液培養瓶により得られる。
黄色ブドウ球菌
緑膿菌
肺炎球菌
エンテロバクタークロアカエ
腸球菌
肺炎桿菌
Ａ群連鎖菌
髄膜炎菌
淋菌
【００９９】
このリストは、本明細書で説明した本発明の実施形態に関していっさい含まれるものでも、制限的であるものでもない。このリストは、単に本発明の実施形態のシステムおよび方法を使用することにより検出することができる微生物の種類の一部の一例として示されているだけである。
【０１００】
上述したように、「まだ陰性」である瓶は、微生物をまったく含まないか、またはその患者が実際に細菌に感染している場合、比較的少数の微生物しか含んでいない可能性がある。「まだ陰性の瓶」の場合、どのような微生物が存在するかは問題にならないことに留意されたい。本発明の一実施形態による方法は、培養瓶を明確に「まだ陰性」に分類する。
【０１０１】
本発明のいくつかの実施形態において、これらの方法（つまり血液試料の量および赤血球容積率値を測定する方法や、陽性の血液培養物と陰性の血液培養物とを迅速に弁別する方法）は、同時にまたは別々の時間に行う（つまり一方の方法を他方の方法の前に行う）ことができる。異なる時間に行われる場合、これらの方法は任意の順序で行うことができる。
【０１０２】
この実施形態の方法は、陰性血液培養瓶と陽性血液培養瓶とを迅速に弁別できることのほかに、血液培養瓶中の微生物の検出にもさらに適用することができる。上述したように正確に開始しても、検査対象のすべての瓶がまだ陰性であることが知られよう。上の方法は、５日間など長期間に亙って１０分毎に繰り返しモードで検査対象の瓶に適用される。特定の瓶内に存在する微生物群がその数を十分に増やした場合、本発明による解析的特徴および処理済み特徴が変化を示し、これは陽性の兆候である。
【０１０３】
本発明の方法は、樹脂ビーズがあるか、あるいはない好気血液培養瓶に作用する。これらの方法は、赤血球がある種の化学物質により破裂させられる溶解血液培養瓶にも作用する。他の種類の培養容器を同様に用いることができる。異なる解析的特徴について得られる正確な値は、レーザー波長と、説明したような光束と瓶の壁に対する垂線との間の角度と、画像形成条件と、特に用いた光検出器などの使用される装置の具体的詳細とに依存する。これらの方法は、必要な較正データが生成され、等しい実験条件の下であらかじめ記録されている場合、装置のわずかに修正された実験詳細についてもさらに機能する。
【０１０４】
本発明の上述のすべての実施形態において、光束は、これが瓶の壁の１次光束衝突点における垂線から０から９０度の範囲のある角度だけずれるように、血液培養瓶の壁の１次光束衝突点に当てられる。角度が非常に小さくなる場合、後方散乱光の生成される空間分布は、より対称的となる。非対称分布で形成される情報は有益であるが、対称空間分布は血液培養試料の状態に関する情報をも伝達する。
【０１０５】
図４１は、図１Ａの装置に類似しているが、光ファイバアレイの形態である画像形成手段を持った本発明の一実施形態による装置の概略図である。図４１は、光源(１０６)により放出される光束(１０７)が瓶の外側壁の界面(１０２)の１次光束衝突点(１０９)でレンズ(１０８)により血液培養瓶(１００)の壁(１０１)に集束され、光束(１０７)が１次光束衝突点(１０９)にて瓶の壁(１０１)の垂線(１１０)から角度Ωだけずれる他の構成(７０)を示している。光束(１０７)は、壁(１０１)で屈折し、２次光束衝突点(１１１)にて瓶の内側壁の界面(１０３)に到達し、そこで光束は血液培養物懸濁液に入り、非対称空間の後方散乱分布を生じる。光ファイバアレイ（ファイバ）(１１４)は、瓶の外側壁の界面(１０２)に対向して配され、血液培養物により再放出された光子がファイバ(１１４)の入力端に入るようにブロック(１１２)を用いて適所に保持される。ファイバ(１１４)の出力端は、専用ＣＣＤ読み取り器(１１５)に接続された電荷結合素子（ＣＣＤ）アレイ(１１３)に光学的に結合されている。ファイバ(１１４)の入力端は、外壁の界面(１０２)の近傍に配され、前記ファイバ(１１４)のファイバ出力端は、ＣＣＤアレイ(１１３)の近傍にあるという事実により、図４１に示した配列を「近焦点構成」と呼ぶことができる。
【０１０６】
他の実施形態が図４２に示されている。図４２の装置(８０)は、取り付けられた光励起ファイバ(１１７)を持つレーザー(１１６)が光源として存在しているという点で図４１の装置と異なり、この場合、励起ファイバ(１１７)の出力端が瓶の壁(１０１)の外側壁の界面(１０２)の１次光束衝突点(１０９)に配される。この構成において、ファイバ(１１７)の軸線は、その出力端のところで、瓶の壁の界面(１０２)の１次光束衝突点(１０９)にて垂線からある角度だけずれる。図４２の装置(８０)は、図１Ａ，図３Ａおよび図３Ｂに示した配列に実質的に類似している。図４２に示した本発明の実施形態による装置(８０)には、光束が大気中で伝搬せず、光学素子の高精度な光学的調整を必要とせず、図４２による装置(８０)は幾分サイズを小さくできるという利点がある。
【０１０７】
図４３Ａおよび図４３Ｂはまた、他の実施形態を示している。図４３Ａおよび図４３Ｂの装置(１００)は、第２の非対称空間の後方散乱光分布(１２４)を光検出器(１１３)に映し出すための光ファイバアレイ(１１４)が存在するという点で図４２の装置(８０)と類似している。この装置(１００)は、レーザー(１１６)からの光を瓶の壁(１０１)に当てる励起ファイバ(１１７)も具えている。しかしながら、図４２の装置における励起ファイバの出力端は、ファイバアレイの一端の近傍に配されるが、図４３Ａの装置の励起ファイバ(１１７)の出力端は、ファイバアレイ(１１４)の中心近くに配される。励起ファイバ(１１７)の軸線は、その出力端にて外側壁の界面の１次光束衝突点(１０９)の垂線(１２５)からある角度Φだけずれる。図４５Ａおよび図４５Ｂの構成を使用することにより、第２の非対称空間の後方散乱光分布(１２４)が生成されるが、これは、上述の本発明の実施形態による他の装置の場合と同様である。第２の非対称空間の後方散乱光分布(１２４)を生成することにより、上で詳しく説明したように、血液量の少ない場合の陽性の血液培養物と陰性の血液培養物とを弁別する能力が改善される。図４３Ａおよび図４３Ｂの配列において、ファイバアレイ(１１４)は、上述の本発明の実施形態による装置(６０，７０，８０)にて採用した方向に対して垂直に配向される第２の非対称空間の後方散乱光分布(１２４)の断面を捕捉する。
【０１０８】
図４４Ａは、２つの異なる位置で血液培養瓶から再び現れる光強度を測定するために２つの光検出器を有する一実施形態を示している。図４４Ａに示した装置(１００)は、図１Ａに示した血液培養物光学測定装置(５０)から余分な装備を取り除いたものとして考えられている。図１Ａの装置(５０)は、後方散乱光の空間分布の全断面を一平面上に結像し、光検出器(１３)を用いてそれを記録している。図４４Ａに示した装置(１００)において、非対称空間の後方散乱光分布の２つの別々の点状位置からの後方散乱強度のみが監視され、記録される。２つの強度のみを測定することにより、修正された傾きを計算する必要がある。さらに、図１Ａの装置(５０)において、与えられた係数により強度が減少する瓶の壁に沿った距離が測定される。しかしながら、図４４Ａの装置(１００)において、与えられた距離に亙って強度の減少を特徴付ける係数が得られる。
【０１０９】
図４４Ａの装置(１００)は、瓶の壁(１０２)を持つ血液培養瓶(１０１)を具え、瓶(１０１)を封止するための隔壁(１０３)を含む。瓶(１０１)は、培養基と血液との混合物(１０４)を含む。レーザーなどの光源(１０６)により放出された光束(１０７)は、瓶の壁(１０２)の光学的に透明な領域における第１の衝突点(１１１)に当てられる。光束(１０７)は、瓶の壁(１０２)の第１の衝突点(１１１)にて垂線から特定の角度だけずれるように位置決めされる。次いで、光束(１０７)は、第１の衝突点(１１１)の近傍にて培養基と血液との混合物（混合物）(１０４)から非対称空間の後方散乱光分布を生じさせる。光束(１０７)は、主に後方反射レーザー光子がレーザーに入るのを回避するため、瓶の壁(１０２)の第１の衝突点(１１１)における垂線からずれる。しかしながら、この角度は非常に小さく、従って図４４Ａに示していない。
【０１１０】
この装置の第１の光検出器(１１２)は、第１の衝突点(１１１)から約９０度の角度Ω１だけ離れた第１の位置にて瓶の壁(１０２)に隣接して取り付けられ、血液(１０４)から後方散乱光を受光する。この装置の第２の光検出器(１１３)は、第１の衝突点(１１１)から約１３５度の角度Ω２だけ離れた第２の位置にて瓶の壁(１０２)に隣接して取り付けられ、さらに混合物(１０４)から後方散乱光を受光する。
【０１１１】
図４４Ｂは、図４６Ａに示した種類の血液培養光学測定システム１５０の概略ブロック図である。レーザー(１０６)は、血液培養光学測定システム(１２３)のレーザー励振器に接続され、これは次にコンピュータ(１２５)に接続される。第１の光検出器(１１２)の出力端が第１のＡ/Ｄコンバータ(１１４)に接続され、第１のＡ/Ｄコンバータ(１１４)の出力端がコンピュータ(１２５)に接続される。これに対応して第２の光検出器(１１３)の出力が第２のＡ/Ｄコンバータ(１１５)に接続され、第２のＡ/Ｄコンバータ(１１５)の出力端もコンピュータ(１２５)に接続される。
【０１１２】
（実施例２０）
図４５は、図４４Ａおよび図４４Ｂの血液培養光学測定システムで測定された強度比を表し、これにより第１および第２の光検出器が瓶の円周に沿ってそれぞれ約９０度および約１３５の角度位置にある第１の衝突点から離れたところに位置決めされたデータを示すグラフである。（あるいは、実施例１で説明したようにこの装置を他の方法で構成して同じ部品を使用する。）図４５は、第１および第２の位置の後方散乱強度に対応する第１の光検出器および第２の光検出器によって記録される光電流の比を示している。図４５に示したすべての測定は、約３５％の赤血球容積率値の血液を用いて行われた。図４５から理解されるように、この比は、約０.５から１０mＬの量の範囲内で第３の瓶の混合物の量と比例する。図４４Ａおよび図４４Ｂによる配列の利点は、その簡素さにある。撮像または移動光検出器は必要でなく、２つの光電流のみが処理されればよい。
【０１１３】
本発明は、いくつかの例示的な実施形態を参照しつつ説明されている。しかしながら、当業者にとっては、上述の例示的な実施形態以外の特定の形態で本発明を具現化することが可能であることは直ちに理解できよう。これは、本発明の精神および範囲から逸脱することなく行うことができる。例示的な実施形態は、単に例示することを目的としているだけであり、いかなる形態でも限定するものであるとみなすべきではない。本発明の範囲は、先行する説明ではなく、添付の特許請求の範囲により規定され、特許請求の範囲内にあるすべての変更形態および等価形態が本発明に包含されることを意図している。
【図面の簡単な説明】
【０１１４】
【図１Ａ】撮像光検出器を有する本発明の一実施形態による第１の装置の光学的配置を示す概念図である。
【図１Ｂ】図１による装置における試料を照射する方法を示す詳細図である。
【図１Ｃ】血液培養瓶の壁に入射し、壁を通って屈折する入射光束の詳細図である。
【図２Ａ】本発明の一実施形態による非対称空間の後方散乱光分布と、内壁−液体の界面にて発生する入射光束からの後方散乱現象とからなる組み合わせ後方散乱光分布を示す３次元（３Ｄ）データ表現の側面図である。
【図２Ｂ】本発明の一実施形態による非対称空間の後方散乱光分布と、内壁−液体の界面にて発生する入射光束からの後方散乱現象とからなる組み合わせ後方散乱光分布を示す３次元データ表現の斜視図である。
【図２Ｃ】入射光束が本発明の一実施形態によるガラス壁の衝突位置における垂線と一致する場合、第１の光子群が後方散乱される液体血液培養物の内側の場所を破線で示す図である。
【図２Ｄ】入射光束が本発明の一実施形態によるガラス壁の衝突位置における垂線から角度Ωだけずれた場合、第１の光子群が後方散乱される液体血液培養物の内側の場所を破線で示す図である。
【図２Ｅ】図２Ｃに示した後方散乱の実施形態に関し、内壁−液体の界面に沿った投影距離Ｘに対して第１の後方散乱事象の作用を受ける光子の個数Ｙのグラフである。
【図２Ｆ】図２Ｄに示した後方散乱の実施形態に関し、内壁−液体の界面に沿った投影距離Ｘに対すて第１の後方散乱事象の作用を受ける光子の個数Ｙのグラフである。
【図３Ａ】移動光検出器を有する本発明の一実施形態による第２の装置の光学的配置を示す概念図である。
【図３Ｂ】本発明の一実施形態による血液培養光学測定装置の全体を示す概念図である。
【図４】本発明の一実施形態による１つの血液培養瓶における後方散乱光の空間分布の多数の記録を示すグラフである。
【図５】本発明の一実施形態によるデータ解析に適した記録済み空間光分布における複数の異なる図形的特徴を示すグラフである。
【図６】図５と同じデータであるが、半対数表現で示すグラフである。
【図７Ａ】第１の血液培養瓶に対照血液試料１mＬを入れ、大腸菌と共に血液１mＬを第２の血液培養瓶に入れた２つの血液培養瓶に関し、時間に対する光衝突点の強度を約１４４時間の期間に亙って示すグラフである。
【図７Ｂ】第１の血液培養瓶に対照血液試料１mＬを入れ、大腸菌と共に血液１mＬを第２の血液培養瓶に入れた２つの血液培養瓶に関し、時間に対する強度の半値全幅の測定結果を約１４４時間の期間に亙って示すグラフである。
【図７Ｃ】第１の血液培養瓶に対照血液試料１mＬを入れ、大腸菌と共に血液１mＬを第２の血液培養瓶に入れた２つの血液培養瓶に関し、時間に対する強度対Ｘ位置グラフの傾きを約１４４時間の期間に亙って示すグラフである。
【図８Ａ】図７Ａと同じパラメータであるが、血液５mＬを入れた第１の血液培養瓶および大腸菌と共に血液５mＬを入れた第２の血液培養瓶について示すグラフである。
【図８Ｂ】図７Ｂと同じパラメータであるが、血液５mＬを入れた第１の血液培養瓶および大腸菌と共に血液５mＬを入れた第２の血液培養瓶について示すグラフである。
【図８Ｃ】図７Ｃと同じパラメータであるが、血液５mＬを入れた第１の血液培養瓶および大腸菌と共に血液５mＬを入れた第２の血液培養瓶について示すグラフである。
【図９Ａ】図７Ａと同じパラメータであるが、血液１０mＬを入れた第１の血液培養瓶および大腸菌と共に血液１０mＬを入れた第２の血液培養瓶について示すグラフである。
【図９Ｂ】図７Ｂと同じパラメータであるが、血液１０mＬを入れた第１の血液培養瓶および大腸菌と共に血液１０mＬを入れた第２の血液培養瓶について示すグラフである。
【図９Ｃ】図７Ｃの同じパラメータであるが、血液１０mＬを入れた第１の血液培養瓶および大腸菌と共に血液１０mＬを入れた第２の血液培養瓶について示すグラフである。
【図１０】０.５mＬから１０mＬまでの様々な量の血液を充填した血液培養瓶における後方散乱光の空間分布の多数の記録を示すグラフである。
【図１１】図４と同じデータであるが、半対数表現で示すグラフである。
【図１２】３つの異なる赤血球容積率値の血液を充填した１２本の培養瓶に対して測定された血液量に対する傾きを示すグラフである。
【図１３】３つの異なる赤血球容積率値の血液を充填した１２本の培養瓶に対して測定された血液量と赤血球容積率との積に対する傾きを示すグラフである。
【図１４】図１０のデータを示すが、充填量のみを決定する際の不確定性の範囲を示す両矢印が付加されたグラフである。
【図１５】３つの異なる赤血球容積率の値の血液を充填した１２本の培養瓶について決定された血液量に対するレーザー衝突点に関して測定された後方散乱強度を示すグラフである。
【図１６】３つの異なる赤血球容積率の値の血液を充填した１２本の培養瓶について測定された血液量と赤血球容積率との積に対するレーザー衝突点にて測定された後方散乱強度を示すグラフである。
【図１７】様々な量の血液を充填した１２本の血液培養瓶に対し、図４に示した後方散乱光の空間分布の記録についての積分値を示すグラフである。
【図１８】血液量と赤血球容積率との積に対する１２本の血液培養瓶における後方散乱光の空間分布の記録からの半値全幅の逆数（「１/ＦＷＨＭ」）を示すグラフである。
【図１９】図４２に示すレーザー衝突点ＬＩＰと、血液量と赤血球容積率との積に対する血液培養瓶における後方散乱光の空間分布の記録からの最大値ＭＡＸとの間のＸ軸線に沿った距離の逆数を示すグラフである。
【図２０】新鮮な血液の対照試料１mＬを入れた第１の血液培養瓶と、血液および育成させた大腸菌培養物の試料１mＬを入れた第２の血液培養瓶とについて、時間に対する光衝突点の強度を約５日間に亙って示すグラフである。
【図２１】新鮮な血液の対照試料１mＬを入れた第１の血液培養瓶と、血液および育成させた大腸菌培養物の試料１mＬを入れた第２の血液培養瓶とについて、時間に対する後方散乱光の空間分布の半値全幅（ＦＷＨＭ）を約５日間に亙って示すグラフである。
【図２２】新鮮な血液１mＬの対照試料を入れた第１の血液培養瓶と、血液および育成させた大腸菌培養物の試料１mＬを入れた第２の血液培養瓶とについて、経過時間グラフに対する後方散乱光の空間分布の傾きを約５日間に亙って示すグラフである。
【図２３】本発明の一実施形態によるデータ解析に適した記録済み空間光分布における複数の異なる図形的特徴を示すグラフである。
【図２４】図２３と同じデータであるが、半対数表現で示すグラフである。
【図２５】新鮮な血液の対照試料５mＬを入れた第５の血液培養瓶と、血液および育成させた大腸菌培養物の試料５mＬを入れた第２の血液培養瓶とについて、時間に対する光衝突点の強度を約５日間に亙って示すグラフである。
【図２６】新鮮な血液の対照試料５mＬを入れた第１の血液培養瓶と、血液および育成させた大腸菌培養物の試料５mＬを入れた第２の血液培養瓶とについて、時間に対する後方散乱光の空間分布の半値全幅（ＦＷＨＭ）を約５日間に亙って示すグラフである。
【図２７】新鮮な血液５mＬの対照試料を入れた第１の血液培養瓶と、血液および育成させた大腸菌培養物の試料５mＬを入れた第２の血液培養瓶とについて、経過時間グラフに対する後方散乱光の空間分布の傾きを約５日間に亙って示すグラフである。
【図２８】新鮮な血液の対照試料１０mＬを入れた第１の血液培養瓶と、血液および育成させた大腸菌培養物の試料１０mＬを入れた第２の血液培養瓶とについて、時間に対する後方散乱光の空間分布の傾きを約５日間に亙って示すグラフである。
【図２９】新鮮な血液の対照試料１０mＬを入れた第１の血液培養瓶と、血液および育成させた大腸菌培養物の試料１０mＬを入れた第２の血液培養瓶とについて、時間に対する後方散乱光の空間分布の半値全幅（ＦＷＨＭ）を約５日間に亙って示すグラフである。
【図３０】新鮮な血液１０mＬの対照試料を入れた第１の血液培養瓶と、血液および育成させた大腸菌培養物との試料１０mＬを入れた第２の血液培養瓶とについて、経過時間グラフに対する後方散乱光の空間分布の傾きを約５日間に亙って示すグラフである。
【図３１】新鮮な血液１０mＬに対し育成しきった大腸菌培養物を入れた血液培養瓶となる陰性血液培養瓶（すなわち対照血液培養瓶）についての後方散乱分布変化を示すグラフである。
【図３２】第１の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１mＬを入れ、第２の血液培養瓶に血液および育成された大腸菌培養物１mＬを入れ、第３の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液５mＬを入れ、第４の血液培養瓶に血液および育成された大腸菌培養物５mＬを入れ、第５の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１０mＬを入れ、第６の血液培養瓶に血液および育成された大腸菌培養物１０mＬを入れた６本の血液培養瓶について、約６日間に亙って記録され、光衝突点での後方散乱強度（ＩＡＬＩＰ）に対するＦＷＨＭを示す二次元（２Ｄ）グラフである。
【図３３】第１の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１mＬを入れ、第２の血液培養瓶に血液および育成された大腸菌培養物１mＬを入れ、第３の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液５mＬを入れ、第４の血液培養瓶に血液および育成された大腸菌培養物５mＬを入れ、第５の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１０mＬを入れ、第６の血液培養瓶に血液および育成された大腸菌培養物１０mＬを入れた６本の血液培養瓶について、約６日間に亙って記録されたＩＡＬＩＰ対ＳＬを示す二次元グラフである。
【図３４】第１の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１mＬを入れ、第２の血液培養瓶に血液および育成された大腸菌培養物１mＬを入れ、第３の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液５mＬを入れ、第４の血液培養瓶に血液および育成された大腸菌培養物５mＬを入れ、第５の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１０mＬを入れ、第６の血液培養瓶に血液および育成された大腸菌培養物１０mＬを入れた６本の血液培養瓶について、約６日間に亙って記録されたＩＡＬＩＰ対ＦＷＨＭ対ＳＬを示す３次元（３Ｄ）グラフである。
【図３５】第１の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液５mＬを入れ、第２の血液培養瓶に育成された大腸菌培養物を含む血液５mＬを入れ、第３の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１０mＬを入れ、第４の血液培養瓶に育成された大腸菌培養物を含む血液１０mＬを入れた４本の血液培養瓶について、後方散乱分布の処理された解析的特徴Ｑ５の測定結果を約６日間に亙って示す図である。
【図３６】第１の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１mＬを入れ、第２の血液培養瓶に育成された大腸菌培養物を含む血液１mＬを入れ、第３の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液５mＬを入れ、第４の血液培養瓶に育成された大腸菌培養物を含む血液５mＬを入れ、第５の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１０mＬを入れ、第６の血液培養瓶に育成された大腸菌培養物を含む血液１０mＬを入れた６本の血液培養瓶について、後方散乱分布の処理された解析的特徴Ｑ５の約６日間に亙る測定結果の第２集合を示す図である。
【図３７】第１の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１mＬを入れ、第２の血液培養瓶に育成された大腸菌培養物を含む血液１mＬを入れ、第３の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液５mＬを入れ、第４の血液培養瓶に育成された大腸菌培養物を含む血液５mＬを入れ、第５の血液培養瓶（対照瓶）に新鮮な血液１０mＬを入れ、第６の血液培養瓶に育成された大腸菌培養物を含む血液１０mＬを入れた６本の血液培養瓶について、後方散乱分布の後処理パラメータＱ５の平均値を示すグラフであり、対照試料と、血液を育成された大腸菌培養物と共に含む試料との両方について、１５mＬの血液に対する推定を表す破線をさらに含んでいる。
【図３８】本発明の一実施形態により育成された微生物群の有無を判定する方法を示すフローチャートである。
【図３９】本発明の一実施形態による解析的特徴ＩＡＬＩＰと、処理済み解析的特徴Ｐ１と、Ｑ１との６日間の平均値を示す三次元グラフである。
【図４０】２から１２mＬの様々な量の場合において、多数の対照血液培養瓶と、育成された大腸菌，表皮ブドウ球菌，Ｂ群連鎖菌培養物と共に血液の試料を入れた瓶とに関し、時間に対する後方散乱分布の後処理パラメータＱ５を約６日間に亙って示す二次元グラフである。
【図４１】図１Ａの装置に類似した本発明の一実施形態による装置の概略図であるが、光ファイバアレイの形態の画像形成手段を持つ。
【図４２】図４１の装置に類似した本発明の一実施形態による装置の概略図であるが、血液培養物に光を導く光ファイバを持つ。
【図４３Ａ】本発明の一実施形態による血液培養光学測定装置の変形例を示す図である。
【図４３Ｂ】図４３Ａの装置の詳細図である。
【図４４Ａ】血液培養瓶の２つの異なる位置から再出現する光強度を測定する２つの光検出器を持った本発明の一実施形態による方法を実施するための第３の血液培養光学測定装置を示す図である。
【図４４Ｂ】血液培養瓶に対して２つの位置に配された２つの光検出器を持つ本発明の一実施形態による方法を実施するための血液培養光学測定システムの概略ブロック図である。
【図４５】２つの光検出器が瓶の円周に沿って約９０度および約１３５の角度位置でのレーザー衝突点から離して配置された図４４Ａおよび図４４Ｂに示す装置にて測定された強度比を表すデータを示すグラフである。
【特許請求の範囲】
【請求項１】
液体を含む容器に対して光学的測定を行うためのシステムであって、
容器の壁の第１の位置に光束を当てるようにされ、前記第１の位置の近傍にて前記液体からの後方散乱光の非対称空間分布をもたらす光源であって、前記光束が前記容器の壁の前記第１の位置における垂線から第１の角度だけずれている光源と、
前記後方散乱光の非対称空間分布を映し出すようにされ、瓶の外壁面および内壁面により反射される前記光束の部分の画像を実質的に回避するように配された画像形成手段と、
映し出された前記後方散乱光の非対称空間分布の少なくとも一部を記録するようにされた画像検出器と、
前記画像検出器に接続されて前記後方散乱光の非対称空間分布の解析的特徴を抽出するようにされたデータ解析システムと
を具えていることを特徴とするシステム。
【請求項２】
液体を含む円柱状容器をさらに具えていることを特徴とする請求項１に記載のシステム。
【請求項３】
前記容器が血液および培養基を含む血液培養瓶であることを特徴とする請求項２に記載のシステム。
【請求項４】
前記光源は、レーザーおよび発光ダイオードからなるグループから選択されることを特徴とする請求項１に記載のシステム。
【請求項５】
前記光源は、約５００から約１５００nｍまでの波長の光を発するようになっていることを特徴とする請求項１に記載のシステム。
【請求項６】
前記光源は、約６４０から約７２０nｍまでの波長の光を発するようになっていることを特徴とする請求項５に記載のシステム。
【請求項７】
前記光源は、容器の対称軸線に対して実質的に垂直か、または実質的に平行な平面内を伝搬する光束を生じさせるようになっていることを特徴とする請求項２に記載のシステム。
【請求項８】
前記光源が前記光束の強度を変調するようになっていることを特徴とする請求項１に記載のシステム。
【請求項９】
前記第１の角度が約０度と約９０度との間にあることを特徴とする請求項１に記載のシステム。
【請求項１０】
前記第１の角度が約２５度と約４５度との間にあることを特徴とする請求項９に記載のシステム。
【請求項１１】
前記第１の角度が約３５度であることを特徴とする請求項１０に記載のシステム。
【請求項１２】
前記画像形成手段は、レンズおよび光ファイバアレイからなるグループから選択されることを特徴とする請求項１に記載のシステム。
【請求項１３】
前記画像形成手段は、映し出された前記後方散乱光の非対称空間分布の少なくとも一部を記録するため、軸線に沿って移動するようになっていることを特徴とする請求項１に記載のシステム。
【請求項１４】
前記画像検出器が光検出器であることを特徴とする請求項１に記載のシステム。
【請求項１５】
前記光検出器は、光電子カメラと、デジタル二次元カメラと、二次元ＣＣＤアレイと、直線状ＣＣＤアレイとからなるグループから選択されることを特徴とする請求項１４に記載のシステム。
【請求項１６】
前記光検出器は、映し出された前記後方散乱光の非対称空間分布の少なくとも一部を記録するため、軸線に沿って移動するようになっていることを特徴とする請求項１４に記載のシステム。
【請求項１７】
前記データ解析システムは、育成された微生物群の有無と、前記液体試料の量と、前記液体試料の赤血球容積率の値とからなるグループから選択される少なくとも１つのパラメータを決定するためのデータをさらに与えるようになっていることを特徴とする請求項３に記載のシステム。
【請求項１８】
前記データ解析システムが同期検出手段を具えていることを特徴とする請求項１７に記載のシステム。
【請求項１９】
前記第１の位置が前記容器の円柱状の部分にあることを特徴とする請求項２に記載のシステム。
【請求項２０】
前記第１の位置が前記容器の円柱状以外の部分にあることを特徴とする請求項２に記載のシステム。
【請求項２１】
前記第１の位置が前記容器の底部にあることを特徴とする請求項２０に記載のシステム。
【請求項２２】
容器に対して光学的測定を行う方法であって、
液体試料を含む容器を用意することと、
この容器の光学的に透明な壁の第１の位置に光束を当て、この光束が前記容器の壁の前記第１の位置における垂線から第１の角度だけずれ、前記第１の位置の近傍にて前記容器の液体試料からの後方散乱光の非対称空間分布をもたらすようにすることと、
容器の外壁面および内壁面により反射した前記光束の部分を検出することを実質的に回避すると共に、前記後方散乱光の非対称空間分布の少なくとも一部を検出することと、
前記後方散乱光の非対称空間分布から解析的特徴を抽出することと
を具えていることを特徴とする方法。
【請求項２３】
前記光束は、レーザーおよび発光ダイオードからなるグループから選択される光源から導かれることを特徴とする請求項２２に記載の方法。
【請求項２４】
前記光源は、強度変調光束をもたらすようになっていることを特徴とする請求項２３に記載の方法。
【請求項２５】
前記光束を前記光源からレンズを介して導き、前記容器の壁に前記光束を集束させることをさらに具えていることを特徴とする請求項２２に記載の方法。
【請求項２６】
前記光束を導くステップは、
約５００nｍから約１５００nｍまでの波長の光束を発することを具えていることを特徴とする請求項２２に記載の方法。
【請求項２７】
前記波長が約６４０nｍから約７２０nｍまでであることを特徴とする請求項２６に記載の方法。
【請求項２８】
前記容器が円柱状の瓶であり、前記光束は、前記瓶の対称軸線に対して実質的に垂直か、または実質的に平行な平面内を伝搬することを特徴とする請求項２２に記載の方法。
【請求項２９】
画像形成手段を介して前記非対称空間分布を映し出すステップをさらに具えていることを特徴とする請求項２２に記載の方法。
【請求項３０】
前記画像形成手段は、レンズおよび光ファイバアレイから選択されることを特徴とする請求項２９に記載の方法。
【請求項３１】
前記検出するステップは、映し出された前記後方散乱光の非対称空間分布の少なくとも一部を光検出器により検出することを具えていることを特徴とする請求項２９に記載の方法。
【請求項３２】
前記光検出器は、光電子カメラと、デジタル二次元カメラと、二次元ＣＣＤアレイと、直線状ＣＣＤアレイとからなるグループから選択されることを特徴とする請求項３１に記載の方法。
【請求項３３】
前記液体試料が血液および培養基を具え、前記後方散乱光の非対称空間分布から解析的特徴を抽出するステップは、
育成された微生物群の有無と、前記液体試料の量と、前記液体試料の赤血球容積率の値とからなるグループから選択される少なくとも１つのパラメータを決定するためのデータを解析することを具えていることを特徴とする請求項２２に記載の方法。
【請求項３４】
前記データの解析は、画像検出器に接続されたデータ解析システムにより行われ、このデータ解析システムは、映し出された前記後方散乱光の空間分布の少なくとも一部を記録するようになっていることを特徴とする請求項３３に記載の方法。
【請求項３５】
前記データ解析システムが同期検出手段を具えていることを特徴とする請求項３４に記載の方法。
【請求項３６】
前記第１の角度が約０度と約９０度との間にあることを特徴とする請求項２２に記載の方法。
【請求項３７】
前記第１の角度が約２５度と約４５度との間にあることを特徴とする請求項３６に記載の方法。
【請求項３８】
前記第１の角度が約３５度であることを特徴とする請求項３７に記載の方法。
【請求項３９】
前記容器が円柱状であり、前記第１の位置が前記容器の円柱状の部分にあることを特徴とする請求項２２に記載の方法。
【請求項４０】
前記容器が円柱状であり、前記第１の位置が前記容器の円柱状でない部分にあることを特徴とする請求項２２に記載の方法。
【請求項４１】
前記第１の位置が前記容器の底部にあることを特徴とする請求項４０に記載の方法。
【請求項４２】
前記後方散乱光の非対称空間分布の一部を記録するため、前記画像検出器を軸線に沿って移動させるステップをさらに具えていることを特徴とする請求項２２に記載の方法。
【請求項４３】
培養基および血液を含む試料を入れた容器を用意するステップと、
この容器の光学的に透明な壁領域の第１の位置に光束を当て、この光束が前記容器の壁の前記第１の位置における垂線から第１の角度だけずれ、前記第１の位置の近傍にて前記容器内の培養基と血液との混合物からの後方散乱光の非対称空間分布をもたらすようにするステップと、
容器の外壁面および内壁面により反射された前記光束の一部を検出することを実質的に回避すると共に、前記第１の位置の近傍にて前記容器内の培養基と血液との混合物からの前記後方散乱光の非対称空間分布の少なくとも一部を検出器により検出するステップと、
前記後方散乱光の非対称空間分布から解析的特徴を抽出するステップと、
前記抽出された解析的特徴またはそれから生成されるデータを較正情報と比較することにより、前記封止可能な容器内の試料の量と前記赤血球容積率の値とを決定するステップと
を具えていることを特徴とする方法。
【請求項４４】
画像形成手段を介して前記非対称の空間分布を映し出すステップをさらに具えていることを特徴とする請求項４３に記載の方法。
【請求項４５】
前記映し出しは、一平面内で行われることを特徴とする請求項４４に記載の方法。
【請求項４６】
前記抽出するステップは、
前記検出器に接続されたデータ解析システムを用い、前記検出器が光検出器を具え、前記データ解析器システムは、前記後方散乱光の非対称空間分布の少なくとも一部を記録するようになっており、さらに記録された前記後方散乱光の非対称空間分布から前記解析的特徴を抽出するようになっていることを具えたことを特徴とする請求項４３に記載の方法。
【請求項４７】
前記抽出するステップは、
最大記録後方散乱強度(ＩＭＡＸ)の解析的特徴と、光衝突点における後方散乱強度(ＩＡＬＩＰ)の解析的特徴と、ＩＭＡＸの半値全幅(ＦＷＨＭ)の解析的特徴と、前記後方散乱光の非対称空間分布の緩やかに消滅するフランクの傾きの解析的特徴とからなるグループから選択される１つ以上の特徴を抽出することを具えていることを特徴とする請求項４３に記載の方法。
【請求項４８】
抽出される前記解析的特徴は、Ｘ軸線に沿って測定される前記後方散乱光の非対称空間分布から抽出され、前記Ｘ軸線は、前記容器の壁に沿って前記光束を含む平面内に向けられ、前記抽出される解析的特徴は、前記Ｘ軸線におけるＩＭＡＸの半値全幅(ＦＷＨＭＸ)と、前記Ｘ軸線の傾き(ＳＬＸ)とを具えていることを特徴とする請求項４７に記載の方法。
【請求項４９】
前記傾きＳＬＸは、第１の係数にて強度が減少する記録された光量分布の前記Ｘ軸線に沿った距離の逆数であることを特徴とする請求項４８に記載の方法。
【請求項５０】
前記Ｘ軸線に沿って測定されるＩＡＬＩＰの半値全幅(ＦＷＨＭＸ＊)を抽出するステップをさらに具えていることを特徴とする請求項４８に記載の方法。
【請求項５１】
前記抽出される解析的特徴は、Ｙ軸線に沿って測定される前記後方散乱光の非対称空間分布から抽出され、前記Ｙ軸線は、前記容器の壁に沿ってこの容器の壁に対して垂直な平面内に向けられ、前記非対称空間分布はＩＭＡＸの領域を具えているが、前記Ｘ軸線に対して垂直に延在し、前記抽出される解析的特徴は、Ｙ軸線におけるＩＭＡＸの半値全幅(ＦＷＨＭＹ)と、前記Ｙ軸線の傾き(ＳＬＹ)とを具えていることを特徴とする請求項４７に記載の方法。
【請求項５２】
前記傾きＳＬＹは、第２の係数にて強度が減少する記録された光量分布の前記Ｙ軸線に沿った距離の逆数であることを特徴とする請求項５１に記載の方法。
【請求項５３】
ＩＡＬＩＰの領域を含む平面において前記Ｙ軸線と平行なＹ方向に沿って測定される傾きを抽出するステップをさらに含むことを特徴とする請求項５１に記載の方法。
【請求項５４】
前記半値全幅ＦＷＨＭＹ＊を抽出するステップをさらに具え、このＦＷＨＭＹ＊は、ＩＡＬＩＰの半値全幅であって、ＩＡＬＩＰの領域を含む平面において前記Ｙ軸線と平行なＹ方向に沿って測定されることを特徴とする請求項５１に記載の方法。
【請求項５５】
前記傾きＳＬＹ＊は、第３の係数にて強度が減少する記録された光量分布の前記Ｙ軸線に沿った距離の逆数であることを特徴とする請求項５１に記載の方法。
【請求項５６】
前記抽出するステップは、
第１の閾値を超えるピクセル強度を持った前記後方散乱光の非対称空間分布の二次元像のピクセルの個数を蓄積することを具えたことを特徴とする請求項４３に記載の方法。
【請求項５７】
前記抽出するステップは、
前記後方散乱光の非対称空間分布の二次元像のほぼすべてのピクセルの強度を総和することを含むことを特徴とする請求項４３に記載の方法。
【請求項５８】
前記決定するステップは、
前記抽出された解析的特徴のうちの２つ以上を組み合わせることにより、第１の処理済み解析的特徴を生成することと、
この第１の処理済み解析的特徴に基づいて前記血液培養物の量と赤血球容積率の値との組み合わせを決定することと
を具えていることを特徴とする請求項４３に記載の方法。
【請求項５９】
前記決定するステップは、前記血液培養物の量と赤血球容積率の値との数学的積を計算することを具えたことを特徴とする請求項４３に記載の方法。
【請求項６０】
培養基および血液を含む試料を入れた容器を用意するステップと、
前記容器の光学的に透明な壁領域の第１の位置に光束を当て、この光束が、前記容器の前記第１の位置における垂線から第１の角度だけずれ、前記第１の位置の近傍にて前記容器内の培養基と血液との混合物からの後方散乱光の非対称空間分布をもたらすようにするステップと、
容器の外壁面および内壁面により反射した前記光束の部分を検出することを実質的に回避すると共に、前記第１の位置の近傍にて封止可能な前記容器内の培養基と血液との混合物からの前記後方散乱光の非対称空間分布の少なくとも一部を検出器により検出するステップと、
前記後方散乱光の非対称空間分布から解析的特徴を抽出するステップと、
抽出された前記解析的特徴か、あるいはこれから生成されるデータを較正情報と比較することにより、前記容器内の育成された微生物群の有無を判定するステップと
を具えたことを特徴とする方法。
【請求項６１】
画像形成手段を介して前記非対称空間分布を映し出すステップをさらに具えたことを特徴とする請求項６０に記載の方法。
【請求項６２】
前記映し出しは、一平面内で行われることを特徴とする請求項６１に記載の方法。
【請求項６３】
前記抽出するステップは、
前記検出器に接続されたデータ解析システムを使用することを具え、前記検出器は、光検出器を具え、前記データ解析システムは、前記後方散乱光の非対称空間分布の少なくとも一部を記録するようになっており、さらに記録された前記後方散乱光の非対称空間分布から前記解析的特徴を抽出するようになっていることを特徴とする請求項６０に記載の方法。
【請求項６４】
前記抽出するステップは、
最大記録後方散乱強度(ＩＭＡＸ)の解析的特徴と、前記光衝突点における後方散乱強度(ＩＡＬＩＰ)の解析的特徴と、ＩＭＡＸの半値全幅(ＦＷＨＭ)の解析的特徴と、前記後方散乱光の非対称空間分布の緩やかに消滅するフランクの傾きの解析的特徴とからなるグループから選択される１つ以上の特徴を抽出することを具えたことを特徴とする請求項６０に記載の方法。
【請求項６５】
抽出される前記解析的特徴は、Ｘ軸線に沿って測定される前記後方散乱光の非対称空間分布から抽出され、前記Ｘ軸線は、前記容器の壁に沿って前記光束を含む平面内に向けられ、前記抽出される解析的特徴は、Ｘ軸線におけるＩＭＡＸの半値全幅(ＦＷＨＭＸ)と、前記Ｘ軸線の傾き(ＳＬＸ)とを具えていることを特徴とする請求項６４に記載の方法。
【請求項６６】
前記傾きＳＬＸは、第１の係数にて強度が減少する記録された光量分布の前記Ｘ軸線に沿った距離の逆数であることを特徴とする請求項６５に記載の方法。
【請求項６７】
Ｘ軸線に沿って測定されるＩＡＬＩＰの半値全幅(ＦＷＨＭＸ＊)を抽出するステップをさらに具えていることを特徴とする請求項６５に記載の方法。
【請求項６８】
前記抽出される解析的特徴は、Ｙ軸線に沿って測定される前記後方散乱光の非対称空間分布から抽出され、前記Ｙ軸線は、前記瓶の壁に沿って前記瓶の壁に対して垂直な平面内に向けられ、前記非対称空間分布は、ＩＭＡＸの領域を具えているが、Ｘ軸線に対して垂直に延在し、前記抽出される解析的特徴は、Ｙ軸線におけるＩＭＡＸの半値全幅(ＦＷＨＭＹ)と、Ｙ軸線の傾き(ＳＬＹ)とを具えていることを特徴とする請求項６４に記載の方法。
【請求項６９】
前記傾きＳＬＹは、第２の係数にて強度が減少する記録された光量分布の前記Ｙ軸線に沿った距離の逆数であることを特徴とする請求項６８に記載の方法。
【請求項７０】
ＩＡＬＩＰの領域を含む前記Ｙ軸線と平行な平面内においてＹ方向に沿って測定される傾きを抽出するステップをさらに具えたことを特徴とする請求項６８に記載の方法。
【請求項７１】
幅ＦＷＨＭＹ＊を抽出するステップをさらに具え、ＦＷＨＭＹ＊は、ＩＡＬＩＰの半値全幅であり、ＩＡＬＩＰの領域を含む前記Ｙ軸線と平行な平面内にてＹ方向に沿って測定されることを特徴とする請求項６８に記載の方法。
【請求項７２】
前記傾きＳＬＹ＊は、第３の係数にて強度が減少する記録された光量分布のＹ軸線に沿った距離の逆数であることを特徴とする請求項６８に記載の方法。
【請求項７３】
前記抽出するステップは、
第１の閾値を超えるピクセル強度を持った前記後方散乱光の非対称空間分布の二次元像のピクセルの個数を蓄積することを具えたことを特徴とする請求項６０に記載の方法。
【請求項７４】
前記抽出するステップは、
前記後方散乱光の非対称空間分布の二次元像のほぼすべてのピクセルの強度を総和することを具えたことを特徴とする請求項を６０に記載の方法。
【請求項７５】
前記決定するステップは、
前記抽出される解析的特徴のうちの２つ以上を組み合わせることにより、第１の処理済み解析的特徴を生成することと、
この第１の処理済み解析的特徴を第１の定数と比較し、当該第１の処理済み解析的特徴が前記第１の定数よりも大きい場合、前記血液培養瓶には育成された微生物が存在しないと判定することと、
前記第１の処理済み解析的特徴が前記第１の定数よりも小さい場合、前記血液培養瓶内に育成された微生物が存在する可能性があると判定すること
とを具えていることを特徴とする請求項６１に記載の方法。
【請求項７６】
前記第１の処理済み解析的特徴が前記第１の定数よりも小さいと判定された場合、前記第１の処理済み解析的特徴を第２の定数と比較することをさらに具えたことを特徴とする請求項７５に記載の方法。
【請求項７７】
前記第１の処理済み解析的特徴は、以下の式
Ｑ５＝{１０4×(ＬＡＬＩＰ×ＦＷＨＭ)1.5}/ＳＬ
により生成されることを特徴とする請求項７５に記載の方法。
【請求項７８】
前記第１の定数が約２.５であり、前記第２の定数が約１.３であることを特徴とする請求項７５に記載の方法。
【請求項７９】
前記決定するステップは、
前記容器の２つ以上の前記抽出された解析的特徴を、較正集合からの同一の前記抽出された解析的特徴と共に二次元グラフにプロットするか、あるいはこのようなプロットを表示する計算を行うことと、
プロットされている対照血液培養瓶の抽出された解析的特徴の近似性に対し、プロットされている前記容器の抽出された解析的特徴の近似性に基づき、前記育成された微生物の有無を検証することと
を具えていることを特徴とする請求項６０に記載の方法。
【請求項８０】
培養基および血液を含む試料を入れた容器を用意するステップと、
前記容器の光学的に透明な壁領域の第１の位置に光束を当て、前記光束が前記容器の壁の前記第１の位置における垂線から第１の角度だけずれ、前記第１の位置の近傍にて前記容器内の培養基と血液との混合物からの後方散乱光の非対称空間分布をもたらすようにするステップと、
前記容器の外壁面および内壁面により反射される前記光束の部分を検出することを実質的に回避すると共に、前記第１の位置の近傍にて前記容器内の培養基と血液との混合物からの前記後方散乱光の非対称空間分布の少なくとも一部を検出器により検出するステップと、
前記後方散乱光の非対称空間分布から解析的特徴を抽出するステップと、
前記血液培養瓶内の育成された微生物群の存在を判定するステップであって、前記生成されたデータを、前記光束を当てるステップと、前記検出するステップと、前記抽出するステップと、この判定するステップとを１回以上繰り返すことによる較正情報と比較することによって判定するステップと
を具えたことを特徴とする方法。
【請求項８１】
前記繰り返しが約１０分間隔で行われることを特徴とする請求項８０に記載の方法。
【請求項８２】
前記繰り返しが約１０分間隔で約５日に亙って行われることを特徴とする請求項８１に記載の方法。
【請求項１】
液体を含む容器に対して光学的測定を行うためのシステムであって、
容器の壁の第１の位置に光束を当てるようにされ、前記第１の位置の近傍にて前記液体からの後方散乱光の非対称空間分布をもたらす光源であって、前記光束が前記容器の壁の前記第１の位置における垂線から第１の角度だけずれている光源と、
前記後方散乱光の非対称空間分布を映し出すようにされ、瓶の外壁面および内壁面により反射される前記光束の部分の画像を実質的に回避するように配された画像形成手段と、
映し出された前記後方散乱光の非対称空間分布の少なくとも一部を記録するようにされた画像検出器と、
前記画像検出器に接続されて前記後方散乱光の非対称空間分布の解析的特徴を抽出するようにされたデータ解析システムと
を具えていることを特徴とするシステム。
【請求項２】
液体を含む円柱状容器をさらに具えていることを特徴とする請求項１に記載のシステム。
【請求項３】
前記容器が血液および培養基を含む血液培養瓶であることを特徴とする請求項２に記載のシステム。
【請求項４】
前記光源は、レーザーおよび発光ダイオードからなるグループから選択されることを特徴とする請求項１に記載のシステム。
【請求項５】
前記光源は、約５００から約１５００nｍまでの波長の光を発するようになっていることを特徴とする請求項１に記載のシステム。
【請求項６】
前記光源は、約６４０から約７２０nｍまでの波長の光を発するようになっていることを特徴とする請求項５に記載のシステム。
【請求項７】
前記光源は、容器の対称軸線に対して実質的に垂直か、または実質的に平行な平面内を伝搬する光束を生じさせるようになっていることを特徴とする請求項２に記載のシステム。
【請求項８】
前記光源が前記光束の強度を変調するようになっていることを特徴とする請求項１に記載のシステム。
【請求項９】
前記第１の角度が約０度と約９０度との間にあることを特徴とする請求項１に記載のシステム。
【請求項１０】
前記第１の角度が約２５度と約４５度との間にあることを特徴とする請求項９に記載のシステム。
【請求項１１】
前記第１の角度が約３５度であることを特徴とする請求項１０に記載のシステム。
【請求項１２】
前記画像形成手段は、レンズおよび光ファイバアレイからなるグループから選択されることを特徴とする請求項１に記載のシステム。
【請求項１３】
前記画像形成手段は、映し出された前記後方散乱光の非対称空間分布の少なくとも一部を記録するため、軸線に沿って移動するようになっていることを特徴とする請求項１に記載のシステム。
【請求項１４】
前記画像検出器が光検出器であることを特徴とする請求項１に記載のシステム。
【請求項１５】
前記光検出器は、光電子カメラと、デジタル二次元カメラと、二次元ＣＣＤアレイと、直線状ＣＣＤアレイとからなるグループから選択されることを特徴とする請求項１４に記載のシステム。
【請求項１６】
前記光検出器は、映し出された前記後方散乱光の非対称空間分布の少なくとも一部を記録するため、軸線に沿って移動するようになっていることを特徴とする請求項１４に記載のシステム。
【請求項１７】
前記データ解析システムは、育成された微生物群の有無と、前記液体試料の量と、前記液体試料の赤血球容積率の値とからなるグループから選択される少なくとも１つのパラメータを決定するためのデータをさらに与えるようになっていることを特徴とする請求項３に記載のシステム。
【請求項１８】
前記データ解析システムが同期検出手段を具えていることを特徴とする請求項１７に記載のシステム。
【請求項１９】
前記第１の位置が前記容器の円柱状の部分にあることを特徴とする請求項２に記載のシステム。
【請求項２０】
前記第１の位置が前記容器の円柱状以外の部分にあることを特徴とする請求項２に記載のシステム。
【請求項２１】
前記第１の位置が前記容器の底部にあることを特徴とする請求項２０に記載のシステム。
【請求項２２】
容器に対して光学的測定を行う方法であって、
液体試料を含む容器を用意することと、
この容器の光学的に透明な壁の第１の位置に光束を当て、この光束が前記容器の壁の前記第１の位置における垂線から第１の角度だけずれ、前記第１の位置の近傍にて前記容器の液体試料からの後方散乱光の非対称空間分布をもたらすようにすることと、
容器の外壁面および内壁面により反射した前記光束の部分を検出することを実質的に回避すると共に、前記後方散乱光の非対称空間分布の少なくとも一部を検出することと、
前記後方散乱光の非対称空間分布から解析的特徴を抽出することと
を具えていることを特徴とする方法。
【請求項２３】
前記光束は、レーザーおよび発光ダイオードからなるグループから選択される光源から導かれることを特徴とする請求項２２に記載の方法。
【請求項２４】
前記光源は、強度変調光束をもたらすようになっていることを特徴とする請求項２３に記載の方法。
【請求項２５】
前記光束を前記光源からレンズを介して導き、前記容器の壁に前記光束を集束させることをさらに具えていることを特徴とする請求項２２に記載の方法。
【請求項２６】
前記光束を導くステップは、
約５００nｍから約１５００nｍまでの波長の光束を発することを具えていることを特徴とする請求項２２に記載の方法。
【請求項２７】
前記波長が約６４０nｍから約７２０nｍまでであることを特徴とする請求項２６に記載の方法。
【請求項２８】
前記容器が円柱状の瓶であり、前記光束は、前記瓶の対称軸線に対して実質的に垂直か、または実質的に平行な平面内を伝搬することを特徴とする請求項２２に記載の方法。
【請求項２９】
画像形成手段を介して前記非対称空間分布を映し出すステップをさらに具えていることを特徴とする請求項２２に記載の方法。
【請求項３０】
前記画像形成手段は、レンズおよび光ファイバアレイから選択されることを特徴とする請求項２９に記載の方法。
【請求項３１】
前記検出するステップは、映し出された前記後方散乱光の非対称空間分布の少なくとも一部を光検出器により検出することを具えていることを特徴とする請求項２９に記載の方法。
【請求項３２】
前記光検出器は、光電子カメラと、デジタル二次元カメラと、二次元ＣＣＤアレイと、直線状ＣＣＤアレイとからなるグループから選択されることを特徴とする請求項３１に記載の方法。
【請求項３３】
前記液体試料が血液および培養基を具え、前記後方散乱光の非対称空間分布から解析的特徴を抽出するステップは、
育成された微生物群の有無と、前記液体試料の量と、前記液体試料の赤血球容積率の値とからなるグループから選択される少なくとも１つのパラメータを決定するためのデータを解析することを具えていることを特徴とする請求項２２に記載の方法。
【請求項３４】
前記データの解析は、画像検出器に接続されたデータ解析システムにより行われ、このデータ解析システムは、映し出された前記後方散乱光の空間分布の少なくとも一部を記録するようになっていることを特徴とする請求項３３に記載の方法。
【請求項３５】
前記データ解析システムが同期検出手段を具えていることを特徴とする請求項３４に記載の方法。
【請求項３６】
前記第１の角度が約０度と約９０度との間にあることを特徴とする請求項２２に記載の方法。
【請求項３７】
前記第１の角度が約２５度と約４５度との間にあることを特徴とする請求項３６に記載の方法。
【請求項３８】
前記第１の角度が約３５度であることを特徴とする請求項３７に記載の方法。
【請求項３９】
前記容器が円柱状であり、前記第１の位置が前記容器の円柱状の部分にあることを特徴とする請求項２２に記載の方法。
【請求項４０】
前記容器が円柱状であり、前記第１の位置が前記容器の円柱状でない部分にあることを特徴とする請求項２２に記載の方法。
【請求項４１】
前記第１の位置が前記容器の底部にあることを特徴とする請求項４０に記載の方法。
【請求項４２】
前記後方散乱光の非対称空間分布の一部を記録するため、前記画像検出器を軸線に沿って移動させるステップをさらに具えていることを特徴とする請求項２２に記載の方法。
【請求項４３】
培養基および血液を含む試料を入れた容器を用意するステップと、
この容器の光学的に透明な壁領域の第１の位置に光束を当て、この光束が前記容器の壁の前記第１の位置における垂線から第１の角度だけずれ、前記第１の位置の近傍にて前記容器内の培養基と血液との混合物からの後方散乱光の非対称空間分布をもたらすようにするステップと、
容器の外壁面および内壁面により反射された前記光束の一部を検出することを実質的に回避すると共に、前記第１の位置の近傍にて前記容器内の培養基と血液との混合物からの前記後方散乱光の非対称空間分布の少なくとも一部を検出器により検出するステップと、
前記後方散乱光の非対称空間分布から解析的特徴を抽出するステップと、
前記抽出された解析的特徴またはそれから生成されるデータを較正情報と比較することにより、前記封止可能な容器内の試料の量と前記赤血球容積率の値とを決定するステップと
を具えていることを特徴とする方法。
【請求項４４】
画像形成手段を介して前記非対称の空間分布を映し出すステップをさらに具えていることを特徴とする請求項４３に記載の方法。
【請求項４５】
前記映し出しは、一平面内で行われることを特徴とする請求項４４に記載の方法。
【請求項４６】
前記抽出するステップは、
前記検出器に接続されたデータ解析システムを用い、前記検出器が光検出器を具え、前記データ解析器システムは、前記後方散乱光の非対称空間分布の少なくとも一部を記録するようになっており、さらに記録された前記後方散乱光の非対称空間分布から前記解析的特徴を抽出するようになっていることを具えたことを特徴とする請求項４３に記載の方法。
【請求項４７】
前記抽出するステップは、
最大記録後方散乱強度(ＩＭＡＸ)の解析的特徴と、光衝突点における後方散乱強度(ＩＡＬＩＰ)の解析的特徴と、ＩＭＡＸの半値全幅(ＦＷＨＭ)の解析的特徴と、前記後方散乱光の非対称空間分布の緩やかに消滅するフランクの傾きの解析的特徴とからなるグループから選択される１つ以上の特徴を抽出することを具えていることを特徴とする請求項４３に記載の方法。
【請求項４８】
抽出される前記解析的特徴は、Ｘ軸線に沿って測定される前記後方散乱光の非対称空間分布から抽出され、前記Ｘ軸線は、前記容器の壁に沿って前記光束を含む平面内に向けられ、前記抽出される解析的特徴は、前記Ｘ軸線におけるＩＭＡＸの半値全幅(ＦＷＨＭＸ)と、前記Ｘ軸線の傾き(ＳＬＸ)とを具えていることを特徴とする請求項４７に記載の方法。
【請求項４９】
前記傾きＳＬＸは、第１の係数にて強度が減少する記録された光量分布の前記Ｘ軸線に沿った距離の逆数であることを特徴とする請求項４８に記載の方法。
【請求項５０】
前記Ｘ軸線に沿って測定されるＩＡＬＩＰの半値全幅(ＦＷＨＭＸ＊)を抽出するステップをさらに具えていることを特徴とする請求項４８に記載の方法。
【請求項５１】
前記抽出される解析的特徴は、Ｙ軸線に沿って測定される前記後方散乱光の非対称空間分布から抽出され、前記Ｙ軸線は、前記容器の壁に沿ってこの容器の壁に対して垂直な平面内に向けられ、前記非対称空間分布はＩＭＡＸの領域を具えているが、前記Ｘ軸線に対して垂直に延在し、前記抽出される解析的特徴は、Ｙ軸線におけるＩＭＡＸの半値全幅(ＦＷＨＭＹ)と、前記Ｙ軸線の傾き(ＳＬＹ)とを具えていることを特徴とする請求項４７に記載の方法。
【請求項５２】
前記傾きＳＬＹは、第２の係数にて強度が減少する記録された光量分布の前記Ｙ軸線に沿った距離の逆数であることを特徴とする請求項５１に記載の方法。
【請求項５３】
ＩＡＬＩＰの領域を含む平面において前記Ｙ軸線と平行なＹ方向に沿って測定される傾きを抽出するステップをさらに含むことを特徴とする請求項５１に記載の方法。
【請求項５４】
前記半値全幅ＦＷＨＭＹ＊を抽出するステップをさらに具え、このＦＷＨＭＹ＊は、ＩＡＬＩＰの半値全幅であって、ＩＡＬＩＰの領域を含む平面において前記Ｙ軸線と平行なＹ方向に沿って測定されることを特徴とする請求項５１に記載の方法。
【請求項５５】
前記傾きＳＬＹ＊は、第３の係数にて強度が減少する記録された光量分布の前記Ｙ軸線に沿った距離の逆数であることを特徴とする請求項５１に記載の方法。
【請求項５６】
前記抽出するステップは、
第１の閾値を超えるピクセル強度を持った前記後方散乱光の非対称空間分布の二次元像のピクセルの個数を蓄積することを具えたことを特徴とする請求項４３に記載の方法。
【請求項５７】
前記抽出するステップは、
前記後方散乱光の非対称空間分布の二次元像のほぼすべてのピクセルの強度を総和することを含むことを特徴とする請求項４３に記載の方法。
【請求項５８】
前記決定するステップは、
前記抽出された解析的特徴のうちの２つ以上を組み合わせることにより、第１の処理済み解析的特徴を生成することと、
この第１の処理済み解析的特徴に基づいて前記血液培養物の量と赤血球容積率の値との組み合わせを決定することと
を具えていることを特徴とする請求項４３に記載の方法。
【請求項５９】
前記決定するステップは、前記血液培養物の量と赤血球容積率の値との数学的積を計算することを具えたことを特徴とする請求項４３に記載の方法。
【請求項６０】
培養基および血液を含む試料を入れた容器を用意するステップと、
前記容器の光学的に透明な壁領域の第１の位置に光束を当て、この光束が、前記容器の前記第１の位置における垂線から第１の角度だけずれ、前記第１の位置の近傍にて前記容器内の培養基と血液との混合物からの後方散乱光の非対称空間分布をもたらすようにするステップと、
容器の外壁面および内壁面により反射した前記光束の部分を検出することを実質的に回避すると共に、前記第１の位置の近傍にて封止可能な前記容器内の培養基と血液との混合物からの前記後方散乱光の非対称空間分布の少なくとも一部を検出器により検出するステップと、
前記後方散乱光の非対称空間分布から解析的特徴を抽出するステップと、
抽出された前記解析的特徴か、あるいはこれから生成されるデータを較正情報と比較することにより、前記容器内の育成された微生物群の有無を判定するステップと
を具えたことを特徴とする方法。
【請求項６１】
画像形成手段を介して前記非対称空間分布を映し出すステップをさらに具えたことを特徴とする請求項６０に記載の方法。
【請求項６２】
前記映し出しは、一平面内で行われることを特徴とする請求項６１に記載の方法。
【請求項６３】
前記抽出するステップは、
前記検出器に接続されたデータ解析システムを使用することを具え、前記検出器は、光検出器を具え、前記データ解析システムは、前記後方散乱光の非対称空間分布の少なくとも一部を記録するようになっており、さらに記録された前記後方散乱光の非対称空間分布から前記解析的特徴を抽出するようになっていることを特徴とする請求項６０に記載の方法。
【請求項６４】
前記抽出するステップは、
最大記録後方散乱強度(ＩＭＡＸ)の解析的特徴と、前記光衝突点における後方散乱強度(ＩＡＬＩＰ)の解析的特徴と、ＩＭＡＸの半値全幅(ＦＷＨＭ)の解析的特徴と、前記後方散乱光の非対称空間分布の緩やかに消滅するフランクの傾きの解析的特徴とからなるグループから選択される１つ以上の特徴を抽出することを具えたことを特徴とする請求項６０に記載の方法。
【請求項６５】
抽出される前記解析的特徴は、Ｘ軸線に沿って測定される前記後方散乱光の非対称空間分布から抽出され、前記Ｘ軸線は、前記容器の壁に沿って前記光束を含む平面内に向けられ、前記抽出される解析的特徴は、Ｘ軸線におけるＩＭＡＸの半値全幅(ＦＷＨＭＸ)と、前記Ｘ軸線の傾き(ＳＬＸ)とを具えていることを特徴とする請求項６４に記載の方法。
【請求項６６】
前記傾きＳＬＸは、第１の係数にて強度が減少する記録された光量分布の前記Ｘ軸線に沿った距離の逆数であることを特徴とする請求項６５に記載の方法。
【請求項６７】
Ｘ軸線に沿って測定されるＩＡＬＩＰの半値全幅(ＦＷＨＭＸ＊)を抽出するステップをさらに具えていることを特徴とする請求項６５に記載の方法。
【請求項６８】
前記抽出される解析的特徴は、Ｙ軸線に沿って測定される前記後方散乱光の非対称空間分布から抽出され、前記Ｙ軸線は、前記瓶の壁に沿って前記瓶の壁に対して垂直な平面内に向けられ、前記非対称空間分布は、ＩＭＡＸの領域を具えているが、Ｘ軸線に対して垂直に延在し、前記抽出される解析的特徴は、Ｙ軸線におけるＩＭＡＸの半値全幅(ＦＷＨＭＹ)と、Ｙ軸線の傾き(ＳＬＹ)とを具えていることを特徴とする請求項６４に記載の方法。
【請求項６９】
前記傾きＳＬＹは、第２の係数にて強度が減少する記録された光量分布の前記Ｙ軸線に沿った距離の逆数であることを特徴とする請求項６８に記載の方法。
【請求項７０】
ＩＡＬＩＰの領域を含む前記Ｙ軸線と平行な平面内においてＹ方向に沿って測定される傾きを抽出するステップをさらに具えたことを特徴とする請求項６８に記載の方法。
【請求項７１】
幅ＦＷＨＭＹ＊を抽出するステップをさらに具え、ＦＷＨＭＹ＊は、ＩＡＬＩＰの半値全幅であり、ＩＡＬＩＰの領域を含む前記Ｙ軸線と平行な平面内にてＹ方向に沿って測定されることを特徴とする請求項６８に記載の方法。
【請求項７２】
前記傾きＳＬＹ＊は、第３の係数にて強度が減少する記録された光量分布のＹ軸線に沿った距離の逆数であることを特徴とする請求項６８に記載の方法。
【請求項７３】
前記抽出するステップは、
第１の閾値を超えるピクセル強度を持った前記後方散乱光の非対称空間分布の二次元像のピクセルの個数を蓄積することを具えたことを特徴とする請求項６０に記載の方法。
【請求項７４】
前記抽出するステップは、
前記後方散乱光の非対称空間分布の二次元像のほぼすべてのピクセルの強度を総和することを具えたことを特徴とする請求項を６０に記載の方法。
【請求項７５】
前記決定するステップは、
前記抽出される解析的特徴のうちの２つ以上を組み合わせることにより、第１の処理済み解析的特徴を生成することと、
この第１の処理済み解析的特徴を第１の定数と比較し、当該第１の処理済み解析的特徴が前記第１の定数よりも大きい場合、前記血液培養瓶には育成された微生物が存在しないと判定することと、
前記第１の処理済み解析的特徴が前記第１の定数よりも小さい場合、前記血液培養瓶内に育成された微生物が存在する可能性があると判定すること
とを具えていることを特徴とする請求項６１に記載の方法。
【請求項７６】
前記第１の処理済み解析的特徴が前記第１の定数よりも小さいと判定された場合、前記第１の処理済み解析的特徴を第２の定数と比較することをさらに具えたことを特徴とする請求項７５に記載の方法。
【請求項７７】
前記第１の処理済み解析的特徴は、以下の式
Ｑ５＝{１０4×(ＬＡＬＩＰ×ＦＷＨＭ)1.5}/ＳＬ
により生成されることを特徴とする請求項７５に記載の方法。
【請求項７８】
前記第１の定数が約２.５であり、前記第２の定数が約１.３であることを特徴とする請求項７５に記載の方法。
【請求項７９】
前記決定するステップは、
前記容器の２つ以上の前記抽出された解析的特徴を、較正集合からの同一の前記抽出された解析的特徴と共に二次元グラフにプロットするか、あるいはこのようなプロットを表示する計算を行うことと、
プロットされている対照血液培養瓶の抽出された解析的特徴の近似性に対し、プロットされている前記容器の抽出された解析的特徴の近似性に基づき、前記育成された微生物の有無を検証することと
を具えていることを特徴とする請求項６０に記載の方法。
【請求項８０】
培養基および血液を含む試料を入れた容器を用意するステップと、
前記容器の光学的に透明な壁領域の第１の位置に光束を当て、前記光束が前記容器の壁の前記第１の位置における垂線から第１の角度だけずれ、前記第１の位置の近傍にて前記容器内の培養基と血液との混合物からの後方散乱光の非対称空間分布をもたらすようにするステップと、
前記容器の外壁面および内壁面により反射される前記光束の部分を検出することを実質的に回避すると共に、前記第１の位置の近傍にて前記容器内の培養基と血液との混合物からの前記後方散乱光の非対称空間分布の少なくとも一部を検出器により検出するステップと、
前記後方散乱光の非対称空間分布から解析的特徴を抽出するステップと、
前記血液培養瓶内の育成された微生物群の存在を判定するステップであって、前記生成されたデータを、前記光束を当てるステップと、前記検出するステップと、前記抽出するステップと、この判定するステップとを１回以上繰り返すことによる較正情報と比較することによって判定するステップと
を具えたことを特徴とする方法。
【請求項８１】
前記繰り返しが約１０分間隔で行われることを特徴とする請求項８０に記載の方法。
【請求項８２】
前記繰り返しが約１０分間隔で約５日に亙って行われることを特徴とする請求項８１に記載の方法。
【図１Ａ】
【図１Ｂ】
【図１Ｃ】
【図２Ａ】
【図２Ｂ】
【図２Ｃ】
【図２Ｄ】
【図２Ｅ】
【図２Ｆ】
【図３Ａ】
【図３Ｂ】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７Ａ】
【図７Ｂ】
【図７Ｃ】
【図８Ａ】
【図８Ｂ】
【図８Ｃ】
【図９Ａ】
【図９Ｂ】
【図９Ｃ】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【図１８】
【図１９】
【図２０】
【図２１】
【図２２】
【図２３】
【図２４】
【図２５】
【図２６】
【図２７】
【図２８】
【図２９】
【図３０】
【図３１】
【図３２】
【図３３】
【図３４】
【図３５】
【図３６】
【図３７】
【図３８】
【図３９】
【図４０】
【図４１】
【図４２】
【図４３Ａ】
【図４３Ｂ】
【図４４Ａ】
【図４４Ｂ】
【図４５】
【図１Ｂ】
【図１Ｃ】
【図２Ａ】
【図２Ｂ】
【図２Ｃ】
【図２Ｄ】
【図２Ｅ】
【図２Ｆ】
【図３Ａ】
【図３Ｂ】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７Ａ】
【図７Ｂ】
【図７Ｃ】
【図８Ａ】
【図８Ｂ】
【図８Ｃ】
【図９Ａ】
【図９Ｂ】
【図９Ｃ】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【図１８】
【図１９】
【図２０】
【図２１】
【図２２】
【図２３】
【図２４】
【図２５】
【図２６】
【図２７】
【図２８】
【図２９】
【図３０】
【図３１】
【図３２】
【図３３】
【図３４】
【図３５】
【図３６】
【図３７】
【図３８】
【図３９】
【図４０】
【図４１】
【図４２】
【図４３Ａ】
【図４３Ｂ】
【図４４Ａ】
【図４４Ｂ】
【図４５】
【公表番号】特表２００８−５１０１６９（Ｐ２００８−５１０１６９Ａ）
【公表日】平成２０年４月３日（２００８．４．３）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００７−５２７９３０（Ｐ２００７−５２７９３０）
【出願日】平成１７年８月１６日（２００５．８．１６）
【国際出願番号】ＰＣＴ／ＵＳ２００５／０２９０５８
【国際公開番号】ＷＯ２００６／０２３４７０
【国際公開日】平成１８年３月２日（２００６．３．２）
【出願人】（５９５１１７０９１）ベクトン・ディキンソン・アンド・カンパニー (539)
【氏名又は名称原語表記】ＢＥＣＴＯＮ， ＤＩＣＫＩＮＳＯＮ ＡＮＤ ＣＯＭＰＡＮＹ
【住所又は居所原語表記】１ ＢＥＣＴＯＮ ＤＲＩＶＥ， ＦＲＡＮＫＬＩＮ ＬＡＫＥＳ， ＮＥＷ ＪＥＲＳＥＹ ０７４１７−１８８０， ＵＮＩＴＥＤ ＳＴＡＴＥＳ ＯＦ ＡＭＥＲＩＣＡ
【Ｆターム（参考）】
【公表日】平成２０年４月３日（２００８．４．３）
【国際特許分類】
【出願日】平成１７年８月１６日（２００５．８．１６）
【国際出願番号】ＰＣＴ／ＵＳ２００５／０２９０５８
【国際公開番号】ＷＯ２００６／０２３４７０
【国際公開日】平成１８年３月２日（２００６．３．２）
【出願人】（５９５１１７０９１）ベクトン・ディキンソン・アンド・カンパニー (539)
【氏名又は名称原語表記】ＢＥＣＴＯＮ， ＤＩＣＫＩＮＳＯＮ ＡＮＤ ＣＯＭＰＡＮＹ
【住所又は居所原語表記】１ ＢＥＣＴＯＮ ＤＲＩＶＥ， ＦＲＡＮＫＬＩＮ ＬＡＫＥＳ， ＮＥＷ ＪＥＲＳＥＹ ０７４１７−１８８０， ＵＮＩＴＥＤ ＳＴＡＴＥＳ ＯＦ ＡＭＥＲＩＣＡ
【Ｆターム（参考）】
[ Back to top ]