出血検出のためのデバイス、システムおよび方法
胆汁および血液を検出するデバイス、システムおよび方法が提供される。前記デバイスは、ｉｎ−ｖｉｖｏ流体が内部を流れることが可能な間隙を有するハウジングと、前記間隙の片側に設けられた照明光源と、前記照明光源に対向しかつ前記間隙の反対側に設けられた光検出器であって、前記光検出器は、前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体内を通過する光を検出する、光検出器と、前記検出された光に従って生成された前記検出された信号を送信する送信器とを含み得る。前記システムは、前記送信器から送信された前記検出された信号を受信する受信器と、プロセッサとをさらに含み得る。前記方法は、前記検出された信号と、胆汁の透過スペクトルおよび血液の透過スペクトルから計算された所定の閾値とを比較するステップと、胆汁および血液の存在および／または濃度をｉｎ−ｖｉｖｏで決定するステップとを含み得る。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、ｉｎ−ｖｉｖｏ検出の分野に関する。より詳細には、本発明は、出血をｉｎ−ｖｉｖｏ検出するためのデバイス、システムおよび方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
ｉｎ−ｖｉｖｏ出血は、体内の異なる疾病に起因して発生し得る。胃腸（ＧＩ）管内の出血は、ＧＩ管に沿った多様な位置において発生し得、当該位置において異なる病状を示し得る。例えば、食道内の出血は、食道炎に起因する場合もあるし、あるいは、食道内の静脈瘤破裂に起因する場合もある。胃内の潰瘍および十二指腸内の潰瘍があると、出血の原因となり得る。下部消化管においては、結腸直腸癌に起因して、潜在出血が発生し得る。そのため、ＧＩ管に沿った出血を早期検出することが、多くの患者の治療の上で重要となり得る。
【０００３】
血液検出方法においては、例えば、内視鏡を用いて出血部位（通常は急性出血）を探す方法などのいくつかの公知の方法がある。他の方法では、色素材料または放射性材料を患者に飲み込んでもらい、前記色素により血管が強調され、この血管が画像化されて、出血が検出される。使用可能な別のデバイスとして、ＮＯＶＩＮＥＯＮ ＨＥＡＬＴＨＣＡＲＥ ＴＥＣＨＮＯＬＯＧＹ ＰＡＲＴＮＥＲＳ，ＧＭＢＨによるデバイスがある。このデバイスは、空洞器官の内壁に固定され得、出血の連続監視が可能である。このデバイスは、所定の波長の光を発し、この光は、前記空洞器官の内部において少なくとも部分的に吸収または反射され、その後、このデバイスは、感光センサーを介して反射光を検出する。血液の吸収スペクトルは、「正常な」内臓の吸収スペクトルと異なる特徴的な吸収スペクトルであるため、当該空洞器官内の血液の有無にかかわらず、検出された反射に基づいて決定することができる。
【０００４】
しかし、このデバイスの場合、胆汁の存在を考慮に入れていない。すなわち、小腸内にみられる胆汁の透過スペクトルは、血液の透過スペクトルと類似する場合があり、そのため、血液の存在のｉｎ−ｖｉｖｏ決定が若干不正確になる可能性が出てくる。例えば、胆汁の透過スペクトルが血液の透過スペクトルに類似する場合、調査領域内に存在するのは実際は胆汁であるのに、デバイスでは血液の存在について表示される場合があり得る。そのため、透過スペクトルが胆汁の存在ではなく血液の存在を示すことを決定することが重要である。
【発明の概要】
【０００５】
本発明の実施形態は、ｉｎ−ｖｉｖｏ出血の検出のためのデバイス、システムおよび方法を提供する。
【０００６】
本発明によるデバイスは、間隙は含む。前記間隙は、ｉｎ−ｖｉｖｏ流体が前記間隙内において自由に流れかつ前記間隙を出入りできるように、ｉｎ−ｖｉｖｏ流体と常に接触している。いくつかの照明光源があり得、これらの照明光源は、前記間隙の片側に配置され得、異なる波長において照射し、前記間隙の反対側においては、少なくとも１つの光検出器があり得る。前記光検出器は典型的には、前記光検出器が前記照明光源に対向しかつ前記間隙が前記照明光源と前記光検出器との間に配置されるように、設けられる。前記照明光源から照射された光は、前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体内を通過し、前記光検出器上に到達する。前記光のうち一部は前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体によって吸収され得、そのうち一部は反射され得、そのうち一部は前記光検出器へと透過する。その後、前記光検出器は、前記検出された光に応答して生成された信号を外部受信器へと送信し得る。前記デバイスの外部にあるプロセッサが、前記光検出器から送られた信号を処理し、前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体の吸収スペクトルまたは透過スペクトルを生成し得る。前記信号と、胆汁の基準透過スペクトルおよび血液の基準透過スペクトルとを比較することにより、胆汁、血液または双方がｉｎ−ｖｉｖｏでどのような濃度で存在するかについて決定することが可能となり、これにより、病状の存在についてｉｎ−ｖｉｖｏで結論を下すことが可能となる。他の実施形態において、透過スペクトルまたは吸収スペクトルの比較の代わりに、前記光検出器によって検出された個別信号と、所定の閾値との比較を行うことができる。
【０００７】
本発明を用いれば、胆汁の存在をｉｎ−ｖｉｖｏで検出でき、これにより、光検出器によって測定された吸収スペクトルまたは透過スペクトルが血液の存在、胆汁の存在または双方の存在を示すかを決定することができるため、先行技術の不利点を解消することができる。さらに、前記システムは、ｉｎ−ｖｉｖｏで発見された胆汁および血液双方の濃度も決定することができる。加えて、本発明において、前記システムは、前記デバイスの位置をセグメント分解能において決定することができる。例えば、前記システムは、胆汁の存在および／または濃度に基づいて、ＧＩ管セグメントに沿った前記デバイスの位置をを決定することができる（例えば、食道、胃、小腸または大腸内における前記デバイスの存在を決定することができる）。ＧＩ管に沿った異なる器官におけるデバイスの位置を決定するための他の方法も用いることができる。
【０００８】
本発明のいくつかの実施形態は、ｉｎ−ｖｉｖｏデバイスのｉｎ−ｖｉｖｏ位置（例えば、ＧＩ管に沿った位置）を決定するための他の位置特定方法について説明する。例えば、前記ｉｎ−ｖｉｖｏデバイスは、ｐＨ検出器を含み得る。前記ｐＨ検出器は、ｐＨレベルを連続的に検出し、前記検出されたｐＨを、患者身体の外部の受信器に送ることができる。ＧＩ管に沿った異なる位置においてｐＨレベルは異なるため、検出されたｐＨレベルに基づいて、ｉｎ−ｖｉｖｏ位置を知ることができる。いくつかの方法において、前記２つの方法（例えば、吸収スペクトルまたは透過スペクトルおよびｐＨレベル双方の検出）が組み合わされ得る。
【０００９】
出血位置特定をｉｎ−ｖｉｖｏで行うための別のデバイスは、前記間隙内に１つ以上の区画を含み得る。これらの区画により、前記間隙はいくつかのセルに分割され得、各セルは、照明光源と、当該セルの対応する照明光源に対向する光検出器とを含む。他の実施形態において、１つの照明光源から照射された光ビームが、少なくとも１つの区画により、前記間隙を横断する２つ以上のビームに分割される。このような実施形態において、これらの区画により、前記分割された光ビームに対応する光検出器も、前記分割されたビームの光経路に対応する２つ以上の領域に分割することができる。各分割された光ビームの経路は、異なる腸コーティングによって遮断され得る。これらの腸コーティングは、前記光検出器（単数または複数）を被覆しかつ／または各セルを充填し、これにより、前記コーティングまたは充填物が、前記コーティングまたは充填物の分解を発生させるｉｎ−ｖｉｖｏ条件と接触した場合にのみ、前記分割された光ビームが前記間隙を横断し、当該光ビームの対応する光検出器に到達することができ、その場合にのみ、前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体の吸収スペクトルまたは透過スペクトルが生成される。その結果、位置特定が確実に行われる。なぜならば、例えばＧＩ管に沿った特定の位置のみにおいて、前記光経路が遮断解除され、前記流体内を光が通過し、この光が前記光検出器によって検出されるからである。前記異なるコーティングの分解を発生させるｉｎ−ｖｉｖｏ条件は、ｐＨ、酵素活性、バクテリアの存在などがあり得る。
【００１０】
本発明では、ＧＩ管に沿った出血の存在位置も決定することが可能な他のデバイスについて記載する。このようなデバイスは、ｉｎ−ｖｉｖｏ流体が内部を通過しかつ出入りすることが可能な間隙を含み得る。これらのデバイスは、基板を含み得る。前記基板上には、結合剤が付着される。前記結合剤は、血液の存在に関連する粒子のタンパク部分（例えば、ヘモグロビンのタンパク質部分であるグロビンＡおよびグロビンＢまたは赤血球膜上にあるタンパク質の１つであるタンパク質グリコホリンＡ）に結合し得る。このようなタンパク質またはタンパク質部分は、前記デバイス上に付着した結合剤に結合し得、光センサーによって照射および感知され得、これにより、血液の存在についてｉｎ−ｖｉｖｏで知ることができる。出血の位置をｉｎ−ｖｉｖｏで特定するために、前記結合剤は、異なるｉｎ−ｖｉｖｏ条件下において分解し得る異なる腸コーティングにより、被覆され得る。例えば、多様なｐＨレベル、酵素活性、異なるバクテリア、および／または他の要素により、異なる腸コーティングの分解を発生させることができる。前記異なる腸コーティングを選択する際、各腸コーティングがＧＩ管に沿った異なる位置において分解し、その場合のみにおいて、出血を示すタンパク質を搬送し得るかまたはし得ない前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体に対して前記結合剤を露出させる。
【００１１】
本発明は、以下の詳細菜説明を添付図面と共に読めば、より深く理解および認識される。
【図面の簡単な説明】
【００１２】
【図１Ａ】本発明の一実施形態による出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出のためのデバイスの模式図である。
【図１Ｂ】本発明の一実施形態による出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出のためのデバイスの模式的側面図である。
【図２】本発明の一実施形態による出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出のためのデバイスのプリント回路基板アセンブリの模式図である。
【図３】本発明の別の実施形態による出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出のためのデバイスの模式図である。
【図４】本発明の別の実施形態による出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出のためのデバイスの模式図である。
【図５】本発明の一実施形態による出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出のためのシステムの模式図である。
【図６】本発明の一実施形態による出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出のための方法を示す。
【図７】本発明の別の実施形態による出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出のための方法を示す。
【図８】本発明の別の実施形態による出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出のためのデバイスの模式図である。
【図９】本発明のさらに別の実施形態による出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出のためのデバイスの模式図である。
【図１０】本発明の一実施形態による出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出のためのデバイスの断面の模式図である。
【図１１】本発明の実施形態による、水中の血液、胆汁、および胆汁中の血液のスペクトルを示すグラフである。
【図１２】本発明の一実施形態による、血液の存在をｉｎ−ｖｉｖｏで決定するための閾値を示すグラフである。
【発明を実施するための形態】
【００１３】
簡潔さおよび例示の明確さのため、図面中に示される要素は、必ずしも縮尺通りになっていないことが理解される。例えば、これらの要素のうちいくつかの寸法は、明確さのために他の要素よりも相対的に誇張して図示している場合もあるし、あるいは、いくつかの物理的構成要素が１つの機能ブロックまたは要素内に含まれる場合もある。さらに、適切と考えられる場合、図面中、対応または類似する要素を指す際に同じ参照符号を用いる場合がある。
【００１４】
以下の詳細な説明において、本発明の深い理解を提供するため、多数の詳細について説明する。しかし、当業者であれば、本発明はこれらの特定の詳細無に実施することが可能であることを理解する。他の場合において、本発明を不明瞭にしないために、周知の方法、手順および構成要素については説明していない。
【００１５】
ここで図１を参照する。図１は、出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出のためのデバイス１０の模式図である。デバイス１０の実施形態は典型的には自律型であり、典型的には内蔵型である。例えば、デバイス１０はカプセルまたは他のユニットであり得、デバイス１０内の全ての構成要素（例えば、電力構成要素）は実質的にハウジングまたはシェル内に収容されているため、デバイス１０において、例えば電力受信または情報伝送のためのワイヤまたはケーブルなどは不要である。デバイス１０は、データ、制御または他の機能のデータ表示のための外部の受信および表示システムと通信し得る。例えば、自律型システムにおいて、電力は、内部バッテリーまたは無線受信システムにより手強され得る。他の実施形態では、他の構成および能力が可能である。本発明の実施形態によれば、図１に示すように、ｉｎ−ｖｉｖｏ感知デバイス１０は、ｉｎ−ｖｉｖｏで投与可能である。デバイス１０は、生体適合性材料（例えば、ポリカーボネート（例えば、Ｉｓｏｐｌａｓｔ（登録商標）およびＭａｋｒｏｌｏｎ（登録商標）））により「構成され得る。他の生体適合性材料を用いてもよい。デバイス１０は、デバイス本体１１を含む。デバイス本体１１において、間隙１２が形成されている。間隙１２は、流体力学的な曲線状とすることができ、これにより、ｉｎ−ｖｉｖｏ流体が連続的に間隙１２内において流れかつ間隙１２を出入りすることが可能となっている。いくつかの実施形態において、間隙１２の幅は４〜５ｍｍであり得るが、他の幅を用いてもよい。流体が連続的に間隙１２内において流れかつ間隙１２を出入りすることが可能となるように、デバイス１０は、常にｉｎ−ｖｉｖｏ流体と接触していなければならない。そのため、いくつかの実施形態において、デバイス１０は、１を若干超える特定の重力を有する。デバイス１０の特定の重力が１を超えると、デバイス１０は、大腸内を最適な様態で通過することができる。一方、特定の重力が若干１を上回ることにより、デバイス１０が前記流体の上方に浮上することが無く（すなわち、デバイス１０（およびより詳細には間隙１２）が前記流体と接触し）、なおかつ、デバイス１０が管腔壁の底部に沈んで自由に移動する能力を失うことのないようにすることができる。
【００１６】
いくつかの実施形態において、流体以外のＧＩ内容物が間隙１２内に入るのを回避することで当該ＧＩ内容物を遮断するために、間隙１２は、膜カバーまたはヒドロゲルカバーを間隙１２の開口部にわたって含み得る。この膜またはヒドロゲルは、間隙１２全体を被覆し、かつ、特定のサイズ以下の粒子のみを通すことが可能な穴または孔を有し得る。Ｔｈｅｓｉｚｅｏｆ前記膜またはヒドロゲル内の孔のサイズは、ｉｎ−ｖｉｖｏ流体中を流れる血液粒子のサイズと類似するサイズの粒子の通過を許容するように、設計することができる。例えば、前記孔のサイズは、グロビンＡおよびグロビンＢのサイズまたはグリコホリンＡのサイズに類似し得る。
【００１７】
間隙１２の片側において、照明光源１３（例えば、ＬＥＤまたは垂直共振器面発光レーザ（ＶＣＳＥＬ））が設けられ得、間隙１２の反対側において、光検出器または光検出器１４が設けられ得る。照明光源１３は、ＬＥＤ（例えば、Ｏｓｒａｍ（登録商標）によるＨｙｐｅｒＴＯＰＬＥＤ（登録商標）およびＫｉｎｇｂｒｉｇｈｔ（登録商標）によるＫＰＨＨＳ−１００５ＳＹＣＫ（登録商標））でよいが、他の照明光源を用いてもよい。光検出器またはフォトダイオード１４は、例えば、Ｔｅｘａｓ ＩｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓからのＢｕｒｒ−Ｂｒｏｗｎ Ｐｒｏｄｕｃｔｓ（登録商標）によるｏｐｔ１０１（登録商標）、Ｍｅｌｅｘｉｓ（登録商標） Ｍｉｃｒｏｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃ Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｓｙｓｔｅｍｓによるｍｌｘ７５３０５Ｃ（登録商標）、またはＴＡＯＳ（登録商標）（Ｔｅｘａｓ Ａｄｖａｎｃｅｄ Ｏｐｔｏｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃ Ｓｏｌｕｔｉｏｎｓ）によるｔｓｌ１２ｓ−ｅ２３（登録商標）であり得る。他のフォトダイオードを用いてもよい。光検出器１４は、照明光源１３に直接対向するように配置され、間隙１２は、照明光源１３と光または光検出器１４との間に配置される。照明光源１３は、間隙１２を通じて自由に流れるｉｎ−ｖｉｖｏ流体を照射することができ、その後、前記流体内を通過する光（前記光の一部は前記流体中の粒子によって吸収されるか、または、前記光の一部は前記流れる粒子から反射されるか）は、光検出器１４によって検出することができる。いくつかの実施形態によれば、照明光源１３は、血液検出手順時のエネルギーを節約するように、低周波数で照射し得る。検出器１４は、照明光源１３と同期して起動することもできる（例えば、照明光源１３および光検出器１４は、１０秒毎にまたは１分毎に検出することができる）。他の周波数を用いてもよい。
【００１８】
デバイス１０は、照明光源１３および光検出器１４が電子的に接続されたプリント回路基板アセンブリ（ＰＣＡ）１５をさらに含み得る。ＰＣＡ１５は、硬質部位および可撓性部位で構成され得る。ＰＣＡ１５上には、送信器２０およびアンテナ２１がさらに取り付けられ得る。光検出器１４は、前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体を通じて送られた前記検出された光によって生成された信号を前記送信器に送り得る。エネルギーを保存するために、送信器２０は、光検出器１４と同期することができる。デバイス１０は、バッテリー１８（例えば、酸化銀電池）と、バッテリー接点１７および１９とをさらに含み得る。これらのバッテリー接点１７および１９はどちらとも、ＰＣＡ１５上に取り付けられる。バッテリー１８は、デバイス１０がＧＩ管全体内を通過している間（例えば、少なくとも７２時間の間）はデバイス１０が動作し続けることが可能なだけの十分な電直を供給しなければならない。
【００１９】
照明光源１３は、いくつかの（例えば、少なくとも４つの）白色ＬＥＤを特定の狭波長における照射のための異なるフィルタと共に含んでもよいし、または、異なる特定の波長における照射のためのいくつかの（例えば、少なくとも４つの）異なるＶＣＳＥＬを含んでもよい。照明光源１３は典型的には、（図１１〜図１２を参照して詳細に説明するように）異なる狭帯域照射（例えば、５６０ｎｍ、６１０ｎｍ、７００ｎｍおよび８００ｎｍ）において照射し得る少なくとも４つの照明光源を含み得る。これらの照明光源１３は、光検出器１４によって常に検出されている異なる照明光源を区別するために、交互モードまたは順次モードにおいて、異なるパルス持続時間と共に動作し得る。例えば、１つの照明光源１３は、前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体を特定の所定の期間にわたって照射した後に停止することができ、第２の照明光源は、前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体を別の期間にわたって照射することができる。第２の照明光源による照射が停止した場合、第３の照明光源がさらに別の所定の期間にわたって照射を開始することができる。第３の照明光源の動作が停止した場合、第４の照明光源が動作を開始することができる。第４の照明光源の動作が停止すると、第１の照明光源が照射を再開することができる、といった具合に動作が続く。いくつかの実施形態において、前記所定の照射継続時間は各照明光源によって異なり得るが、他の実施形態において、これらの照明光源全てが１つずつ順次に同じ長さの継続時間で照射することもできる。その後、光検出器１４は、４つの照明光源１３のうちの１つから前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体を通じて送られた光を同時に検出することができる。
【００２０】
他の実施形態によれば、白色光広帯域照明光源１３が設けられ得、光検出器１４は、少なくとも４つの光検出器を含み得る。各光検出器１４は、ｉｎ−ｖｉｖｏ流体内を通過した光を異なる波長において収集するための異なるフィルタを含み得る。これらのフィルタは、狭帯域フィルタ、干渉フィルタまたは回折光学素子（ＤＯＥ）フィルタであり得る。
【００２１】
デバイス１０がＧＩ管内を通過している間または通過した後、光検出器１４によって検出された信号は、送信器２０により、患者の身体（図示せず）の外部にある外部受信器へと送られる。受信器は、プロセッサを含み得る。このプロセッサは、前記少なくとも４つの波長から検出された信号に従って、前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体の透過スペクトルを生成し得る。このプロセッサは、前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体の透過スペクトルと、胆汁の基準透過スペクトルおよび血液の基準透過スペクトルとをさらに比較し得る（図１１に図示）。これらの基準透過スペクトルは、胆汁の透過スペクトルおよび水中の血液の透過スペクトルおよび異なる濃度の胆汁対血液の透過スペクトルを検出することにより、生成される。そのため、このプロセッサは、胆汁が存在するかについてのｉｎ−ｖｉｖｏ検出、血液が存在するかについてのｉｎ−ｖｉｖｏ検出、または胆汁および血液双方が存在するかについてのｉｎ−ｖｉｖｏ検出を決定することができる。さらに、前記プロセッサは、前記測定された透過スペクトルと、前記基準スペクトルとを比較し、胆汁、血液または双方の濃度を決定することができる。胆汁および血液がどちらとも存在する場合、前記プロセッサは、前記測定された透過スペクトルと前記基準スペクトルとを比較することにより、前記胆汁と前記血液との間の比が出血を示しているか、、または、同結果が高濃度の血液（実際の出血は無し）を示しているかを示すことができる。このような結果からも、病状を知ることができる。他の実施形態において、血液の濃度と、他の検出されたｉｎ−ｖｉｖｏデータとは、前記血液の位置をｉｎ−ｖｉｖｏで示し得る。他の実施形態において、透過スペクトルまたは吸収スペクトル間の比較の代わりに、図１１〜図１２を参照して以下に詳細に説明するように、前記光検出器によって検出された信号と、所定の閾値との間の比較を行うことができる。
【００２２】
他の実施形態において、いくつかの（例えば、少なくとも４つの）照明光源１３があり得る。各照明光源１３は、異なる狭帯域照射において照射し、対応する数の光検出器１４が設けられ得る。これら４つの光検出器１４はそれぞれ、自身の対応する照明光源１３に対向するように配置され得、各間隙１２がその間に設けられる。１つの照明光源１３からの光が対応しない光検出器１４によって検出されないようにするために、前記光を、先ずコリメータを通過させた後にのみ、前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体を通過させる。各狭帯域照明光源１３は、コリメータを含み得る。このコリメータは、前記光が前記流体を通過して自身の対応する光検出器１４に到達する前に、前記光をコリメートする。光検出器１４は、前記間隙の反対側において前記照明光源に対向するように、配置される。光検出器と照明光源との間の相関を達成するための別の方法として、各光検出器１４が特定の（そして恐らくは異なる）波長の光を検出できるように、これらの光検出器上に異なるフィルタを配置する。これらのフィルタは、狭帯域フィルタ、干渉フィルタまたは回折光学素子（ＤＯＥ）フィルタであり得る。
【００２３】
いくつかの実施形態によれば、デバイス１０は、ｐＨ検出器（図示せず）を含み得る。ｐＨ検出器の一例として、米国特許第６，６８９，０５６号に開示されるようなＥｎｄｏｎｅｔｉｃｓ Ｉｎｃ．によるｐＨ検出器であり得る。このようなｐＨ検出器は、ｐＨレベルを連続的に検出することができ、送信器２０は、前記検出されたｐＨと、光検出器１４によって検出された信号とを、患者身体の外部の受信器に送ることができる。ＧＩ管に沿った異なる位置におけるｐＨレベルは実質的に異なるため、前記検出されたｐＨから、ｉｎ−ｖｉｖｏ位置を知ることができる。例えば、胃中のｐＨは１〜４と低酸性であり、小腸中のｐＨ値は７〜８（弱アルカリ性）であり、大腸中のｐＨは５．５〜７（弱酸性）である。
【００２４】
他の実施形態において、血液が検出されたｉｎ−ｖｉｖｏ位置をアルゴリズム（例えば、米国特許第７，５９６，４０３号に開示されているもの）により、計算することができる。米国特許第７，５９６，４０３号において、身体管腔における経路長さ（例えば、特定位置までの経路長さまたは距離）を決定する方法が開示されている。光検出器１４によって光信号が検出された位置でありかつ血液の存在を示し得る位置であるｉｎ−ｖｉｖｏ位置を決定するために、この情報は、単独で用いてもよいし、あるいは、他のｉｎ−ｖｉｖｏデータ（例えば、ｐＨ）と組み合わせて用いてもよい。
【００２５】
デバイス１０は、内服用カプセルであり得る。典型的には、デバイス１０を患者に飲み込んでもらうことにより、デバイス１０を患者のＧＩ管に挿入する。他のデバイス１０の挿入方法（例えば、カプセル送達デバイス（例えば、米国特許第６，６３２，１７１号および米国特許第６，８８４，２１３号に開示されているようなもの）または外科手術によるもの）を用いてもよい。デバイス１０は、自然の蠕動運動を通じてＧＩ管に沿って移動し得る。
【００２６】
ここで、図１Ｂを参照する。図１Ｂは、本発明の一実施形態による出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出のためのデバイスの模式的側面図である。図１Ｂは、図１Ａ中に示されるデバイス１０の模式的側面図である。図１Ｂは、デバイス１０の側部を示し、ＰＣＡ１５の硬質部位の形状を主に示す。ＰＣＡ１５上に、照明光源１３が取り付けられる。ＰＣＡ１５の同じ形状の硬質部位を用いて、光検出器１４を照明光源１３に対向した様態で取り付けて、これにより、光検出器１４が直接照明光源１３に対向させる。この実施形態において、照明光源１３が取り付けられるＰＣＡ１５の硬質部位の形状を半円状に図示している。しかし、間隙１２のいずれかの側部のデバイス１０の側部の形状およびサイズに適合する限り、他の形状を用いてもよい。典型的には、デバイス１０の形状は、鋭角部の無い円形状に仕上げるべきであり、これにより、内服または他の方法のいずれかによるｉｎ−ｖｉｖｏ挿入に適したものとし、これにより、挿入時に組織が損傷を受けないようにする。さらに、デバイス１０は、円形縁部を有するように設計すべきであり、これにより、デバイス１０がＧＩ管に沿って自然蠕動によって移動している際に組織を損傷させることの無いようにする。従って、照明光源１３および光検出器１４の接続先となるＰＣＡ１５の硬質部位を半円形状とすると、好適であり得る。他の実施形態において、ＰＣＡ１５の硬質部位はｉｎ−ｖｉｖｏ組織と実際に接触する部分であるため、ＰＣＡ１５を被覆するデバイス１０のシェルまたはハウジング１６の形状が鋭角ではなくかつｉｎ−ｖｉｖｏ挿入に適したものである限り、他の形状（例えば、三角形、長方形、および四角形）をＰＣＡ１５に用いてよい。例えば、ＰＣＡ１５を被覆するデバイス１０のハウジングのシェルまたはハウジング１６は、ＰＣＡ１５がどんな形状であれ、円形の丸み付けされた半円形であり得る。部分１６は典型的には、円形縁部を有する透明窓部である。
【００２７】
ここで図２を参照する。図２は、本発明の一実施形態による出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出のためのデバイスのプリント回路基板アセンブリ（ＰＣＡ）の模式図である。本発明の一実施形態によれば、図２に示すように、プリント回路基板アセンブリ（ＰＣＡ）１５が設けられる。ＰＣＡ１５は、硬質部位１５ｒと、可撓性部位１５ｆとを含み得る。
【００２８】
上記の図１Ｂにおいて示すように、一実施形態において、照明光源１３および光検出器１４がそれぞれ取り付けられた２つの硬質部位１５ｒ’および１５ｒ’’は、半円形状である。しかし、他の形状を用いてもよい。ＰＣＡ１５は、各硬質部位１５ｒの端部が可撓性部位１５ｆとなるように、設計され得る。可撓性部位１５ｆ’および１５ｆ’’は、ＰＣＡ１５の形状がデバイス１０の容積内に入るように。折り畳むことができる。例えば、可撓性部位１５ｆ’および１５ｆ’’はそれぞれ、一端において２つの硬質部位１５ｒ’および１５ｒ’’それぞれの端部に接続され、かつ、１つの共通硬質部位１５ｒ’’’に接続される。その後、デバイス１０のＵ形状に適合するＵ形状を形成するように可撓性部位１５ｆ’および１５ｆ’’を折り畳み、これにより、間隙１２に対して硬質部位１５ｒ’と硬質部位１５ｒ’’との間に空間ができるようにする。
【００２９】
別の硬質部位１５ｒ’’’’は、可撓性部位１５ｆ’’’を通じて、Ｕ形状のＰＣＡ１５の底部に設けられた硬質部位１５ｒ’’’へと接続することができる。硬質部位１５ｒ’’’には、バッテリー接点１７が接続され得、バッテリー接点１７には、バッテリー接点１９が対向し得る。これらのバッテリー接点１９は、硬質部位１５ｒ’’’’に接続される。バッテリー接点１７とバッテリー接点１９との間には、（図１Ａ〜図１Ｂに示すように）バッテリー１８を挿入することができる。さらに、ＰＣＡ１５は、送信器２０およびアンテナ２１を含み得る。送信器２０およびアンテナ２１は、無線通信（例えば、ＲＦ通信）により、光検出器１４によって検出された信号を（図３に示す）外部受信器へと送ることができる。他の通信方法を用いてもよい。送信器２０は、制御能力（例えば、デバイス１０の多様な動作の制御）を含み得るが、制御能力または１つ以上の制御局面を別個の構成要素内に採用してもよい。送信器２０は典型的には、ＡＳＩＣ（特定用途向け集積回路）の一部であるが、他の構造物の一部であってもよい（例えば、送信器２０を、命令を実行するプロセッサとしてもよい）。デバイス１０は、送信器２０と別個の処理ユニットを含み得る。この処理ユニットは、例えば、命令を収容または処理する。
【００３０】
ここで図３を参照する。図３は、本発明の別の実施形態による出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出のためのデバイスの模式図である。本発明の実施形態によれば、図３に示すように、デバイス３００は、図１Ａ〜図１Ｂに示すようなデバイス１０と類似し得る。デバイス３００は、デバイス本体またはシェル３１１を含み得る。デバイス本体またはシェル３１１は、照明光源３１３と、ＰＣＡ３１５上に取り付けられた光検出器３１４とを含み得る。
【００３１】
しかし、デバイス１０とは対照的に、デバイス３００が有するさらなる特徴として、１つ以上の区画３０１がある。これらの１つ以上の区画３０１は、１つ以上のセル（例えば、セル３１２ａ、３１２ｂおよび３１２ｃ）を形成するように、照明光源３１３と光検出器３１４との間の間隙３１２にわたって編成される。区画３０１により、各セルに対して固有の照明光源３１３および固有の光検出器３１４が設けられるようにしつつ、複数のセル３１２ａ〜３１２ｃが形成される。これらの照明光源３１３および光検出器３１４は、各セル内において相互に対向して配置される。典型的には、各照明光源３１３およびその対応する光検出器３１４は、相互に対向する。セル３１２ａ〜３１２ｃはそれぞれ、ｉｎ−ｖｉｖｏ流体と接触し得る。
【００３２】
出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出およびＧＩ管に沿った出血位置の決定のために、セル３１２ａ〜３１２ｃを、異なる腸コーティング材料で充填しかつ／またはコーティングすることができる。各セルは、開口するように設計され得（すなわち、当該セルをコーティングしかつ／または充填する腸コーティング材料は、分解するように設計され）、これにより、照明光源３１３からの光をｉｎ−ｖｉｖｏ流体内において通過させることができる。この光は、前記セル内を自由に通過し前記セルを自由に出入りして、ＧＩ管に沿った異なる位置において光検出器３１４に到達する。例えば、（例えばデバイス３００の内服によって）デバイス３００をｉｎ−ｖｉｖｏ挿入するために、セル３１２ａ〜３１２ｃ全てを特定の腸溶性材料で充填しかつコーティングする。デバイス３００が食道および胃に到達すると、例えば、胃環境（例えば、ゼラチン）内にある際に分解するように設計された充填材によって充填されたセル３１２ａが開口する。セル３１２ａ中の充填材が分解すると、胃からのｉｎ−ｖｉｖｏ流体が流れて、セル３１２ａを出入りし得る。その後、照明光源３１３からの光は、さきほどまでセル３１２ａの充填物および／またはコーティングによって遮断されていた光検出器３１４に到達し得る。光検出器３１４は、セル３１２ａ内にあり、光信号を検出し、これらの光信号を送信器（例えば、デバイス１０におけるような送信器２０）を通じて外部受信器へと送ることができる。他の実施形態において、セル３１２ａは、胃中の血液を検出するように設計されているが、コーティングは何も施さなくてよい。なぜならば、胃は、デバイスがＧＩ管を通じて実際に移動する際に到達する最初の器官であるからである。
【００３３】
デバイス３００がＧＩ管に沿って進み続けると、小腸に到達する。セル３１２ｂをコーティングおよび充填する材料は、胃液中に存在する低ｐＨ（例えば、約３前後のｐＨ）に耐えかつより高いｐＨ（例えば、５．５を超えるｐＨ）中において分解し得、これによりセル３１２ｂの内容物を空にすることが可能な材料である。セル３１２ｂ内を充填している材料が無くなると、小腸のｉｎ−ｖｉｖｏ流体がセル３１２ｂ内に自由に入り、セル３１２ｂから自由に出ることが可能となり、これにより、照明光源３１３からの光が前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体内を通過し、セル３１２ｂ内の光検出器３１４に到達することができる。他の小腸特定の材料（例えば、胃内のデバイス３００が小腸に到達するまでのおおよその既知の通過時間に対応する所定の期間後に分解する時間依存性材料）を用いてもよい。ｉｎ−ｖｉｖｏデバイスの胃内における典型的な通過時間は、数分間から１時間である（「Ｃａｐｓｕｌｅ ｅｎｄｏｓｃｏｐｙ−Ｔｒａｎｓｉｔ ａｂｎｏｒｍａｌｉｔｉｅｓ」（ＬｅｗｉｓＢ．、ＧＩ Ｅｎｄｏｓｃｏｐｙ Ｃｌｉｎｉｃｓ ｏｆ ＮｏｒｔｈＡｍｅｒｉｃａ）を参照）。使用可能な材料のさらなる例は、例えば、小腸に依存する酵素反応によって異なり得る。
【００３４】
このデバイスは、ＧＩ管に沿ってさらに移動して、大腸に到達し得る。前記デバイスが大腸に到達すると、セル３１２ｃを充填している材料（この材料は、大腸流体中において特異的に分解するように設計された材料で構成され得る）が分解し得、これにより、セル３１２ｃ内の照明光源３１３からの光が大腸流体を通過し、セル３１２ｃ内の光検出器３１４に到達し得る。その後、セル３１２ｃの光検出器３１４は、大腸流体の光信号を検出し、これにより出血を検出することができる。セル３１２ｃを充填している材料の分解は、ｐＨ性であり得る。５．５を越えるｐＨ中にのみおいて分解するｐＨ依存性充填物の例は、メタクリル酸共重合体（例えば、Ｅｕｄｒａｇｉｔ（登録商標）ポリマー）で構成され得る。多様なグレードのメタクリル酸共重合体があり、これにより、各種のＥｕｄｒａｇｉｔ（登録商標）ポリマーが異なるｐＨレベルにおいて分解する。他の腸溶性ポリマーを挙げると、ポリ酢酸ビニルフタレート、ヒドロプロキシプロピルメチルセルロースフタレート、酢酸フタル酸セルロース、およびセルロースアセテートトリメリエート、またはこれらの組み合わせがある。これらのポリマーは、セルを充填するためのマトリックスとして作製され得る。
【００３５】
大腸中における分解専用の他の充填（およびコーティング）材料は、大腸バクテリアの存在下においてまたは大腸に特異的な酵素反応に起因して分解するポリマーであり得る。例えば、マトリックス構成における生分解性ポリマーまたはアゾポリマーを、充填材として（またはコーティング中に）用いることができる。なぜならば、これらのポリマーは、大腸中に存在するアゾバクターによって発生するアゾレダクターゼ酵素に起因して分解するからである。他の大腸中の特異的材料は、多糖類マトリックスによって構成され得る。多糖類マトリックスは、胃および小腸中では完全なままであるが、大腸中では細菌性多糖類（例えば、アミラーゼ、グァーガム、ペクチン、キトサン、イヌリン、シクロデキストリン、コンドロイチン硫酸、デキストランおよびローカストビーンガム）によって分解される。
【００３６】
他の材料も、デバイス３００が大腸に到達するまでのデバイス３００の小腸中におけるおおよその既知の通過時間に対応する所定の期間の後に分解するような、時間依存性であり得る。小腸中におけるｉｎ−ｖｉｖｏデバイスの典型的な通過時間は、追加を全く考慮しない場合、２〜８時間である（「Ｅｎｈａｎｃｅｄ Ｄｉａｇｎｏｓｔｉｃ Ｙｉｅｌｄ ｗｉｔｈ Ｐｒｏｌｏｎｇｅｄ Ｓｍａｌｌ Ｂｏｗｅｌ Ｔｒａｎｓｉｔ Ｔｉｍｅ Ｄｕｒｉｎｇ Ｃａｐｓｕｌｅ Ｅｎｄｏｓｃｏｐｙ」（Ｂｕｓｃａｇｌｉａら、Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｓｃｉｅｎｃｅｓ）を参照）。従って、例えば大腸内のみにおいて分解するようになっている、セル３１２ｃを占有する充填物またはコーティング材料を、デバイス３００の内服後６時間経過後に分解するように設計すればよい。６時間は、デバイス３００が胃を通過するのにかかるおおよその通過時間である１時間と、デバイス３００が小腸を通過するのにかかるおおよその通過時間である５時間との合計であり得る。デバイス３００が大腸に到達するまでのデバイス３００の小腸内における通過時間は、デバイス３００をＧＩ管に挿入する手順を緩下剤および増進剤の内服と共に行うことにより、制御および短縮することができる。デバイス３００（または１０）を挿入し、血液の存在を決定する手順を実質的に短時間で行わなければならない場合、デバイス３００の挿入の前および／または後の特定の時期に増進剤を内服する（例えば、特定の時間において大量の食事を取る）よう患者に指示することができる。他の方法としては、前記手順の時間を短縮するための緩下剤の内服がある。
【００３７】
セル３１２ａ〜３１２ｃの各セル内の照明光源３１３は、２つ以上の照明光源（例えば、３つまたは４つの照明光源）を含み得る。そのため、対応する数の光検出器３１４を各セル内に設けることができる。各セル内の複数の光検出器３１４はそれぞれ異なるフィルタを含み得、これにより、ＧＩ管に沿った各特定の位置においてｉｎ−ｖｉｖｏ流体を通過する特定の波長の光を、対応する光検出器によって検出することができる。各セル内の光検出器によって検出された信号は、特定の波長における信号と、基準としての胆汁および血液の透過スペクトルとを比較することができ、これにより、胆汁の存在、血液またはこれら両方についての結論を下すことができる。
【００３８】
他の実施形態において、複数の別個の間隙が設けられ得る。各間隙は、デバイス３００の外周に沿って異なる側部に配置される。各間隙はデバイスの外周に配置されるため、各間隙はｉｎ−ｖｉｖｏ流体と接触することができる。これらの間隙は、デバイス３００の異なる側部上に配置され得る。各間隙は、複数の照明光源と、光検出器とを含み得る。これら複数の照明光源はそれぞれ、異なる波長において照射する。この光検出器は、各間隙内において流れて各間隙を出入りするｉｎ−ｖｉｖｏ流体から出される光信号を検出する。いくつかの実施形態において、各間隙は、上述したようにＧＩ管に沿った異なる位置において開口または分解するように設計された異なるコーティング／充填物により、コーティング／充填され得る。
【００３９】
他の実施形態において、１つの間隙が設けられ得る。この１つの間隙は、特定の波長において照射する複数の照明光源と、光検出器とを含む。デバイス３００の外周に沿った別の側部において、複数のセルまたはチャンバが設けられ得る。これらの複数のセルまたはチャンバには、ＧＩ管に沿った異なる位置において開口するように設計された異なるコーティングが施されている。これらのチャンバはそれぞれ、光検出器を含み得る。この光検出器は、前記チャンバが開口しているかまたは未だ閉口状態のままであるかを検出することができる。これらのチャンバは小型光源も含み得、これにより、チャンバ内の光検出器が暗画像を検出した場合、前記チャンバが未だ並行状態であると推定することができ、前記光検出器が明画像を検出した場合、前記チャンバが開口している（すなわち、前記チャンバを占有しているコーティングおよび／または充填物が分解した）と推定することができる。前記間隙内の光検出器からの情報と、前記チャンバの画像とを組み合わせることで、血液の存在をｉｎ−ｖｉｖｏで知ることができ、その位置もｉｎ−ｖｉｖｏで知ることができる。
【００４０】
ここで図４を参照する。図４は、図３の実施形態および本発明の別の実施形態による、出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出のためのデバイス３００の模式的上面図であり、閉口状態のセル３１２ａ〜３１２ｃを示す。いくつかの実施形態によれば、区画３０１は不透明であり得、これにより、１つのセルからの照射が隣接セルに到達しないようになっている。いくつかの実施形態において、照明光源３１３は、照明光源３１３からの照射がセル３１２ａ〜３１２ｃそれぞれに到達するように、ＰＣＡ３１５上に配置され得る。例えば、照明光源３１３を複数の照明光源に分割することで、各セル３１２ａ〜３１２ｃを照射する１つ以上の照明光源を各セル３１２ａ〜３１２ｃに対して設けることができる。
【００４１】
そのため、光検出器３１４は、ｉｎ−ｖｉｖｏ流体を通過した光の光信号がセル３１２ａ〜３１２ｃそれぞれによって検出されるように、ＰＣＡ３１５上に配置され得る。例えば、各セル３１２ａ〜３１２ｃが（恐らくは、異なる波長において照射する照明光源の数に対応する数だけの）１つ以上の光検出器を有するように、光検出器３１４を複数の光検出器に分割することができる。他の実施形態によれば、デバイス３００は、セル３１２ａ〜３１２ｃそれぞれに対し、白色広帯域照射を照射する１つの照明光源を含み得、各セルは、複数の光検出器を有し得る。これら複数の光検出器はそれぞれ、異なる特定の波長または波長範囲において光信号を検出する。これら複数の光検出器は典型的には３つ〜４つの光検出器であり、特定の波長の光を検出できるように、フィルタを含み得る。このようなフィルタは、狭帯域フィルタ、干渉フィルタまたは回折光学素子（ＤＯＥ）フィルタであり得る。
【００４２】
照明光源３１３は、光検出器３１４の動作に依存せずに、セル３１２それぞれを連続的に照射し得る。いくつかの実施形態において、セル（例えば、セル３１２ｂ）内に未だ腸溶性材料が充填されている場合、照明光源３１３からの光は、セル３１２ｂ内の光検出器３１４に到達することができない。デバイス３００の内部またはデバイス３００の外部にあるプロセッサは、照射パルス持続時間を制御することができる。光検出器３１４が信号を検出しなかった場合、照明光源３１３を低フレームレートで照射するように調節するか、または、各期間間の長い持続時間と共に短期間のみにわたって照射するように調節する。同様に、デバイス３００の電力をより節約できるように（「スリープモード」）、セル３１２ｂ内の光検出器３１４を低フレームレートにおいて光信号を検出するように調節することができる。しかし、セル３１２ｂ内の充填材が分解した場合、セル３１２ｂ内の光検出器３１４は、光信号の検出を開始する。このときに、プロセッサは、照明光源３１３および光検出器３１４（またはこれらのうち１つのみ）を制御して、高レートによる照射および高周波数における光信号の検出をそれぞれ行う（「覚醒モード」）ことができる。
【００４３】
いくつかの実施形態において、ＧＩ管に沿った異なる位置において開口する異なるセル３１２ａ〜３１２ｃを形成する区画３０１を含むデバイス３００の代わりに、デバイス３００は、ｐＨ検出器（図示せず）を含んでもよい。ｐＨ検出器は、ｐＨレベルを連続的に検出し、前記検出されたｐＨを患者身体の外部にある受信器へと送ることができる。ＧＩ管に沿った異なる位置ｐＨレベルはそれぞれ異なるため、検出されたｐＨから、特定のｉｎ−ｖｉｖｏ位置を知ることができる。他の実施形態によれば、前記ｐＨ検出器は、前記複数のセルｓ３１２ａ〜３１２ｃとは別のさらなるセンサーであり得る。
【００４４】
いくつかの実施形態において、デバイス３００は、身体管腔内へのデバイス挿入後の経過時間の表示を支援し得るカウンターをさらに含み得る。このようなカウンターにより、位置（例えば、ＧＩ管に沿った位置）をｉｎ−ｖｉｖｏで概算することが可能となる。すなわち、デバイス挿入からＧＩ管に沿った特定の器官への到達までの時間を、統計（例えば、蠕動運動の持続時間に関する研究）に基づいて理解することもできるし、あるいは、デバイス挿入手順に増進剤および緩下剤の内服が含まれる場合に所定の時間軸に基づいて理解することもできる。
【００４５】
ここで図５を参照する。図５は、本発明の一実施形態による出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出のためのシステムの模式図である。デバイス１０は、図２に示すような送信器２０を含み得る。デバイス１０またはデバイス３００は、ｉｎ−ｖｉｖｏ流体内を通過して検出された照射を外部受信器５２へと送り得る。受信器５２は、デバイス１０またはデバイス３００から送られたデータを保存するメモリユニットを含み得る。
【００４６】
本発明のいくつかの実施形態によるシステムは、ｉｎ−ｖｉｖｏ感知デバイスを含む。このｉｎ−ｖｉｖｏ感知デバイスは、光信号および／または他の情報（例えば、画像、ｐＨ値など）をデータ受信器および／またはレコーダ５２へと送る。このレコーダ５２は、被検者の近隣に設けることもできるし、あるいは、被検者が装着することもできる。データ受信器および／またはレコーダ５２はもちろん、他の適切な構成をとることができる。データ受信器および／またはレコーダ５２は、前記受信された情報をより大型のコンピューティングデバイス５４（例えば、ワークステーションまたはパーソナルコンピュータ）へと転送し得る。コンピューティングデバイス５４において、前記データについてのさらなる分析、保存および／またはユーザへの表示が行われる。他の実施形態において、ディスプレイ５６は、コンピューティングデバイス５４の一部ではなく別個のユニットであり得る。他の実施形態において、これら多様な構成要素はそれぞれ不要である。例えば、内部デバイスからの情報を直接表示システムまたは処理システムへと直接送信するかまたは他の場合に（例えば配線により）転送することができる。
【００４７】
いくつかの実施形態において、コンピューティングデバイス５４は、処理ユニットおよび記憶ユニットを含み得る。前記処理ユニットは、光検出器１４（または３１４）によって検出された光信号からの透過スペクトルを生成し得る。この透過スペクトルは、ｉｎ−ｖｉｖｏ流体の透過スペクトルに対応する。その後、前記処理ユニットは、前記生成された透過スペクトルと、（例えば、胆汁の）基準透過スペクトルとを比較し得る。処理ユニットは、スペクトル全体を比較することもできるし、あるいは、胆汁が相関位置に存在するかをｉｎ−ｖｉｖｏで決定するために、複数の値のみを比較することもできる。例えば、照明光源１４または３１４は、約５００ｎｍ、７００ｎｍおよび８５０ｎｍの波長において照射し得る。波長４５０ｎｍと波長７００ｎｍとの間の胆汁の透過比は極めて高く（およそ１０００）、血液の透過スペクトルの振る舞いと類似している。そのため、特定の位置における胆汁の存在をｉｎ−ｖｉｖｏ決定するためには、胆汁の透過スペクトルのみに対して固有でありかつおよび血液の透過スペクトルには存在しない固有の結果を導き出せるさらなる比を計算する必要がある。例えば、波長７００ｎｍと８５０ｎｍとの間の比を上記位置において計算する。その後、７００ｎｍと８５０ｎｍとの間のこの比を基準値と比較する。この基準値は、水中の胆汁の透過スペクトルから計算することができ、胆汁の存在を示すことができる。胆汁中の７００ｎｍと８５０ｎｍとの間の比は典型的には、血液中における比よりも大きいことが多い。従って、この比は、両者間の差を示す際に適している。ｉｎ−ｖｉｖｏ信号から計算された比が、前記プロセッサが前記基準スペクトルに基づいて計算した特定閾値を越えた場合、これは、７００ｎｍと８５０ｎｍとの間の比が計算された当該特定の位置における胆汁の存在をｉｎ−ｖｉｖｏで示し得る。
【００４８】
血液の存在をｉｎ−ｖｉｖｏ決定するためには、さらなる比を計算し、この比を基準と比較する必要がある。例えば、波長５７６ｎｍと波長７００ｎｍとの間の透過比を計算する。その後、この比と、基準値とを比較する。この基準値は、水中の血液の透過スペクトルから計算することができる。前記検出された信号から計算された比が血液の基準透過スペクトルに基づいて計算された特定の閾値を超える場合、この結果から、病状をｉｎ−ｖｉｖｏで示し得る血液の存在を知ることができる。
【００４９】
従って、血液の存在をｉｎ−ｖｉｖｏでおよび／または胆汁の存在を決定するために、照明光源１３または３１３は典型的には、３つの異なる波長（例えば、５７６ｎｍ、７００ｎｍおよび８５０ｎｍ）において照射し得る。他の波長の選択肢を挙げると、４１５ｎｍ、５４０ｎｍ、５６０ｎｍ、７００ｎｍおよび８５０ｎｍがある。典型的には、全ての比において特定の波長が用いられる。この波長は、血液中での透過率が高い波長（例えば、７００ｎｍ）でなければならない。
【００５０】
さらに、血液が酸化しているか否かについても、知ることができる。すなわち、水中の血液の透過スペクトル中には２つの最小ピークがあり、そのうち１つ波長は約５４２ｎｍであり、そのうち他方の波長は約５７６ｎｍである。これらのピークから、酸化した血液の存在を知ることができる。検出された信号によって生成された透過スペクトル中のピークの波長が約５４２ｎｍおよび約５７６ｎｍではない場合、血液が酸化していないことが分かる。従って、デバイス１０または３００が５つの異なる波長を有する５個の照明光源を含む場合、前記プロセッサは、胆汁の存在と、血液の存在と、血液が酸化しているかとを示し得る。例えば、これらの５個の波長は、４１５ｎｍ、５４２ｎｍ、５７６ｎｍ、７００ｎｍおよび８５０ｎｍであり得る。
【００５１】
いくつかの実施形態において、ディスプレイ５６は、ｉｎ−ｖｉｖｏ流体の透過スペクトルを表示し得る。他の実施形態において、ディスプレイ５６は、ｍａｙｄｉｓｐｌａｙ前記透過スペクトルを他の情報（例えば、光信号が検出された位置である相関ｉｎ−ｖｉｖｏ位置におけるｐＨ値）と共に表示し得る。他の実施形態において、デバイス１０が例えば画像装置および広帯域照射（すなわち、白色光）を含み得る場合、ｉｎ−ｖｉｖｏ画像を単独でまたは血液／胆汁または双方が検出されたｉｎ−ｖｉｖｏ位置と共に表示することができる。
【００５２】
いくつかの実施形態によれば、受信器５２は、使い捨て型の受信器であり得る。いくつかの実施形態において、前記受信器は、装着可能な使い捨て型パッチであり得る。患者は、例えば出血検出目的ののためにｉｎ−ｖｉｖｏ環境を監視するために、前記受信器を装着し、新規のデバイス１０または３００を毎日１週間にわたって服用し得る。このようにする理由は、出血は一定した病状ではなく、ある日に出血が発生し、その後１〜２日間出血が発生せず、その後別の日に出血が見られる場合があるからである。そのため、患者に新規デバイスを毎日１週間にわたって挿入することにより、長期間（例えば、１週間）にわたって出血を監視する必要がある場合がある。前記受信器は、ＧＩ管に沿って血液が検出された位置を示し得る可視指示を含み得る。例えば、前記受信器は、ＧＩ管に沿った多様な位置（例えば、食道、胃、小腸および大腸）に対応する異なるＬＥＤを含み得る。これらのＬＥＤは、光検出器（１４または３１４）により出血が検出された際に、発光し得る。例えば、小腸内において出血が検出された場合、小腸に対応するＬＥＤが発光することで、患者および／または医師に対し、当該患者の状態を通知することができる。
【００５３】
他の実施形態において、患者および患者の医師に対して患者の状態を通知するための他の方法があり得る。さらに他の実施形態において、前記通知を暗号化することで、当該患者の医学的状態が患者には分からないようにし、医師だけが前記通知を読解することができるようにすることができる。このようにすると、患者が手順の結果を見て理解することができる場合に患者が苦悩および心配するのを回避するために有用であり得る。
【００５４】
ここで図６を参照する。図６は、本発明の一実施形態による出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出のための方法を示す。図６による方法は、ｉｎ−ｖｉｖｏ流体を異なる波長において照射するステップ（６１０）と、前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体の透過スペクトルを測定するステップ（６２０）とを含み得る。前記方法は、前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体の前記透過スペクトルと、特定の波長における所定の胆汁の透過スペクトルとを比較するステップ（６３０）をさらに含み得る。この比較ステップは、デバイス１０または３００内のプロセッサによって行ってもよいし、あるいは、デバイス１０または３００の外部にあるプロセッサによって行ってもよい。前記スペクトル間の比較により、前記特定の位置における胆汁の存在がｉｎ−ｖｉｖｏで決定され得る（６４０）。前記方法は、前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体の前記透過スペクトルと、特定の波長における血液の所定のスペクトルとを比較するステップ（６５０）を含み得、これにより、前記透過スペクトルに従って血液の存在を決定する（６６０）。他の実施形態において、透過スペクトルまたは吸収スペクトル間の比較の代わりに、前記方法は、図１１〜図１２を参照して以下に詳細に説明するように、光検出器によって検出された離散的信号と、所定の閾値とを比較するステップを含み得る。
【００５５】
ここで図７を参照する。図７は、本発明の別の実施形態による出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出のための方法を示す。この請求項７による方法は、胃腸（ＧＩ）管に沿ったセグメント分解能においてｉｎ−ｖｉｖｏ感知デバイスを局所化し、各位置において血液の存在を検出する方法であり得る。前記方法は、ｉｎ−ｖｉｖｏ感知デバイスを患者のＧＩ管に挿入するステップ（７１０）を含み得る。本発明の実施形態によれば、前記デバイスは、間隙と、１つ以上の照明光源と、光検出器とを含み得る。前記間隙を通じて、ｉｎ−ｖｉｖｏ流体が流れて出入りする。前記１つ以上の照明光源は、前記間隙の片側に配置される。前記光検出器は、前記間隙の他方側において前記照明光源に対向して配置される。例えば、前記ｉｎ−ｖｉｖｏデバイスは、デバイス１０またはデバイス３００であり得る。前記デバイスは、反対側において前記間隙を含む前記デバイスの他端上において、画像装置および広帯域白色光照明光源をさらに含み得る。前記方法は、ｉｎ−ｖｉｖｏ流体を異なる波長において照射するステップ（７２０）と、前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体の透過スペクトルを測定するステップ（７３０）とを含み得る。前記デバイスの内部または前記デバイスの外部にあるプロセッサは、前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体の前記透過スペクトルと、所定の胆汁の透過スペクトルとを比較するステップ（７４０）を行い得、これにより、胆汁の濃度を決定する（７５０）。各位置におけるｉｎ−ｖｉｖｏ胆汁濃度に従って、前記プロセッサは、セグメント分解能における前記透過スペクトルの各点における前記ｉｎ−ｖｉｖｏデバイスの位置を決定するステップ（７６０）を行い得る。いくつかの実施形態において、プロセッサは、デバイス１０または３００内にあるか、またはデバイス１０または３００の外部にあり、あるいは、外部ユーザ（例えば、医師）が、前記デバイスの前記ｉｎ−ｖｉｖｏ位置を決定するステップを行ってもよい。前記方法は、前記透過スペクトルに従って血液の存在を決定するステップをさらに含み得、これにより、血液がｉｎ−ｖｉｖｏで存在するかそしてどの位置にあるかを決定することができる。他の実施形態において、透過スペクトルまたは吸収スペクトル間の比較の代わりに、前記方法は、図１１〜図１２を参照して詳細に説明するように、前記光検出器によって検出された処理された離散的信号と、所定の閾値とを比較するステップを含み得る。
【００５６】
他の位置特定方法では、画像装置と、間隙を含むデバイスの端部の反対側にある白色光とを含まれ得、これにより、ｉｎ−ｖｉｖｏ画像により、ｉｎ−ｖｉｖｏ位置と、血液の存在に関する決定とを示すことができる。他の実施形態において、前記デバイスはｐＨ検出器を含み得、これにより、検出されたｐＨレベルに基づいて、前記デバイスのＧＩ管に沿った位置を決定することができる。さらに他の実施形態において、前記デバイスの位置特定を胆汁のスペクトル情報を用いて行うことができる。血液のスペクトル情報から血液の存在をｉｎ−ｖｉｖｏで知ることができるため、ｉｎ−ｖｉｖｏ画像に基づいて、組織上のあらゆる出血源を知ることができる。
【００５７】
ここで図８を参照する。図８は、本発明の別の実施形態による出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出のためのデバイスの模式図である。本発明の実施形態によれば、ｉｎ−ｖｉｖｏ感知デバイス８００は、反応性基板８０１を含む。反応性基板８０１は、デバイス８００の長手方向軸に対して垂直方向に配置され得る。反応性基板８０１の情報には不透明カバー８２０が設けられ得る。不透明カバー８２０は、長手方向軸に対して垂直方向に配置される。不透明カバー８２０により、管腔壁が反応性基板８０１から遠隔方向に押圧され、かつ、反応性基板８０１が周囲のｉｎｖｉｖｏ方位物から良好に隔離される。
【００５８】
不透明カバー８２０は、デバイス８００内において感知されたデータを、不透明カバー８２０の存在が無い場合に感知され得るデータから隔離することを支援する。（例えば、内服用画像化カプセルにおいて公知のような）透明カバーではなく不透明カバー８２０を設けることにより、デバイス８００は、デバイス８００の外部において発生する反応からいかなる干渉を受けること無く、デバイス８００内において発生する反応の情報のみを感知および収集する能力を持つことができる。その結果、高い信号対ノイズ比の達成が支援される。
【００５９】
不透明カバー８２０は、少なくとも２つの開口部８２１を含む。これら少なくとも２つの開口部８２１により、ｉｎ−ｖｉｖｏ流体がデバイス８００の本体内を連続的に流れることが可能となる。いくつかの実施形態によれば、開口部８２１の形状は、開口部８２１内におけるｉｎ−ｖｉｖｏ流体の流れを誘発する形状（例えば、円錐台形状）であればよく、ここで、前記円錐の基部は、デバイス８００と周囲のｉｎ−ｖｉｖｏとの間の界面に設けられ、その直径は、デバイス８００内に進む方向において低減する。これにより、デバイス８００内を通過する流体の濃度を増加させ、不透明カバー８２０内に形成された空間内へ前記少なくとも２つの開口部８２１を通じて自由に流れ込むｉｎ ｖｉｖｏ流体と共に搬送されるｉｎ−ｖｉｖｏマーカーの数量を増加させることができる。いくつかの実施形態によれば、不透明カバー８２０の代わりに鏡が用いられ得る。
【００６０】
反応性基板８０１上には、少なくとも１つの種類の結合剤（例えば、抗体または他の適切なペプチド）が付着され得る。前記結合剤は典型的には、血液の存在をｉｎ−ｖｉｖｏで示す所望のｉｎ−ｖｉｖｏマーカーに対して特異的であるかまたは高親和性である。前記付着された結合剤は、ＧＩ環境に耐えなければならない（例えば、ＧＩ管に沿った露出されるであろう位置に応じた、胆汁の存在および他の酸性またはアルカリ性環境に耐えなければならない）。
【００６１】
例えば、前記ｉｎ−ｖｉｖｏマーカーは、グロビンＡおよびグロビンＢまたはタンパク質グリコホリンＡであり得る。グロビンＡおよびグロビンＢは、ヘモグロビンのタンパク質部分である。タンパク質グリコホリンＡは、赤血球の膜上にあるタンパク質の１つである。このようなタンパク質またはタンパク質部分は、反応性基板８０１上に付着した結合剤に結合し得る。いくつかの実施形態によれば、反応性基板１０を２つ以上の部分（例えば、部分８１０、８１１および８１２）に分割することができる。これらの部分それぞれには、血液の存在を示すマーカーとの結合に適した少なくとも１つの種類の結合剤が付着され得る。いくつかの実施形態において、反応性基板８１０の各部分は、異なるコーティングを含み得る（例えば、部分８１０はコーティング８１０’でコーティングされ得、部分８１１はコーティング８１１’でコーティングされ得、部分８１２はコーティング８１２’でコーティングされ得る）。いくつかの実施形態において、これらのコーティングは、デバイス８００がＧＩ管内を通過している間、特定のｉｎ−ｖｉｖｏ環境条件（例えば、特定のｐＨレベル下において、特定の酵素活性下において、、所定の期間後）下において共にまたは別個に分解するように、設計される。例えば、コーティング８１０’は、胃環境において分解するように設計され得、コーティング８１１’は、小腸環境において分解するように設計され得、コーティング８１２’は、大腸内において劣化し得る。
【００６２】
例えば、デバイス８００が胃に到達すると、コーティング８１０’は、胃環境と接触することにより劣化し得る。デバイス８００がさらにＧＩ管に沿って進むと、デバイス８００は小腸に到達する。例えばコーティング８１１’を構成する材料は、胃液中に存在する低ｐＨ（約３のｐＨ）に耐える材料であり得る。しかし、より高いｐＨレベル（５．５を超えるｐＨ）において、コーティング８１１’の材料は分解し得、そのため、反応性基板部分８１１の近隣のｉｎ−ｖｉｖｏ流体が自由に流れることが可能となり、これにより、部分８１１上に付着した結合剤にｉｎ−ｖｉｖｏマーカーが結合し得る。他の小腸に対して特異的な材料（例えば、デバイス８００が胃を通過して小腸に到達するまでの通過時間に対応する所定の期間後に分解するように設計された時間依存性材料）を用いてもよい。利用可能な材料のさらなる例は、小腸に依存する酵素反応などによって異なり得る。
【００６３】
デバイス８００は、ＧＩ管に沿ってさらに移動し、大腸に到達し得る。前記デバイスが大腸に到達すると、コーティング８１２’が分解し得、血液の存在を示すｉｎ−ｖｉｖｏマーカーを搬送する大腸流体が、部分８１２に付着した結合剤と結合し得る。コーティング８１２’の分解は、ｐＨに依存し得る。ｐＨが５．５を超えた場合のみに分解するｐＨ依存型コーティングの例は、メタクリル酸共重合体（すなわち、Ｅｕｄｒａｇｉｔ（登録商標）ポリマー）によって構成され得る。これらの共重合体には多様なグレードがあるため、各種のＥｕｄｒａｇｉｔ（登録商標）ポリマーは、異なるｐＨレベルにおいて分解する。他の腸溶性ポリマーを挙げると、ポリ酢酸ビニルフタレート、ヒドロプロキシプロピルメチルセルロースフタレート、酢酸フタル酸セルロース、およびセルロースアセテートトリメリエート、またはこれらの組み合わせがある。
【００６４】
大腸内のみにおいて分解する他のコーティング材料は、大腸バクテリアの存在下においてまたは大腸に特異的な酵素反応に起因して分解するポリマーであり得る。例えば、大腸内において分解するように設計された生分解性ポリマーまたはアゾポリマーをコーティングとして用いると効率的である。なぜならば、これらのポリマーは、大腸内に存在するアゾバクターによって生成されたアゾレダクターゼ酵素に起因して分解するからである。他の材料は時間依存性であり得、そのため、これらの他の材料は、分解するか、または、デバイス８００が小腸を通過して大腸に到達するまでの通過時間に対応する所定の期間後に分解するように、設計される。
【００６５】
ｉｎ−ｖｉｖｏ感知デバイス８００は、ｉｎ−ｖｉｖｏ包囲物に露出される。反応性基板８０１は、ｉｎ−ｖｉｖｏ流体の流れに露出されるため、前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体内を流れるｉｎ−ｖｉｖｏマーカーに露出され得る。このように常に露出させることにより、異なる部分８１０、８１１および８１２内の結合剤と所望のｉｎ ｖｉｖｏマーカーを高濃度で結合させるのを支援することができる。
【００６６】
いくつかの実施形態によれば、反応性基板８０１を網羅するようにセンサー８０４が配置され、これにより、反応性基板８０１上において発生した光学的変化をセンサー８０４によって検出することができる。前記光学的変化は、色の変化、色相の変化、輝度の変化、明度の変化、光学濃度の変化、光学透過率の変化、光散乱の変化、またはこれらの任意の組み合わせであり得る。
【００６７】
反応性基板８０１上で発生しセンサー８０４によって感知される光学的変化は、結合剤または前記結合剤に結合したｉｎ−ｖｉｖｏマーカーまたはこれら両方の構造的変化に起因して発生する光学的変化である。
【００６８】
いくつかの実施形態によれば、反応性基板８０１は、免疫測定に適した多様な材料（例えば、シリコン、ガラス、プラスチック）から作製され得る。反応性基板８０１の製作に適した材料であるかを評価する際に勘案すべきパラメータとしては、例えば、当該材料の透明度、当該材料の内部使用における安全性、当該材料の腔内条件下での耐久性などがある。従って、当該分野において結合剤の付着先となる生物基板の製造において既知の任意の材料が、適切であり得る。いくつかの実施形態によれば、反応性基板８０１は、透明なラブオンチップ型の基板であり得、この基板上において多様な反応を発生させることができ、これらの反応をセンサー８０４によって感知させることができる。他の実施形態によれば、ポリスチレンなどの複合材料も、反応性基板８０１の構築において適切である。
【００６９】
いくつかの実施形態において、デバイス８００は、光学系８０２を含み得る。光学系８０２は典型的には、レンズを含み得る。前記レンズは、光学的変化をセンサー８０４上に集束させる。光学的変化は、例えば、反応性基板８０１上に付着した結合剤から発せられた照射であり得る。いくつかの実施形態において、光学系８０２は、光学系８０２と反応性基板８０１との間の所定の距離から発出された照射のみを集束させるように、設計される。光学系８０２がこのように設計されている場合、さらに遠隔の距離から発出された照射はセンサー８０４上に集束されず、センサー８０４によって感知されない。そのため、背景雑音が実質的に回避される。
【００７０】
いくつかの実施形態において、デバイス８００は、少なくとも１つの照明光源８０３を含む。いくつかの実施形態によれば、センサー８０４および照明光源８０３は、反応性基板８０１と対向し得、これにより、照明光源８０３からの光線は、反応性基板８０１上に入射した後、反射されてセンサー８０４に到達する。いくつかの実施形態によれば、反応性基板８０１内において結合剤が付着された領域のサイズは、センサー８０４のサイズと相関し、これにより、反応性基板８０１からの情報全てが、いかなるデータ損失無く、センサー８０４によって検出される。
【００７１】
典型的には、一実施形態において、照明光源８０３は白色ＬＥＤである。他の実施形態によれば、照明光源８０３は、単色照明光源であり得る。いくつかの実施形態において、２つ以上の単色照明光源があり得る。他の実施形態によれば、２つ以上の照明光源８０３があり得る。これら２つ以上の照明光源８０３はそれぞれ、異なる照射スペクトルを持ち得る。
【００７２】
いくつかの実施形態によれば、異なるスペクトルを有する各照明光源８０３は、反応性基板８０１の各部分に付着されている同じ種類の結合剤を照射してもよいし、あるいは、部分８１０、８１１および８１２にそれぞれ付着されている２種類以上の結合剤を照射してもよい。異なる照射スペクトルをそれぞれ有する２つ以上の照明光源８０３が照射されると、センサー８０４は、異なる照射スペクトルにおいて多様な反射を受信し得る。いくつかの実施形態において、前記多様な反射から、生体内に存在し得る病状に関するさらなる情報を得ることができる。結合剤が１種類である場合、ｉｎ−ｖｉｖｏマーカーと結合剤との結合に起因して発生して感知された光学的変化から、１種類の病状（例えば、出血）についての情報をｉｎ−ｖｉｖｏで得ることができる。一方、２種類以上の結合剤がある場合、異なるｉｎ−ｖｉｖｏマーカーがその対応する異なる結合剤と結合することによって発生する光学的変化から、多様な種類の病状（例えば、血液の存在および結腸直腸癌を示すマーカーの存在）に関する情報を得ることができる。
【００７３】
いくつかの実施形態において、病状を示すｉｎ ｖｉｖｏマーカーの存在を検出するために、タグ付き結合剤を前記マーカーに結合させる必要がある場合がある。いくつかの実施形態によれば、前記ｉｎ ｖｉｖｏマーカーを前記結合剤に結合させた後、これを各部分において反応性基板８０１上に付着させ、さらなる結合剤（例えば、抗体）を身体の管腔に挿入することができる。この挿入された結合剤は典型的には、所望のｉｎ−ｖｉｖｏマーカー（典型的には、反応性基板８０１に付着した結合剤が結合している部分ではなく、マーカー構造上の異なる部分）に対して特異的であるかまたは高親和性である。前記挿入された結合剤は、タグ（例えば金粒子、ビーズ、または、米国特許出願公開番号第２００９／０３１２６３１（公開日：２００９年１２月１７日）にさらに開示されているように蛍光発光し得るタグ付け分子）により、タグ付けされ得る。従って、いくつかの実施形態において、前記ｉｎ ｖｉｖｏマーカーと、反応性基板８０１に付着している結合剤とを結合させた後、前記タグ付き結合剤は、異なる部分において前記マーカーと結合し得、これにより、結合剤、マーカーおよびタグ付き結合剤の複合物が得られる。いくつかの実施形態において、デバイス８００が胃に到達すると、例えば、コーティング８１０’が分解し、これにより、前記タグ付き結合剤と、部分８１０に付着した結合剤に結合しているマーカーとの結合が発生する。前記複合物が付着している反応性基板８０１が照射されると、センサー８０４は、前記異なる結合分子およびよって血液の存在を示す光学的変化を検出し得る。
【００７４】
いくつかの実施形態によれば、身体管腔内に投与される結合剤の挿入方法としては、飲み込み、内服、注入などがある。結合剤の挿入は、デバイス８００の身体内への挿入後に行われ得る。いくつかの実施形態において、デバイス８００を身体内に挿入して所定期間が経過した後、反応性基板８０１内の特定部分を被覆するコーティングが分解し、所望のｉｎ ｖｉｖｏマーカーと、反応性基板８０１上の結合剤とが結合し、タグ付き結合剤が前記身体内へと挿入される。他の実施形態において、デバイス８００がｉｎ−ｖｉｖｏ挿入されるのと実質的に同時に、タグ付き結合剤を投与する。他の実施形態において、デバイス８００の挿入舞前に、タグ付き結合剤が投与され得る。
【００７５】
いくつかの実施形態によれば、前記挿入された結合剤は、金粒子、ビーズ、蛍光発光分子、または照射されたときに認識可能となる他の任意のタグ付け技術によってタグ付けされ得る。例えば金粒子またはビーズによってタグ付けされている結合剤の場合、前記結合剤は、可視光波長において照射された際に、認識可能となる。例えば蛍光発光タグ付け分子によってタグ付けされている結合剤の場合、前記結合剤は、蛍光発光を誘発させるのに適したスペクトルにおいて照射されると、認識可能となる。例えば、紫外線スペクトルにおける照射により、可視光スペクトルにおける発光を誘発することができる。
【００７６】
反応性基板８０１は、センサー８０４によって連続的に視認可能となっており、これにより、長時間の露出が可能である。これは、検出された光学的変化が蛍光発光に関連するものである場合に、重要な特徴である。蛍光発光において、照射された分子によって吸収される光子の数は、前記分子から発出される光子の数よりも多い。そのため、高い信号を得るためには、実質的に静止した画像を感知する（例えば、ｉｎ ｖｉｖｏ流体と常に接触しておりかつ光学的変化について連続的に視認されている反応性基板８０１を感知する）必要がある。
【００７７】
ｉｎ ｖｉｖｏマーカーは、デバイス８００の近隣において自由に流れるｉｎ ｖｉｖｏ流体と共に搬送可能であり、これにより、血液が確実にｉｎ−ｖｉｖｏで存在する。
【００７８】
いくつかの実施形態によれば、センサー８０４に含まれる画素数は、画像装置（例えば、ＣＣＤ画像装置またはＣＭＯＳ画像装置）において典型的に用いられる画素数よりも多い。例えば、センサー８０４は、１００ミクロンまでの画素を含み得る。
【００７９】
いくつかの実施形態によれば、少なくとも１つの照明光源８０３およびセンサー８０４が、ＰＣＢ８０５上に配置される。典型的には、デバイス８００は、自律型であり得、内部電源８０６（例えば、酸化銀電池）を含み得る。他の実施形態によれば、デバイス８００は、ワイヤまたはケーブルを通じて外部電源に接続され得る。
【００８０】
いくつかの実施形態によれば、デバイス８００は、送信器８０７を含み得る。送信器８０７は、センサー８０４によって感知されたデータを、デバイス８００の外部にある受信器に送る。いくつかの実施形態において、送信器８０７は、無線送信器を含み得る（例えば、無線周波数（ＲＦ）信号または他の種類の通信信号を送ることができる）。例えば、送信器８０７は、アンテナ８０８を用いて無線信号を送ることができる。他の無線送信方法を用いてもよい。
【００８１】
本発明のいくつかの実施形態によるシステムは、ｉｎ−ｖｉｖｏ感知デバイス８００を含み得る。ｉｎ−ｖｉｖｏ感知デバイス８００は、情報（例えば、画像および／または他のデータ）をデータ受信器および／またはレコーダへと送る。このデータ受信器および／またはレコーダは恐らくは、被検者の近隣に設けられるか、または、被検者によって装着される。前記データ受信器および／またはレコーダはもちろん、他の適切な構成をとってもよい。前記データ受信器および／またはレコーダは、前記受信された情報をより大型のコンピューティングデバイス（例えば、ワークステーションまたはパーソナルコンピュータ）へと転送し得る。このコンピューティングデバイスにおいて、前記データについてのさらなる分析、保存および／またはユーザへの表示が行われ得る。他の実施形態において、前記多様な構成要素それぞれが不要となる場合もあるし、あるいは、別の構成内に収容される場合もある。例えば、内部デバイスからの情報を直接表示システムまたは処理システムへと直接送信するかまたは他の場合に（例えば配線により）転送することができる。別の例において、前記データ受信器またはワークステーションは、情報を前記ｉｎ−ｖｉｖｏデバイスへと送信または他の場合に転送することができる。一実施形態において前記デバイスは自律型カプセルであり得るが、他の構成（例えば、内視鏡またはトロカール）を用いることも可能である。
【００８２】
いくつかの実施形態によれば、デバイス８００は、内服用カプセルであり得る。他の実施形態によれば、デバイス８００は、カプセル形状であってもよいし、あるいは、他の任意の形状（例えば、球状、楕円状、ピーナッツ状）であってもよい。他の実施形態において、不透明カバー８２０はドーム形状でなくてもよく、例えば平坦状であってもよい。
【００８３】
ここで図９を参照する。図９は、本発明のさらに別の実施形態による出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出のためのデバイスの模式図である。図９に示すような本発明の実施形態によれば、ｉｎ−ｖｉｖｏデバイス９００は、デバイス８００と同様であるが、別の感知ヘッド９２２が追加される。いくつかの実施形態によれば、画像センサー９１４は、ドーム９２０の下側にあるセンサー９０４の端部の反対端部において、デバイス９００の端部に配置される。そのため、この実施形態において、デバイス９００は２つの端部（すなわち、上述したような血液／胆汁分析のための、ドーム９２０によって被覆された端部、および画像化のための端部９２２）を有する。
【００８４】
画像センサー９１４は、デバイス９００が挿入された管腔の画像化の際に用いることができる。いくつかの実施形態において、画像装置９１４は、サイズが例えば５〜６ミクロンのＣＣＤ画像装置またはＣＭＯＳ画像装置であり得る。いくつかの実施形態によれば、画像装置９１４は、身体管腔の画像を取得し、センサー９０４は、ｉｎ−ｖｉｖｏマーカーと結合剤との結合に起因する光学的変化を感知する。従って、病状が存在する管腔内の位置のデータを画像センサー９１４を用いて取得することができる。
【００８５】
いくつかの実施形態によれば、画像装置９１４は、センサー９０４による信号取得と同時に画像を取得することもできるし、あるいは、センサー９０４による信号取得と共に順次に画像を取得することもできる。いくつかの実施形態によれば、画像装置９１４は、ユーザ（例えば、医師）により、制御され得る。例えば、医師は、感知されたデータをセンサー９０４からリアルタイムで受信し、光学的変化が感知された場合、前記医師は、画像装置９１４を起動して、前記光学的変化の位置における管腔の画像を取得することができる。いくつかの実施形態において、医師は、画像センサー９１４によって取得された画像（これは、ｉｎ−ｖｉｖｏ出血を示し得る）に従って、センサー９０４を起動し得る。
【００８６】
他の実施形態によれば、画像装置９１４および／またはセンサー９０４は、その他のセンサー（それぞれ、センサー９０４または画像装置９１４）によって感知された画像データまたは他の光学データに応答して、自動的に起動され得る。画像分析または他の認識アルゴリズムが、この実施形態において用いられ得る。デバイス上においてまたは外部デバイス（例えば、受信器におけるようなもの）内において画像がオンボードで分析され得、前記分析に基づいて、必要なセンサー（センサー９０４または画像装置９１４）にコマンドが送られ得る。
【００８７】
いくつかの実施形態によれば、デバイス９００が挿入された管腔を照射するための、少なくとも１つの照明光源９１３が設けられ得る。いくつかの実施形態において、画像センサー９１４の前方に、前記管腔から画像装置９１４へと反射された照射を画像取得のために集束させるための光学系９１６が設けられ得る。いくつかの実施形態によれば、画像センサー９１４および光学系９１６は、米国特許出願公開番号第２００７／０１１８０１８号（公開日：２００７年５月２４日）に記載のように、設計され得る。
【００８８】
いくつかの実施形態によれば、デバイス９００は、自律型であり得、内部電源９０６（例えば、酸化銀電池）を含み得る。デバイス９００は、２つ以上のバッテリー９０６を含んでもよいし、あるいは、例えばバッテリーへの電力誘導によりまたは外部電源へのワイヤまたはケーブルを介して、外部からの電力供給を受けてもよい。
【００８９】
いくつかの実施形態において、デバイス９００は、送信器９０７を含み得る。送信器９０７は、センサー９０４によって感知されたデータ、画像装置９１４によって取得された画像データ、またはこれら両方を送信し得る。いくつかの実施形態において、デバイス９００は、デバイス９００によって取得されたデータを送信するための２つ以上の送信器を含み得る。１つの送信器をセンサー９０４によって取得されたデータの送信用とし、１つの送信器を画像装置９１４によって取得された画像データの送信用とする。いくつかの実施形態によれば、送信されたデータは、外部受信器（図示せず）へと送信され得る。この外部受信器は、前記少なくとも２つの送信器からのデータを同時に受信し得る。
【００９０】
いくつかの実施形態によれば、ｉｎ−ｖｉｖｏマーカーに結合することとなるタグ付き結合剤を別個に患者に投与する代わりに、デバイス９００は、さらなるセル９１０’’、９１１’’および９１２’’を含み得る。これらのセル９１０’’、９１１’’および９１２’’は、反応性基板部分９１０、９１１および９１２にそれぞれ対応するタグ付き結合剤を含み得る。セル９１０’’、９１１’’および９１２’’は、各反応性基板部分９１０〜９１２の反対側に配置され得る。セル９１０’’〜９１２’’は、コーティング９１０’、９１１’および９１２’それぞれと同じコーティングによって被覆され得る。これにより、特定の反応基板部分上のコーティングが分解する相関位置において、特定のタグ付き結合剤が確実に放出されることとなる。
【００９１】
例えば、デバイス９００が胃に到達すると、コーティング９１０’が分解する。それと同時に、同様に胃において分解するように設計されているセル９１０’’上のコーティングが分解する。他の実施形態において、胃中の血液を検出するように設計されたセルは、全くコーティングしなくてよい。なぜならば、胃は、デバイスが実際に移動する際に到達する最初の器官であるからである。コーティング９１０’が分解した後、反応性基板部分９１０は胃流体と接触し得、セル９１０’’内のタグ付き結合剤も同様である。血液の存在を示すｉｎ−ｖｉｖｏマーカー（例えば、グロビンＡ、グロビンＢまたはグリコホリンＡ）が前記胃流体中に存在する場合、このｉｎ−ｖｉｖｏマーカーは、反応性基板部分９１０上の結合剤に結合する。その後、セル９１０’’から放出されたタグ付き結合剤は、前記結合したマーカーに結合した後、センサー９０４によって検出され得る。デバイス９００が小腸に到達すると（例えば、コーティング９１１’がセル９１１’’のコーティングと共に分解すると）、同様のことが部分９１１内において発生し得る。そして、デバイス９００が大腸に到達し、例えば、コーティング９１２’がセル９１２’’上のコーティングと共に分解すると、同じことが部分９１２内において発生し得る。これにより、光学的変化がセンサー９０４によって検出され得、血液がｉｎ−ｖｉｖｏで示される。
【００９２】
いくつかの実施形態によれば、デバイス９００は、内服用カプセルであり得る。他の実施形態によれば、デバイス９００は、カプセル形状であってもよいし、あるいは他の任意の形状（例えば、球状、楕円状、ピーナッツ状）であってもよい。
【００９３】
ここで図１０を参照する。図１０は、本発明の一実施形態による出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出のためのデバイスの一部の模式図である。図１０は、本発明の特定の実施形態による反応性基板９０１をより大きく示す。いくつかの実施形態によれば、部分９１０、９１１および９１２それぞれにおいて、２つ以上の種類の結合剤が反応性基板９０１上に付着され得る。
【００９４】
いくつかの実施形態において、結合剤１００は反応性基板９０１に上に付着され、ｉｎ−ｖｉｖｏマーカー１１０は結合剤１００に結合する。結合剤１００とｉｎ−ｖｉｖｏマーカー１１０との結合に起因して、結合剤１００、ｉｎ−ｖｉｖｏマーカー１１０またはこれら両方において構造的変化が発生し得、その結果光学的変化が発生し得る。いくつかの実施形態において、同じマーカーに結合するかまたは血液の存在をｉｎ−ｖｉｖｏで示す異なるマーカーに結合する、別の種類のさらなる結合剤１００’が設けられ得る。結合剤１００’は、ｉｎ−ｖｉｖｏでマーカー１１０’（これは、マーカー１１０と同じであってもよいし、同じでなくてもよい）に結合し得、その結果、結合剤１００’、ｉｎｉｎ−ｖｉｖｏマーカー１１０’またはこれら両方において構造的変化が発生し得、これにより、光学的変化が発生する。
【００９５】
他の実施形態において、例えば部分９１０において、結合剤１００が反応性基板９０１上に付着され、ｉｎ−ｖｉｖｏマーカー１１０が反応性基板９０１に結合する。タグ１３０によってタグ付けされた結合剤１２０は、患者の外部から（例えば、内服または注入によって）管腔内へ投与してもよいし、あるいは、デバイス９００内のセルから放出させてもよい。その後、結合剤１２０は、反応性基板９０１上において既に固定されているｉｎ−ｖｉｖｏマーカー１１０に結合する。反応性基板９０１が照射されると、タグ１３０が認識可能となり、センサー９０４によって検出され得る。これは、反応性基板９０１の各部分（例えば、１種類の以上の結合剤における部分９１０、９１１および９１２）において同様に発生し得る。いくつかの実施形態において、例えば部分９１０において、結合剤１００’が反応性基板９０１上に付着され、ｉｎ−ｖｉｖｏマーカー１１０’が結合剤１００’に結合する。タグ１３０’によってタグ付けされた結合剤１２０’は、患者の外部から（例えば、内服または注入によって）管腔内へ投与してもよいし、あるいは、デバイス９００内のセルから放出させてもよい。その後、結合剤１２０’は、反応性基板９０１上において既に固定されているｉｎ−ｖｉｖｏマーカー１１０’に結合する。反応性基板９０１が照射されると、タグ１３０’が認識可能となり、センサー９０４によって検出され得る。
【００９６】
いくつかの実施形態によれば、送信器８０７または９０７は、前記検出されたデータを外部受信器（図示せず）へと送信し得る。この受信器は、図５において上述したような使い捨て型受信器であり得る。いくつかの実施形態において、前記受信器は、装着可能な使い捨て型パッチであり得る。例えば、出血検出のためのｉｎ−ｖｉｖｏ環境を監視するために、患者は、前記受信器を装着し、新規のデバイス８００または９００を毎日１週間にわたって内服し得る。このようにする理由は、出血は常に一定した病状であるわけではなく、ある日に出血が発生し、その後１〜２日間出血が発生せず、その後別の日に出血が見られる場合があるからである。そのため、患者に新規デバイスを毎日１週間にわたって挿入することにより、長期間（例えば、１週間）にわたって出血を監視する必要がある場合がある。前記受信器は、ＧＩ管に沿って血液が検出された位置を示し得る可視指示を含み得る。例えば、前記受信器は、ＧＩ管に沿った多様な位置（例えば、食道、胃、小腸および大腸）に対応する異なるＬＥＤを含み得る。センサー８１４または９１４によって出血が検出されると、前記ＬＥＤが発光し得る。例えば、、小腸内において出血が検出された場合、小腸に対応するＬＥＤが発光することで、患者および／または医師に対し、当該患者の状態を通知することができる。他の実施形態において、患者および患者の医師に対して患者の状態を通知するための他の方法があり得る。さらに他の実施形態において、前記通知を暗号化することで、当該患者の医学的状態が患者には分からないようにし、医師だけが前記通知を読解することができるようにすることができる。このようにすると、患者が手順の結果を見て理解することができる場合に患者が苦悩および心配するのを回避するために有用であり得る。
【００９７】
いくつかの実施形態によれば、出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出に用いられるデバイスは、デバイス１０または３００およびデバイス８００または９００の組み合わせであり得る。出血検出に用いられるデバイスは、光信号を検出する（例えば、スペクトル分析を行う）ことが可能なデバイス（例えば、デバイス１０または３００）と、免疫測定に基づいた分析を用いることにより血液を検出するデバイス（例えば、デバイス８００または９００）との組み合わせであり得る。前記組み合わされたデバイスが大腸に入ると、例えば、大腸流体中で浮遊している固体により、前記組み合わされたデバイスの一端に配置された間隙１２（図１Ａ）または３１２（図３）が遮断され得、そのため、信号が検出できなくなる場合がある。そのため、免疫測定を行うデバイスを前記組み合わされたデバイスの他端に追加することで、スペクトル分析または免疫測定分析またはこれら両方による血液検出を確実に行うことができる。
【００９８】
いくつかの実施形態によれば、ｉｎ−ｖｉｖｏデバイス８００または９００は、ｉｎ−ｖｉｖｏデバイス１０または３００と組み合わされ得、この場合、前記組み合わされたｉｎ−ｖｉｖｏデバイスの一端は、反応性基板（８０１または９０１）を含むデバイス８００または９００の端部と類似し、前記組み合わされたデバイスの他端は、デバイス１０または３００のいずれかの端部と類似する。デバイス１０または３００は、間隙（１２または３１２）と、照明光源と、前記間隙の反対側において相互に対向する光検出器とを含む。このように組み合わされたｉｎ−ｖｉｖｏデバイスは、一端（デバイス１０または３００と同様の端部）を通じて、前記間隙内を流れるｉｎ−ｖｉｖｏ流体から送信および反射されたスペクトル信号を検出し、反対側端部（デバイス８００と同様の端部）を通じて、前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体内を流れるマーカー（例えば、タンパク質）から反射された信号を検出することができる。前記組み合わされたｉｎ−ｖｉｖｏデバイスは、血液の存在を検出するための２つの方法（すなわち、（ａ）前記組み合わされたデバイスの一端に設けられた間隙内に流れ前記間隙を出入りする流体が照射された際に得られる光信号を通じた方法、および（ｂ）前記組み合わされたデバイスの反対側端部に付着されたタグ付け剤に付着したタグ付きマーカー（例えば、タンパク質）が照射された際に得られる光信号を通じた方法）を有し得る。いくつかの実施形態によれば、前記組み合わされたｉｎ−ｖｉｖｏデバイスは、スペクトル信号およびタンパク質関連信号（免疫測定分析を可能にする）を検出することができ、これにより、血液の存在について、より正確な分析および決定をｉｎ−ｖｉｖｏで行うことが可能となる。
【００９９】
いくつかの実施形態によれば、デバイス８００および９００は、不透明カバー８２０および９２０それぞれの内部の開口部を被覆するゲルまたはヒドロゲルを含み得る。ヒドロゲルを用いた場合、デバイス８００および９００それぞれの開口部８２１および９２１内を流体が流れることはできるが、ｉｎ−ｖｉｖｏ流体内を流れる固体がデバイス８００および９００に入ることはできない。ヒドロゲルは、固体を遮断する役割を果たすことができ、これにより、固体によって開口部が遮断される事態が回避され、これにより、ｉｎ−ｖｉｖｏ流体の自由な流れが可能となる。液の存在を示すマーカーが流体と共に搬送されるため、このようなゲルは不可欠である。
【０１００】
他の実施形態において、デバイス８００および９００は、反応性基板８０１および９０１それぞれを被覆する不透明カバー８２０および９２０によって形成される空間全体を充填するヒドロゲルを含み得る。これらの実施形態において、前記ヒドロゲルは、ｉｎ−ｖｉｖｏ流体が流入し、デバイス８００および９００から出て行くことが予測される空間全体にわたって充填され得る。前記ヒドロゲルにより、デバイス８００および９００内へ固体が入ることを阻止し、デバイス８００および９００内には流体しか通過できないようにすることが可能となる。
【０１０１】
いくつかの実施形態によれば、デバイス１０および３００は、間隙１２および３１２それぞれを被覆するヒドロゲルをさらに含み得る。前記ヒドロゲルは、環境に特異的なコーティングまたは充填物３１２ａ〜３１２ｃの上または下にコーティングすることができる。前記ヒドロゲルにより、間隙（１２または３１２）内に固体が入るのを阻止することが可能となり、これにより、ｉｎ−ｖｉｖｏ流体内を光が通過し、この光が光検出器（１４または３１４）によって検出されることが可能となる。前記ヒドロゲルにより、前記間隙を出入りできるのは流体のみとすることができ、これにより、干渉無く血液検出を行うことが可能となる。
【０１０２】
ここで図１１を参照する。図１１は、本発明の実施形態による、水中の血液のスペクトル（１１０ＢＤ）、胆汁のスペクトル（１１０ＢＬ）、および胆汁中の血液のスペクトル（１１１）を示すグラフである。図１１中のグラフによれば、水中の血液は、４００ｎｍ〜６５０ｎｍの波長（より詳細には、グラフ中円１１２ＢＤによって囲んだ部分の５００〜６５０ｎｍの波長）において、実質的に高い特異性と共に光を吸収する。しかし、波長４００〜６５０ｎｍにおける胆汁スペクトル１１０ＢＬは、水中血液スペクトル１１０ＢＤと極めて類似している。そのため、血液の存在と胆汁の存在とを区別するのが困難となる（すなわち、波長４００ｎｍ〜６５０ｎｍにおける光強度の読み取り値のみを用いた場合、血液の存在を胆汁の存在と区別することが困難となり得る）。そのため、他の波長におけるさらなる読み取り値が必要となる。図１１中のグラフによれば、水中の血液は、波長６５０ｎｍ〜９００ｎｍにおいては光を吸収しない。なぜならば、１１０ＢＤの傾斜は、波長６５０〜９００ｎｍにおいて一定であるからである。一方、胆汁は、これらの同じ波長において光を吸収する。なぜならば、１１０ＢＬの傾斜は、６５０〜９００ｎｍにおいて増加しているからである。グラフ中、この胆汁スペクトル領域（より詳細には、７００〜８００ｎｍ）を円１１２ＢＬによって囲んでいる。
【０１０３】
本発明によれば、血液の存在と胆汁の存在とをｉｎ−ｖｉｖｏで区別するために、「血液スコア」および「胆汁スコア」を計算する。本発明によれば、「血液スコア」は、（血液が高い特異性と共に光を吸収する波長である）波長４００〜６５０ｎｍから選択された少なくとも２つの異なる波長における光強度を測定した少なくとも２つの読み取り値から計算することができ、「胆汁スコア」は、（胆汁が高い特異性と共に光を吸収する波長である）波長６５０〜９００ｎｍから選択された少なくとも２つの異なる波長における光強度を測定した少なくとも２つの読み取り値から計算することができる。
【０１０４】
本発明の一実施形態によれば、ｉｎ−ｖｉｖｏデバイス１０または３００は、いくつかの（例えば、４つの）異なる照明光源（例えば、ＬＥＤ）を含み得る。これら４つの照明光源のうち２つは、４００ｎｍ〜６５０ｎｍから選択された２つの異なる波長において照射し得、残り２つの照明光源は、６５０ｎｍ〜９００ｎｍから選択された２つの異なる波長において照射し得る。例えば、これら少なくとも４つの照明光源は、５６０ｎｍ、６１０ｎｍ、７００ｎｍおよび８００ｎｍにおいて照射し得る。、「血液スコア」は、５６０ｎｍにおいて照射する１つの照明光源および６１０ｎｍにおいて照射する別の照明光源照射によって照射された検出光の比から計算することができ、「胆汁スコア」は、７００ｎｍにおいて照射する１つの照明光源照射および８００ｎｍにおいて照射する別の照明光源によって照射された検出光の比から計算することができる。５６０ｎｍおよび６１０ｎｍの読み取り値からの比がゼロである（すなわち、前記スペクトルが平坦な線である）場合、間隙（１２または３１２）内を流れて出入りする照射された流体中には血液が含まれていないと結論付けることができる。７００ｎｍおよび８００ｎｍの記読み取り値からの比がゼロである（すなわち、前記スペクトルが平坦な線である）場合、前記照された流体中に胆汁は含まれていないと結論付けることができる。
【０１０５】
ここで図１２を参照する。図１２は、本発明の一実施形態による、血液の存在をｉｎ−ｖｉｖｏで決定するための閾値を示すグラフである。４つの異なる波長（例えば、５６０ｎｍ、６１０ｎｍ、７００ｎｍおよび８００ｎｍ）において照射されて、デバイス１０または３００内を流れて出入りするｉｎ−ｖｉｖｏ流体を通過する光から得られた、光検出器１４または３１４の４つの読み取り値から前記「血液スコア」および「胆汁スコア」を計算した後、前記検出された信号が、ｉｎ−ｖｉｖｏ病状に起因する血液濃度を示しているのかあるいは血液濃度が正常な範囲内であるのか（典型的には、血液濃度が１０−３［血液（リットル）／流体（リットル）］になると、病状があると考えられている）を示しているのかを決定する必要がある。そのため、前記計算された読み取り値と所定の閾値１１３とを比較することで、前記読み取り値が示す血液濃度が１０−３［血液（リットル）／流体（リットル）］を上回るかまたは下回るかを知ることができる。
【０１０６】
図１２によれば、このグラフは、前記「血液スコア」および前記「胆汁スコア」を各４つの読み取り値について組み合わせることにより、得られている。前記「胆汁スコア」をＸ軸において表し、前記「血液スコア」をＹ軸において表し、これにより、各４つの読み取り値から（ｘ、ｙ）座標の点を得ている。例えば、「血液スコア」は、５６０ｎｍおよび６１０ｎｍにおける光強度の比によって得られ、「胆汁スコア」は、７００ｎｍおよび８００ｎｍにおける光強度の比によって得られている。グラフ上の（ｘ、ｙ）座標のある点は、（ｘ＝「胆汁スコア」、ｙ＝「血液スコア」）としたスコアから得られている。これらのスコアは、実質的に同じｉｎ−ｖｉｖｏ位置における読み取り値を表すように、実質的に同じ期間において検出された４つの読み取り値に対して計算しなければならない。
【０１０７】
前記グラフ中の各点と、所定の事前計算された閾値１１３とを比較することができる。閾値１１３は、１０−３［血液（リットル）／流体（リットル）］の血液濃度の根拠となる、前記「血液スコア」と前記「胆汁スコア」との間の相関を示す。所定の閾値１１３により、各４つの読み取り値が、１０−３［血液（リットル）／流体（リットル）］を上回る（病状を示す）血液濃度を示しているのか否かを決定するのを支援することができる。図１２中のグラフ中の点のうちいずれかの点が閾値１１３を超えた場合、当該点の読み取りが行われたｉｎ−ｖｉｖｏ位置における血液濃度が１０−３［血液（リットル）／流体（リットル）］を超えていること（すなわち、当該ｉｎ−ｖｉｖｏ位置において病状が存在すること）が分かり得る。任意の点が閾値１１３を下回った場合、当該点の読み取りが行われたｉｎ−ｖｉｖｏ位置における血液濃度が１０−３［血液（リットル）／流体（リットル）］を下回っている（すなわち、当該ｉｎ−ｖｉｖｏ位置においては病状は存在しないこと）が分かり得る。
【０１０８】
閾値１１３は、例えば、ｉｎ−ｖｉｔｒｏ実験から計算することができる。このｉｎ−ｖｉｔｒｏ実験において、異なる波長における光強度を水中の多様な濃度の胆汁に対して検出し、異なる波長における光強度を水中の多様な濃度血液に対して検出する。図１１から分かるように、照射された流体が胆汁および血液を含む場合（スペクトル１１１）、胆汁の存在に起因して、水中血液のスペクトル（１１０ＢＤ）の傾斜が低くなる（すなわち、波長４００〜６００ｎｍにおける血液による光吸収（１１０ＢＤ）の実質的に高い特異性は、胆汁の存在下における場合ほど高くならない。そのため、所定の閾値１１３は、上昇する閾値である。すなわち、胆汁濃度が高いほど、前記閾値も高くなる。
【０１０９】
本発明のいくつかの実施形態によれば、前記少なくとも４つの照明光源（例えば、５６０ｎｍ、６１０ｎｍ、７００ｎｍ、８００ｎｍ）を同時に照射することができるが、そのためには、４つの別個の光検出器が４つの別個のフィルタと共に必要であり、各光検出器には異なるフィルタが設けられる。しかし、他の実施形態において、これら４つの照明光源からの照射を１つずつ順次行ってもよく、この場合、１つの光検出器が、１つの照明光源からのｉｎ−ｖｉｖｏ流体内を通過する光を一度に検出することができる。いずれの場合においても、実質的に同じｉｎ−ｖｉｖｏ位置における血液の存在（または血液濃度）をｉｎ−ｖｉｖｏで決定するためには、前記４つの異なる照明光源４つの読み取り値が実質的に同時に必要である。
【０１１０】
いくつかの実施形態によれば、図１１および図１２中に示すグラフは、ｉｎ−ｖｉｖｏデバイス１０または３００内において行われ得る処理プロセス時において、生成することができる。他の実施形態において、前記処理は、前記ｉｎ−ｖｉｖｏデバイスの外部にあるユニットにより（例えば、図５に示すような受信器５２または処理ユニット５４により）行うことができる。前記処理を前記ｉｎ−ｖｉｖｏデバイス内において行い、前記デバイスが４つの異なる照明光源および１つのみの光検出器を含む場合実施形態において、前記ｉｎ−ｖｉｖｏデバイスは、メモリユニットを含まなければならない。（前記４つの照明光源の）各４つの読み取り値から前記光検出器によって実質的に同時に検出された信号は、実質的に同じｉｎ−ｖｉｖｏ位置に相関し、前記ｉｎ−ｖｉｖｏデバイスのメモリ内に記憶され得、４つの読み取り値が検出された後にのみ、血液スコアおよび胆汁スコアが計算され、前記所定の閾値と比較される。
【０１１１】
いくつかの実施形態によれば、４つの異なる波長における照射の代わりに、血液の存在のｉｎ−ｖｉｖｏ通知が、２つの照明光源のみによって行われ得る。これら２つの照明光源は、胆汁スペクトルが線形である波長（すなわち、６５０〜９００ｎｍ（図１１））から選択された異なる波長において、照射し得る。例えば、１つの照明光源は７００ｎｍにおいて照射し得、別の照明光源は６１０ｎｍにおいて照射し得る。検出された光信号を処理する方法は、Ｘ軸と交差する２つの点から線形プロットを生成するステップを含み得る。これらの照射波長に対応する検出光強度から、プロット上に２つの点が得られる。前記プロットのＸ軸は、前記照明光源の波長であり得、前記Ｙ軸は、前記検出された光強度であり得る。４５０ｎｍ付近においてＸ軸との交差が発生した場合、胆汁スペクトル（１１０ＢＬ）もＸ軸と交差し（図１１）、その結果、前記照射されているｉｎ−ｖｉｖｏ流体中には胆汁しか存在せず、血液は存在していないと決定することができる。すなわち、これら２つの点から生成されたプロットは、実際に胆汁スペクトルのプロットである。しかし、Ｘ軸との交差がより高い波長において発生した場合、前記照射されているｉｎ−ｖｉｖｏ流体中に血液が存在すると決定することができる。
【０１１２】
他の実施形態によれば、３つの異なる照明光源を用いて、デバイス１０または３００内を流れているｉｎ−ｖｉｖｏ流体を照射することができる。この処理方法は、上述したように２つの照明光源に対応する２つの点からのプロットを生成するステップと、第３の照明光源からの第３の点と、前記生成されたプロットとを比較するステップとを含み得る。前記プロットのＸ軸は、前記照明光源の波長であり得、前記プロットのＹ軸は、前記照射波長に対応する、検出された光強度であり得る。例えば、上述したようにｍ７００ｎｍにおいて照射する照明光源および６１０ｎｍにおいて照射する照明光源を用いて、Ｘ軸と交差するプロット上の２つの点を生成することができる。第３の点の位置は、血液が高い特異性を以て光を吸収する波長（すなわち、４００〜６５０ｎｍ）から選択された波長において照射する第３の照明光源に対応し、この第３の点の位置と、前記プロットとを比較することができる。例えば、第３の照明光源は、５６０ｎｍにおいて照射し得る。第３の点の光強度（例えば、５６０ｎｍにおける強度）が前記生成されたプロット上にある場合、照射されているｉｎ−ｖｉｖｏ流体中には、胆汁しか存在せず、血液は存在していないと決定することができる。第３の点が前記プロットの下側にある場合（すなわち、第３の点が前記プロットとＸ軸との間にある場合）、前記照射されているｉｎ−ｖｉｖｏ流体中に血液が存在していると決定することができる。第３の点が前記生成されたプロットから遠ざかるほど、そして第３の点がＸ軸に近づくほど、前記照射されているｉｎ−ｖｉｖｏ流体中の血液濃度はより高くなる。
【０１１３】
本発明は、本明細書中上記において具体的に図示および記載した内容に限定されないことが理解される。すなわち、本発明の範囲は、以下の請求項のみによって規定される。
【技術分野】
【０００１】
本発明は、ｉｎ−ｖｉｖｏ検出の分野に関する。より詳細には、本発明は、出血をｉｎ−ｖｉｖｏ検出するためのデバイス、システムおよび方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
ｉｎ−ｖｉｖｏ出血は、体内の異なる疾病に起因して発生し得る。胃腸（ＧＩ）管内の出血は、ＧＩ管に沿った多様な位置において発生し得、当該位置において異なる病状を示し得る。例えば、食道内の出血は、食道炎に起因する場合もあるし、あるいは、食道内の静脈瘤破裂に起因する場合もある。胃内の潰瘍および十二指腸内の潰瘍があると、出血の原因となり得る。下部消化管においては、結腸直腸癌に起因して、潜在出血が発生し得る。そのため、ＧＩ管に沿った出血を早期検出することが、多くの患者の治療の上で重要となり得る。
【０００３】
血液検出方法においては、例えば、内視鏡を用いて出血部位（通常は急性出血）を探す方法などのいくつかの公知の方法がある。他の方法では、色素材料または放射性材料を患者に飲み込んでもらい、前記色素により血管が強調され、この血管が画像化されて、出血が検出される。使用可能な別のデバイスとして、ＮＯＶＩＮＥＯＮ ＨＥＡＬＴＨＣＡＲＥ ＴＥＣＨＮＯＬＯＧＹ ＰＡＲＴＮＥＲＳ，ＧＭＢＨによるデバイスがある。このデバイスは、空洞器官の内壁に固定され得、出血の連続監視が可能である。このデバイスは、所定の波長の光を発し、この光は、前記空洞器官の内部において少なくとも部分的に吸収または反射され、その後、このデバイスは、感光センサーを介して反射光を検出する。血液の吸収スペクトルは、「正常な」内臓の吸収スペクトルと異なる特徴的な吸収スペクトルであるため、当該空洞器官内の血液の有無にかかわらず、検出された反射に基づいて決定することができる。
【０００４】
しかし、このデバイスの場合、胆汁の存在を考慮に入れていない。すなわち、小腸内にみられる胆汁の透過スペクトルは、血液の透過スペクトルと類似する場合があり、そのため、血液の存在のｉｎ−ｖｉｖｏ決定が若干不正確になる可能性が出てくる。例えば、胆汁の透過スペクトルが血液の透過スペクトルに類似する場合、調査領域内に存在するのは実際は胆汁であるのに、デバイスでは血液の存在について表示される場合があり得る。そのため、透過スペクトルが胆汁の存在ではなく血液の存在を示すことを決定することが重要である。
【発明の概要】
【０００５】
本発明の実施形態は、ｉｎ−ｖｉｖｏ出血の検出のためのデバイス、システムおよび方法を提供する。
【０００６】
本発明によるデバイスは、間隙は含む。前記間隙は、ｉｎ−ｖｉｖｏ流体が前記間隙内において自由に流れかつ前記間隙を出入りできるように、ｉｎ−ｖｉｖｏ流体と常に接触している。いくつかの照明光源があり得、これらの照明光源は、前記間隙の片側に配置され得、異なる波長において照射し、前記間隙の反対側においては、少なくとも１つの光検出器があり得る。前記光検出器は典型的には、前記光検出器が前記照明光源に対向しかつ前記間隙が前記照明光源と前記光検出器との間に配置されるように、設けられる。前記照明光源から照射された光は、前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体内を通過し、前記光検出器上に到達する。前記光のうち一部は前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体によって吸収され得、そのうち一部は反射され得、そのうち一部は前記光検出器へと透過する。その後、前記光検出器は、前記検出された光に応答して生成された信号を外部受信器へと送信し得る。前記デバイスの外部にあるプロセッサが、前記光検出器から送られた信号を処理し、前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体の吸収スペクトルまたは透過スペクトルを生成し得る。前記信号と、胆汁の基準透過スペクトルおよび血液の基準透過スペクトルとを比較することにより、胆汁、血液または双方がｉｎ−ｖｉｖｏでどのような濃度で存在するかについて決定することが可能となり、これにより、病状の存在についてｉｎ−ｖｉｖｏで結論を下すことが可能となる。他の実施形態において、透過スペクトルまたは吸収スペクトルの比較の代わりに、前記光検出器によって検出された個別信号と、所定の閾値との比較を行うことができる。
【０００７】
本発明を用いれば、胆汁の存在をｉｎ−ｖｉｖｏで検出でき、これにより、光検出器によって測定された吸収スペクトルまたは透過スペクトルが血液の存在、胆汁の存在または双方の存在を示すかを決定することができるため、先行技術の不利点を解消することができる。さらに、前記システムは、ｉｎ−ｖｉｖｏで発見された胆汁および血液双方の濃度も決定することができる。加えて、本発明において、前記システムは、前記デバイスの位置をセグメント分解能において決定することができる。例えば、前記システムは、胆汁の存在および／または濃度に基づいて、ＧＩ管セグメントに沿った前記デバイスの位置をを決定することができる（例えば、食道、胃、小腸または大腸内における前記デバイスの存在を決定することができる）。ＧＩ管に沿った異なる器官におけるデバイスの位置を決定するための他の方法も用いることができる。
【０００８】
本発明のいくつかの実施形態は、ｉｎ−ｖｉｖｏデバイスのｉｎ−ｖｉｖｏ位置（例えば、ＧＩ管に沿った位置）を決定するための他の位置特定方法について説明する。例えば、前記ｉｎ−ｖｉｖｏデバイスは、ｐＨ検出器を含み得る。前記ｐＨ検出器は、ｐＨレベルを連続的に検出し、前記検出されたｐＨを、患者身体の外部の受信器に送ることができる。ＧＩ管に沿った異なる位置においてｐＨレベルは異なるため、検出されたｐＨレベルに基づいて、ｉｎ−ｖｉｖｏ位置を知ることができる。いくつかの方法において、前記２つの方法（例えば、吸収スペクトルまたは透過スペクトルおよびｐＨレベル双方の検出）が組み合わされ得る。
【０００９】
出血位置特定をｉｎ−ｖｉｖｏで行うための別のデバイスは、前記間隙内に１つ以上の区画を含み得る。これらの区画により、前記間隙はいくつかのセルに分割され得、各セルは、照明光源と、当該セルの対応する照明光源に対向する光検出器とを含む。他の実施形態において、１つの照明光源から照射された光ビームが、少なくとも１つの区画により、前記間隙を横断する２つ以上のビームに分割される。このような実施形態において、これらの区画により、前記分割された光ビームに対応する光検出器も、前記分割されたビームの光経路に対応する２つ以上の領域に分割することができる。各分割された光ビームの経路は、異なる腸コーティングによって遮断され得る。これらの腸コーティングは、前記光検出器（単数または複数）を被覆しかつ／または各セルを充填し、これにより、前記コーティングまたは充填物が、前記コーティングまたは充填物の分解を発生させるｉｎ−ｖｉｖｏ条件と接触した場合にのみ、前記分割された光ビームが前記間隙を横断し、当該光ビームの対応する光検出器に到達することができ、その場合にのみ、前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体の吸収スペクトルまたは透過スペクトルが生成される。その結果、位置特定が確実に行われる。なぜならば、例えばＧＩ管に沿った特定の位置のみにおいて、前記光経路が遮断解除され、前記流体内を光が通過し、この光が前記光検出器によって検出されるからである。前記異なるコーティングの分解を発生させるｉｎ−ｖｉｖｏ条件は、ｐＨ、酵素活性、バクテリアの存在などがあり得る。
【００１０】
本発明では、ＧＩ管に沿った出血の存在位置も決定することが可能な他のデバイスについて記載する。このようなデバイスは、ｉｎ−ｖｉｖｏ流体が内部を通過しかつ出入りすることが可能な間隙を含み得る。これらのデバイスは、基板を含み得る。前記基板上には、結合剤が付着される。前記結合剤は、血液の存在に関連する粒子のタンパク部分（例えば、ヘモグロビンのタンパク質部分であるグロビンＡおよびグロビンＢまたは赤血球膜上にあるタンパク質の１つであるタンパク質グリコホリンＡ）に結合し得る。このようなタンパク質またはタンパク質部分は、前記デバイス上に付着した結合剤に結合し得、光センサーによって照射および感知され得、これにより、血液の存在についてｉｎ−ｖｉｖｏで知ることができる。出血の位置をｉｎ−ｖｉｖｏで特定するために、前記結合剤は、異なるｉｎ−ｖｉｖｏ条件下において分解し得る異なる腸コーティングにより、被覆され得る。例えば、多様なｐＨレベル、酵素活性、異なるバクテリア、および／または他の要素により、異なる腸コーティングの分解を発生させることができる。前記異なる腸コーティングを選択する際、各腸コーティングがＧＩ管に沿った異なる位置において分解し、その場合のみにおいて、出血を示すタンパク質を搬送し得るかまたはし得ない前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体に対して前記結合剤を露出させる。
【００１１】
本発明は、以下の詳細菜説明を添付図面と共に読めば、より深く理解および認識される。
【図面の簡単な説明】
【００１２】
【図１Ａ】本発明の一実施形態による出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出のためのデバイスの模式図である。
【図１Ｂ】本発明の一実施形態による出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出のためのデバイスの模式的側面図である。
【図２】本発明の一実施形態による出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出のためのデバイスのプリント回路基板アセンブリの模式図である。
【図３】本発明の別の実施形態による出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出のためのデバイスの模式図である。
【図４】本発明の別の実施形態による出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出のためのデバイスの模式図である。
【図５】本発明の一実施形態による出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出のためのシステムの模式図である。
【図６】本発明の一実施形態による出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出のための方法を示す。
【図７】本発明の別の実施形態による出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出のための方法を示す。
【図８】本発明の別の実施形態による出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出のためのデバイスの模式図である。
【図９】本発明のさらに別の実施形態による出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出のためのデバイスの模式図である。
【図１０】本発明の一実施形態による出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出のためのデバイスの断面の模式図である。
【図１１】本発明の実施形態による、水中の血液、胆汁、および胆汁中の血液のスペクトルを示すグラフである。
【図１２】本発明の一実施形態による、血液の存在をｉｎ−ｖｉｖｏで決定するための閾値を示すグラフである。
【発明を実施するための形態】
【００１３】
簡潔さおよび例示の明確さのため、図面中に示される要素は、必ずしも縮尺通りになっていないことが理解される。例えば、これらの要素のうちいくつかの寸法は、明確さのために他の要素よりも相対的に誇張して図示している場合もあるし、あるいは、いくつかの物理的構成要素が１つの機能ブロックまたは要素内に含まれる場合もある。さらに、適切と考えられる場合、図面中、対応または類似する要素を指す際に同じ参照符号を用いる場合がある。
【００１４】
以下の詳細な説明において、本発明の深い理解を提供するため、多数の詳細について説明する。しかし、当業者であれば、本発明はこれらの特定の詳細無に実施することが可能であることを理解する。他の場合において、本発明を不明瞭にしないために、周知の方法、手順および構成要素については説明していない。
【００１５】
ここで図１を参照する。図１は、出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出のためのデバイス１０の模式図である。デバイス１０の実施形態は典型的には自律型であり、典型的には内蔵型である。例えば、デバイス１０はカプセルまたは他のユニットであり得、デバイス１０内の全ての構成要素（例えば、電力構成要素）は実質的にハウジングまたはシェル内に収容されているため、デバイス１０において、例えば電力受信または情報伝送のためのワイヤまたはケーブルなどは不要である。デバイス１０は、データ、制御または他の機能のデータ表示のための外部の受信および表示システムと通信し得る。例えば、自律型システムにおいて、電力は、内部バッテリーまたは無線受信システムにより手強され得る。他の実施形態では、他の構成および能力が可能である。本発明の実施形態によれば、図１に示すように、ｉｎ−ｖｉｖｏ感知デバイス１０は、ｉｎ−ｖｉｖｏで投与可能である。デバイス１０は、生体適合性材料（例えば、ポリカーボネート（例えば、Ｉｓｏｐｌａｓｔ（登録商標）およびＭａｋｒｏｌｏｎ（登録商標）））により「構成され得る。他の生体適合性材料を用いてもよい。デバイス１０は、デバイス本体１１を含む。デバイス本体１１において、間隙１２が形成されている。間隙１２は、流体力学的な曲線状とすることができ、これにより、ｉｎ−ｖｉｖｏ流体が連続的に間隙１２内において流れかつ間隙１２を出入りすることが可能となっている。いくつかの実施形態において、間隙１２の幅は４〜５ｍｍであり得るが、他の幅を用いてもよい。流体が連続的に間隙１２内において流れかつ間隙１２を出入りすることが可能となるように、デバイス１０は、常にｉｎ−ｖｉｖｏ流体と接触していなければならない。そのため、いくつかの実施形態において、デバイス１０は、１を若干超える特定の重力を有する。デバイス１０の特定の重力が１を超えると、デバイス１０は、大腸内を最適な様態で通過することができる。一方、特定の重力が若干１を上回ることにより、デバイス１０が前記流体の上方に浮上することが無く（すなわち、デバイス１０（およびより詳細には間隙１２）が前記流体と接触し）、なおかつ、デバイス１０が管腔壁の底部に沈んで自由に移動する能力を失うことのないようにすることができる。
【００１６】
いくつかの実施形態において、流体以外のＧＩ内容物が間隙１２内に入るのを回避することで当該ＧＩ内容物を遮断するために、間隙１２は、膜カバーまたはヒドロゲルカバーを間隙１２の開口部にわたって含み得る。この膜またはヒドロゲルは、間隙１２全体を被覆し、かつ、特定のサイズ以下の粒子のみを通すことが可能な穴または孔を有し得る。Ｔｈｅｓｉｚｅｏｆ前記膜またはヒドロゲル内の孔のサイズは、ｉｎ−ｖｉｖｏ流体中を流れる血液粒子のサイズと類似するサイズの粒子の通過を許容するように、設計することができる。例えば、前記孔のサイズは、グロビンＡおよびグロビンＢのサイズまたはグリコホリンＡのサイズに類似し得る。
【００１７】
間隙１２の片側において、照明光源１３（例えば、ＬＥＤまたは垂直共振器面発光レーザ（ＶＣＳＥＬ））が設けられ得、間隙１２の反対側において、光検出器または光検出器１４が設けられ得る。照明光源１３は、ＬＥＤ（例えば、Ｏｓｒａｍ（登録商標）によるＨｙｐｅｒＴＯＰＬＥＤ（登録商標）およびＫｉｎｇｂｒｉｇｈｔ（登録商標）によるＫＰＨＨＳ−１００５ＳＹＣＫ（登録商標））でよいが、他の照明光源を用いてもよい。光検出器またはフォトダイオード１４は、例えば、Ｔｅｘａｓ ＩｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓからのＢｕｒｒ−Ｂｒｏｗｎ Ｐｒｏｄｕｃｔｓ（登録商標）によるｏｐｔ１０１（登録商標）、Ｍｅｌｅｘｉｓ（登録商標） Ｍｉｃｒｏｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃ Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｓｙｓｔｅｍｓによるｍｌｘ７５３０５Ｃ（登録商標）、またはＴＡＯＳ（登録商標）（Ｔｅｘａｓ Ａｄｖａｎｃｅｄ Ｏｐｔｏｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃ Ｓｏｌｕｔｉｏｎｓ）によるｔｓｌ１２ｓ−ｅ２３（登録商標）であり得る。他のフォトダイオードを用いてもよい。光検出器１４は、照明光源１３に直接対向するように配置され、間隙１２は、照明光源１３と光または光検出器１４との間に配置される。照明光源１３は、間隙１２を通じて自由に流れるｉｎ−ｖｉｖｏ流体を照射することができ、その後、前記流体内を通過する光（前記光の一部は前記流体中の粒子によって吸収されるか、または、前記光の一部は前記流れる粒子から反射されるか）は、光検出器１４によって検出することができる。いくつかの実施形態によれば、照明光源１３は、血液検出手順時のエネルギーを節約するように、低周波数で照射し得る。検出器１４は、照明光源１３と同期して起動することもできる（例えば、照明光源１３および光検出器１４は、１０秒毎にまたは１分毎に検出することができる）。他の周波数を用いてもよい。
【００１８】
デバイス１０は、照明光源１３および光検出器１４が電子的に接続されたプリント回路基板アセンブリ（ＰＣＡ）１５をさらに含み得る。ＰＣＡ１５は、硬質部位および可撓性部位で構成され得る。ＰＣＡ１５上には、送信器２０およびアンテナ２１がさらに取り付けられ得る。光検出器１４は、前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体を通じて送られた前記検出された光によって生成された信号を前記送信器に送り得る。エネルギーを保存するために、送信器２０は、光検出器１４と同期することができる。デバイス１０は、バッテリー１８（例えば、酸化銀電池）と、バッテリー接点１７および１９とをさらに含み得る。これらのバッテリー接点１７および１９はどちらとも、ＰＣＡ１５上に取り付けられる。バッテリー１８は、デバイス１０がＧＩ管全体内を通過している間（例えば、少なくとも７２時間の間）はデバイス１０が動作し続けることが可能なだけの十分な電直を供給しなければならない。
【００１９】
照明光源１３は、いくつかの（例えば、少なくとも４つの）白色ＬＥＤを特定の狭波長における照射のための異なるフィルタと共に含んでもよいし、または、異なる特定の波長における照射のためのいくつかの（例えば、少なくとも４つの）異なるＶＣＳＥＬを含んでもよい。照明光源１３は典型的には、（図１１〜図１２を参照して詳細に説明するように）異なる狭帯域照射（例えば、５６０ｎｍ、６１０ｎｍ、７００ｎｍおよび８００ｎｍ）において照射し得る少なくとも４つの照明光源を含み得る。これらの照明光源１３は、光検出器１４によって常に検出されている異なる照明光源を区別するために、交互モードまたは順次モードにおいて、異なるパルス持続時間と共に動作し得る。例えば、１つの照明光源１３は、前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体を特定の所定の期間にわたって照射した後に停止することができ、第２の照明光源は、前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体を別の期間にわたって照射することができる。第２の照明光源による照射が停止した場合、第３の照明光源がさらに別の所定の期間にわたって照射を開始することができる。第３の照明光源の動作が停止した場合、第４の照明光源が動作を開始することができる。第４の照明光源の動作が停止すると、第１の照明光源が照射を再開することができる、といった具合に動作が続く。いくつかの実施形態において、前記所定の照射継続時間は各照明光源によって異なり得るが、他の実施形態において、これらの照明光源全てが１つずつ順次に同じ長さの継続時間で照射することもできる。その後、光検出器１４は、４つの照明光源１３のうちの１つから前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体を通じて送られた光を同時に検出することができる。
【００２０】
他の実施形態によれば、白色光広帯域照明光源１３が設けられ得、光検出器１４は、少なくとも４つの光検出器を含み得る。各光検出器１４は、ｉｎ−ｖｉｖｏ流体内を通過した光を異なる波長において収集するための異なるフィルタを含み得る。これらのフィルタは、狭帯域フィルタ、干渉フィルタまたは回折光学素子（ＤＯＥ）フィルタであり得る。
【００２１】
デバイス１０がＧＩ管内を通過している間または通過した後、光検出器１４によって検出された信号は、送信器２０により、患者の身体（図示せず）の外部にある外部受信器へと送られる。受信器は、プロセッサを含み得る。このプロセッサは、前記少なくとも４つの波長から検出された信号に従って、前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体の透過スペクトルを生成し得る。このプロセッサは、前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体の透過スペクトルと、胆汁の基準透過スペクトルおよび血液の基準透過スペクトルとをさらに比較し得る（図１１に図示）。これらの基準透過スペクトルは、胆汁の透過スペクトルおよび水中の血液の透過スペクトルおよび異なる濃度の胆汁対血液の透過スペクトルを検出することにより、生成される。そのため、このプロセッサは、胆汁が存在するかについてのｉｎ−ｖｉｖｏ検出、血液が存在するかについてのｉｎ−ｖｉｖｏ検出、または胆汁および血液双方が存在するかについてのｉｎ−ｖｉｖｏ検出を決定することができる。さらに、前記プロセッサは、前記測定された透過スペクトルと、前記基準スペクトルとを比較し、胆汁、血液または双方の濃度を決定することができる。胆汁および血液がどちらとも存在する場合、前記プロセッサは、前記測定された透過スペクトルと前記基準スペクトルとを比較することにより、前記胆汁と前記血液との間の比が出血を示しているか、、または、同結果が高濃度の血液（実際の出血は無し）を示しているかを示すことができる。このような結果からも、病状を知ることができる。他の実施形態において、血液の濃度と、他の検出されたｉｎ−ｖｉｖｏデータとは、前記血液の位置をｉｎ−ｖｉｖｏで示し得る。他の実施形態において、透過スペクトルまたは吸収スペクトル間の比較の代わりに、図１１〜図１２を参照して以下に詳細に説明するように、前記光検出器によって検出された信号と、所定の閾値との間の比較を行うことができる。
【００２２】
他の実施形態において、いくつかの（例えば、少なくとも４つの）照明光源１３があり得る。各照明光源１３は、異なる狭帯域照射において照射し、対応する数の光検出器１４が設けられ得る。これら４つの光検出器１４はそれぞれ、自身の対応する照明光源１３に対向するように配置され得、各間隙１２がその間に設けられる。１つの照明光源１３からの光が対応しない光検出器１４によって検出されないようにするために、前記光を、先ずコリメータを通過させた後にのみ、前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体を通過させる。各狭帯域照明光源１３は、コリメータを含み得る。このコリメータは、前記光が前記流体を通過して自身の対応する光検出器１４に到達する前に、前記光をコリメートする。光検出器１４は、前記間隙の反対側において前記照明光源に対向するように、配置される。光検出器と照明光源との間の相関を達成するための別の方法として、各光検出器１４が特定の（そして恐らくは異なる）波長の光を検出できるように、これらの光検出器上に異なるフィルタを配置する。これらのフィルタは、狭帯域フィルタ、干渉フィルタまたは回折光学素子（ＤＯＥ）フィルタであり得る。
【００２３】
いくつかの実施形態によれば、デバイス１０は、ｐＨ検出器（図示せず）を含み得る。ｐＨ検出器の一例として、米国特許第６，６８９，０５６号に開示されるようなＥｎｄｏｎｅｔｉｃｓ Ｉｎｃ．によるｐＨ検出器であり得る。このようなｐＨ検出器は、ｐＨレベルを連続的に検出することができ、送信器２０は、前記検出されたｐＨと、光検出器１４によって検出された信号とを、患者身体の外部の受信器に送ることができる。ＧＩ管に沿った異なる位置におけるｐＨレベルは実質的に異なるため、前記検出されたｐＨから、ｉｎ−ｖｉｖｏ位置を知ることができる。例えば、胃中のｐＨは１〜４と低酸性であり、小腸中のｐＨ値は７〜８（弱アルカリ性）であり、大腸中のｐＨは５．５〜７（弱酸性）である。
【００２４】
他の実施形態において、血液が検出されたｉｎ−ｖｉｖｏ位置をアルゴリズム（例えば、米国特許第７，５９６，４０３号に開示されているもの）により、計算することができる。米国特許第７，５９６，４０３号において、身体管腔における経路長さ（例えば、特定位置までの経路長さまたは距離）を決定する方法が開示されている。光検出器１４によって光信号が検出された位置でありかつ血液の存在を示し得る位置であるｉｎ−ｖｉｖｏ位置を決定するために、この情報は、単独で用いてもよいし、あるいは、他のｉｎ−ｖｉｖｏデータ（例えば、ｐＨ）と組み合わせて用いてもよい。
【００２５】
デバイス１０は、内服用カプセルであり得る。典型的には、デバイス１０を患者に飲み込んでもらうことにより、デバイス１０を患者のＧＩ管に挿入する。他のデバイス１０の挿入方法（例えば、カプセル送達デバイス（例えば、米国特許第６，６３２，１７１号および米国特許第６，８８４，２１３号に開示されているようなもの）または外科手術によるもの）を用いてもよい。デバイス１０は、自然の蠕動運動を通じてＧＩ管に沿って移動し得る。
【００２６】
ここで、図１Ｂを参照する。図１Ｂは、本発明の一実施形態による出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出のためのデバイスの模式的側面図である。図１Ｂは、図１Ａ中に示されるデバイス１０の模式的側面図である。図１Ｂは、デバイス１０の側部を示し、ＰＣＡ１５の硬質部位の形状を主に示す。ＰＣＡ１５上に、照明光源１３が取り付けられる。ＰＣＡ１５の同じ形状の硬質部位を用いて、光検出器１４を照明光源１３に対向した様態で取り付けて、これにより、光検出器１４が直接照明光源１３に対向させる。この実施形態において、照明光源１３が取り付けられるＰＣＡ１５の硬質部位の形状を半円状に図示している。しかし、間隙１２のいずれかの側部のデバイス１０の側部の形状およびサイズに適合する限り、他の形状を用いてもよい。典型的には、デバイス１０の形状は、鋭角部の無い円形状に仕上げるべきであり、これにより、内服または他の方法のいずれかによるｉｎ−ｖｉｖｏ挿入に適したものとし、これにより、挿入時に組織が損傷を受けないようにする。さらに、デバイス１０は、円形縁部を有するように設計すべきであり、これにより、デバイス１０がＧＩ管に沿って自然蠕動によって移動している際に組織を損傷させることの無いようにする。従って、照明光源１３および光検出器１４の接続先となるＰＣＡ１５の硬質部位を半円形状とすると、好適であり得る。他の実施形態において、ＰＣＡ１５の硬質部位はｉｎ−ｖｉｖｏ組織と実際に接触する部分であるため、ＰＣＡ１５を被覆するデバイス１０のシェルまたはハウジング１６の形状が鋭角ではなくかつｉｎ−ｖｉｖｏ挿入に適したものである限り、他の形状（例えば、三角形、長方形、および四角形）をＰＣＡ１５に用いてよい。例えば、ＰＣＡ１５を被覆するデバイス１０のハウジングのシェルまたはハウジング１６は、ＰＣＡ１５がどんな形状であれ、円形の丸み付けされた半円形であり得る。部分１６は典型的には、円形縁部を有する透明窓部である。
【００２７】
ここで図２を参照する。図２は、本発明の一実施形態による出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出のためのデバイスのプリント回路基板アセンブリ（ＰＣＡ）の模式図である。本発明の一実施形態によれば、図２に示すように、プリント回路基板アセンブリ（ＰＣＡ）１５が設けられる。ＰＣＡ１５は、硬質部位１５ｒと、可撓性部位１５ｆとを含み得る。
【００２８】
上記の図１Ｂにおいて示すように、一実施形態において、照明光源１３および光検出器１４がそれぞれ取り付けられた２つの硬質部位１５ｒ’および１５ｒ’’は、半円形状である。しかし、他の形状を用いてもよい。ＰＣＡ１５は、各硬質部位１５ｒの端部が可撓性部位１５ｆとなるように、設計され得る。可撓性部位１５ｆ’および１５ｆ’’は、ＰＣＡ１５の形状がデバイス１０の容積内に入るように。折り畳むことができる。例えば、可撓性部位１５ｆ’および１５ｆ’’はそれぞれ、一端において２つの硬質部位１５ｒ’および１５ｒ’’それぞれの端部に接続され、かつ、１つの共通硬質部位１５ｒ’’’に接続される。その後、デバイス１０のＵ形状に適合するＵ形状を形成するように可撓性部位１５ｆ’および１５ｆ’’を折り畳み、これにより、間隙１２に対して硬質部位１５ｒ’と硬質部位１５ｒ’’との間に空間ができるようにする。
【００２９】
別の硬質部位１５ｒ’’’’は、可撓性部位１５ｆ’’’を通じて、Ｕ形状のＰＣＡ１５の底部に設けられた硬質部位１５ｒ’’’へと接続することができる。硬質部位１５ｒ’’’には、バッテリー接点１７が接続され得、バッテリー接点１７には、バッテリー接点１９が対向し得る。これらのバッテリー接点１９は、硬質部位１５ｒ’’’’に接続される。バッテリー接点１７とバッテリー接点１９との間には、（図１Ａ〜図１Ｂに示すように）バッテリー１８を挿入することができる。さらに、ＰＣＡ１５は、送信器２０およびアンテナ２１を含み得る。送信器２０およびアンテナ２１は、無線通信（例えば、ＲＦ通信）により、光検出器１４によって検出された信号を（図３に示す）外部受信器へと送ることができる。他の通信方法を用いてもよい。送信器２０は、制御能力（例えば、デバイス１０の多様な動作の制御）を含み得るが、制御能力または１つ以上の制御局面を別個の構成要素内に採用してもよい。送信器２０は典型的には、ＡＳＩＣ（特定用途向け集積回路）の一部であるが、他の構造物の一部であってもよい（例えば、送信器２０を、命令を実行するプロセッサとしてもよい）。デバイス１０は、送信器２０と別個の処理ユニットを含み得る。この処理ユニットは、例えば、命令を収容または処理する。
【００３０】
ここで図３を参照する。図３は、本発明の別の実施形態による出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出のためのデバイスの模式図である。本発明の実施形態によれば、図３に示すように、デバイス３００は、図１Ａ〜図１Ｂに示すようなデバイス１０と類似し得る。デバイス３００は、デバイス本体またはシェル３１１を含み得る。デバイス本体またはシェル３１１は、照明光源３１３と、ＰＣＡ３１５上に取り付けられた光検出器３１４とを含み得る。
【００３１】
しかし、デバイス１０とは対照的に、デバイス３００が有するさらなる特徴として、１つ以上の区画３０１がある。これらの１つ以上の区画３０１は、１つ以上のセル（例えば、セル３１２ａ、３１２ｂおよび３１２ｃ）を形成するように、照明光源３１３と光検出器３１４との間の間隙３１２にわたって編成される。区画３０１により、各セルに対して固有の照明光源３１３および固有の光検出器３１４が設けられるようにしつつ、複数のセル３１２ａ〜３１２ｃが形成される。これらの照明光源３１３および光検出器３１４は、各セル内において相互に対向して配置される。典型的には、各照明光源３１３およびその対応する光検出器３１４は、相互に対向する。セル３１２ａ〜３１２ｃはそれぞれ、ｉｎ−ｖｉｖｏ流体と接触し得る。
【００３２】
出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出およびＧＩ管に沿った出血位置の決定のために、セル３１２ａ〜３１２ｃを、異なる腸コーティング材料で充填しかつ／またはコーティングすることができる。各セルは、開口するように設計され得（すなわち、当該セルをコーティングしかつ／または充填する腸コーティング材料は、分解するように設計され）、これにより、照明光源３１３からの光をｉｎ−ｖｉｖｏ流体内において通過させることができる。この光は、前記セル内を自由に通過し前記セルを自由に出入りして、ＧＩ管に沿った異なる位置において光検出器３１４に到達する。例えば、（例えばデバイス３００の内服によって）デバイス３００をｉｎ−ｖｉｖｏ挿入するために、セル３１２ａ〜３１２ｃ全てを特定の腸溶性材料で充填しかつコーティングする。デバイス３００が食道および胃に到達すると、例えば、胃環境（例えば、ゼラチン）内にある際に分解するように設計された充填材によって充填されたセル３１２ａが開口する。セル３１２ａ中の充填材が分解すると、胃からのｉｎ−ｖｉｖｏ流体が流れて、セル３１２ａを出入りし得る。その後、照明光源３１３からの光は、さきほどまでセル３１２ａの充填物および／またはコーティングによって遮断されていた光検出器３１４に到達し得る。光検出器３１４は、セル３１２ａ内にあり、光信号を検出し、これらの光信号を送信器（例えば、デバイス１０におけるような送信器２０）を通じて外部受信器へと送ることができる。他の実施形態において、セル３１２ａは、胃中の血液を検出するように設計されているが、コーティングは何も施さなくてよい。なぜならば、胃は、デバイスがＧＩ管を通じて実際に移動する際に到達する最初の器官であるからである。
【００３３】
デバイス３００がＧＩ管に沿って進み続けると、小腸に到達する。セル３１２ｂをコーティングおよび充填する材料は、胃液中に存在する低ｐＨ（例えば、約３前後のｐＨ）に耐えかつより高いｐＨ（例えば、５．５を超えるｐＨ）中において分解し得、これによりセル３１２ｂの内容物を空にすることが可能な材料である。セル３１２ｂ内を充填している材料が無くなると、小腸のｉｎ−ｖｉｖｏ流体がセル３１２ｂ内に自由に入り、セル３１２ｂから自由に出ることが可能となり、これにより、照明光源３１３からの光が前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体内を通過し、セル３１２ｂ内の光検出器３１４に到達することができる。他の小腸特定の材料（例えば、胃内のデバイス３００が小腸に到達するまでのおおよその既知の通過時間に対応する所定の期間後に分解する時間依存性材料）を用いてもよい。ｉｎ−ｖｉｖｏデバイスの胃内における典型的な通過時間は、数分間から１時間である（「Ｃａｐｓｕｌｅ ｅｎｄｏｓｃｏｐｙ−Ｔｒａｎｓｉｔ ａｂｎｏｒｍａｌｉｔｉｅｓ」（ＬｅｗｉｓＢ．、ＧＩ Ｅｎｄｏｓｃｏｐｙ Ｃｌｉｎｉｃｓ ｏｆ ＮｏｒｔｈＡｍｅｒｉｃａ）を参照）。使用可能な材料のさらなる例は、例えば、小腸に依存する酵素反応によって異なり得る。
【００３４】
このデバイスは、ＧＩ管に沿ってさらに移動して、大腸に到達し得る。前記デバイスが大腸に到達すると、セル３１２ｃを充填している材料（この材料は、大腸流体中において特異的に分解するように設計された材料で構成され得る）が分解し得、これにより、セル３１２ｃ内の照明光源３１３からの光が大腸流体を通過し、セル３１２ｃ内の光検出器３１４に到達し得る。その後、セル３１２ｃの光検出器３１４は、大腸流体の光信号を検出し、これにより出血を検出することができる。セル３１２ｃを充填している材料の分解は、ｐＨ性であり得る。５．５を越えるｐＨ中にのみおいて分解するｐＨ依存性充填物の例は、メタクリル酸共重合体（例えば、Ｅｕｄｒａｇｉｔ（登録商標）ポリマー）で構成され得る。多様なグレードのメタクリル酸共重合体があり、これにより、各種のＥｕｄｒａｇｉｔ（登録商標）ポリマーが異なるｐＨレベルにおいて分解する。他の腸溶性ポリマーを挙げると、ポリ酢酸ビニルフタレート、ヒドロプロキシプロピルメチルセルロースフタレート、酢酸フタル酸セルロース、およびセルロースアセテートトリメリエート、またはこれらの組み合わせがある。これらのポリマーは、セルを充填するためのマトリックスとして作製され得る。
【００３５】
大腸中における分解専用の他の充填（およびコーティング）材料は、大腸バクテリアの存在下においてまたは大腸に特異的な酵素反応に起因して分解するポリマーであり得る。例えば、マトリックス構成における生分解性ポリマーまたはアゾポリマーを、充填材として（またはコーティング中に）用いることができる。なぜならば、これらのポリマーは、大腸中に存在するアゾバクターによって発生するアゾレダクターゼ酵素に起因して分解するからである。他の大腸中の特異的材料は、多糖類マトリックスによって構成され得る。多糖類マトリックスは、胃および小腸中では完全なままであるが、大腸中では細菌性多糖類（例えば、アミラーゼ、グァーガム、ペクチン、キトサン、イヌリン、シクロデキストリン、コンドロイチン硫酸、デキストランおよびローカストビーンガム）によって分解される。
【００３６】
他の材料も、デバイス３００が大腸に到達するまでのデバイス３００の小腸中におけるおおよその既知の通過時間に対応する所定の期間の後に分解するような、時間依存性であり得る。小腸中におけるｉｎ−ｖｉｖｏデバイスの典型的な通過時間は、追加を全く考慮しない場合、２〜８時間である（「Ｅｎｈａｎｃｅｄ Ｄｉａｇｎｏｓｔｉｃ Ｙｉｅｌｄ ｗｉｔｈ Ｐｒｏｌｏｎｇｅｄ Ｓｍａｌｌ Ｂｏｗｅｌ Ｔｒａｎｓｉｔ Ｔｉｍｅ Ｄｕｒｉｎｇ Ｃａｐｓｕｌｅ Ｅｎｄｏｓｃｏｐｙ」（Ｂｕｓｃａｇｌｉａら、Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｓｃｉｅｎｃｅｓ）を参照）。従って、例えば大腸内のみにおいて分解するようになっている、セル３１２ｃを占有する充填物またはコーティング材料を、デバイス３００の内服後６時間経過後に分解するように設計すればよい。６時間は、デバイス３００が胃を通過するのにかかるおおよその通過時間である１時間と、デバイス３００が小腸を通過するのにかかるおおよその通過時間である５時間との合計であり得る。デバイス３００が大腸に到達するまでのデバイス３００の小腸内における通過時間は、デバイス３００をＧＩ管に挿入する手順を緩下剤および増進剤の内服と共に行うことにより、制御および短縮することができる。デバイス３００（または１０）を挿入し、血液の存在を決定する手順を実質的に短時間で行わなければならない場合、デバイス３００の挿入の前および／または後の特定の時期に増進剤を内服する（例えば、特定の時間において大量の食事を取る）よう患者に指示することができる。他の方法としては、前記手順の時間を短縮するための緩下剤の内服がある。
【００３７】
セル３１２ａ〜３１２ｃの各セル内の照明光源３１３は、２つ以上の照明光源（例えば、３つまたは４つの照明光源）を含み得る。そのため、対応する数の光検出器３１４を各セル内に設けることができる。各セル内の複数の光検出器３１４はそれぞれ異なるフィルタを含み得、これにより、ＧＩ管に沿った各特定の位置においてｉｎ−ｖｉｖｏ流体を通過する特定の波長の光を、対応する光検出器によって検出することができる。各セル内の光検出器によって検出された信号は、特定の波長における信号と、基準としての胆汁および血液の透過スペクトルとを比較することができ、これにより、胆汁の存在、血液またはこれら両方についての結論を下すことができる。
【００３８】
他の実施形態において、複数の別個の間隙が設けられ得る。各間隙は、デバイス３００の外周に沿って異なる側部に配置される。各間隙はデバイスの外周に配置されるため、各間隙はｉｎ−ｖｉｖｏ流体と接触することができる。これらの間隙は、デバイス３００の異なる側部上に配置され得る。各間隙は、複数の照明光源と、光検出器とを含み得る。これら複数の照明光源はそれぞれ、異なる波長において照射する。この光検出器は、各間隙内において流れて各間隙を出入りするｉｎ−ｖｉｖｏ流体から出される光信号を検出する。いくつかの実施形態において、各間隙は、上述したようにＧＩ管に沿った異なる位置において開口または分解するように設計された異なるコーティング／充填物により、コーティング／充填され得る。
【００３９】
他の実施形態において、１つの間隙が設けられ得る。この１つの間隙は、特定の波長において照射する複数の照明光源と、光検出器とを含む。デバイス３００の外周に沿った別の側部において、複数のセルまたはチャンバが設けられ得る。これらの複数のセルまたはチャンバには、ＧＩ管に沿った異なる位置において開口するように設計された異なるコーティングが施されている。これらのチャンバはそれぞれ、光検出器を含み得る。この光検出器は、前記チャンバが開口しているかまたは未だ閉口状態のままであるかを検出することができる。これらのチャンバは小型光源も含み得、これにより、チャンバ内の光検出器が暗画像を検出した場合、前記チャンバが未だ並行状態であると推定することができ、前記光検出器が明画像を検出した場合、前記チャンバが開口している（すなわち、前記チャンバを占有しているコーティングおよび／または充填物が分解した）と推定することができる。前記間隙内の光検出器からの情報と、前記チャンバの画像とを組み合わせることで、血液の存在をｉｎ−ｖｉｖｏで知ることができ、その位置もｉｎ−ｖｉｖｏで知ることができる。
【００４０】
ここで図４を参照する。図４は、図３の実施形態および本発明の別の実施形態による、出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出のためのデバイス３００の模式的上面図であり、閉口状態のセル３１２ａ〜３１２ｃを示す。いくつかの実施形態によれば、区画３０１は不透明であり得、これにより、１つのセルからの照射が隣接セルに到達しないようになっている。いくつかの実施形態において、照明光源３１３は、照明光源３１３からの照射がセル３１２ａ〜３１２ｃそれぞれに到達するように、ＰＣＡ３１５上に配置され得る。例えば、照明光源３１３を複数の照明光源に分割することで、各セル３１２ａ〜３１２ｃを照射する１つ以上の照明光源を各セル３１２ａ〜３１２ｃに対して設けることができる。
【００４１】
そのため、光検出器３１４は、ｉｎ−ｖｉｖｏ流体を通過した光の光信号がセル３１２ａ〜３１２ｃそれぞれによって検出されるように、ＰＣＡ３１５上に配置され得る。例えば、各セル３１２ａ〜３１２ｃが（恐らくは、異なる波長において照射する照明光源の数に対応する数だけの）１つ以上の光検出器を有するように、光検出器３１４を複数の光検出器に分割することができる。他の実施形態によれば、デバイス３００は、セル３１２ａ〜３１２ｃそれぞれに対し、白色広帯域照射を照射する１つの照明光源を含み得、各セルは、複数の光検出器を有し得る。これら複数の光検出器はそれぞれ、異なる特定の波長または波長範囲において光信号を検出する。これら複数の光検出器は典型的には３つ〜４つの光検出器であり、特定の波長の光を検出できるように、フィルタを含み得る。このようなフィルタは、狭帯域フィルタ、干渉フィルタまたは回折光学素子（ＤＯＥ）フィルタであり得る。
【００４２】
照明光源３１３は、光検出器３１４の動作に依存せずに、セル３１２それぞれを連続的に照射し得る。いくつかの実施形態において、セル（例えば、セル３１２ｂ）内に未だ腸溶性材料が充填されている場合、照明光源３１３からの光は、セル３１２ｂ内の光検出器３１４に到達することができない。デバイス３００の内部またはデバイス３００の外部にあるプロセッサは、照射パルス持続時間を制御することができる。光検出器３１４が信号を検出しなかった場合、照明光源３１３を低フレームレートで照射するように調節するか、または、各期間間の長い持続時間と共に短期間のみにわたって照射するように調節する。同様に、デバイス３００の電力をより節約できるように（「スリープモード」）、セル３１２ｂ内の光検出器３１４を低フレームレートにおいて光信号を検出するように調節することができる。しかし、セル３１２ｂ内の充填材が分解した場合、セル３１２ｂ内の光検出器３１４は、光信号の検出を開始する。このときに、プロセッサは、照明光源３１３および光検出器３１４（またはこれらのうち１つのみ）を制御して、高レートによる照射および高周波数における光信号の検出をそれぞれ行う（「覚醒モード」）ことができる。
【００４３】
いくつかの実施形態において、ＧＩ管に沿った異なる位置において開口する異なるセル３１２ａ〜３１２ｃを形成する区画３０１を含むデバイス３００の代わりに、デバイス３００は、ｐＨ検出器（図示せず）を含んでもよい。ｐＨ検出器は、ｐＨレベルを連続的に検出し、前記検出されたｐＨを患者身体の外部にある受信器へと送ることができる。ＧＩ管に沿った異なる位置ｐＨレベルはそれぞれ異なるため、検出されたｐＨから、特定のｉｎ−ｖｉｖｏ位置を知ることができる。他の実施形態によれば、前記ｐＨ検出器は、前記複数のセルｓ３１２ａ〜３１２ｃとは別のさらなるセンサーであり得る。
【００４４】
いくつかの実施形態において、デバイス３００は、身体管腔内へのデバイス挿入後の経過時間の表示を支援し得るカウンターをさらに含み得る。このようなカウンターにより、位置（例えば、ＧＩ管に沿った位置）をｉｎ−ｖｉｖｏで概算することが可能となる。すなわち、デバイス挿入からＧＩ管に沿った特定の器官への到達までの時間を、統計（例えば、蠕動運動の持続時間に関する研究）に基づいて理解することもできるし、あるいは、デバイス挿入手順に増進剤および緩下剤の内服が含まれる場合に所定の時間軸に基づいて理解することもできる。
【００４５】
ここで図５を参照する。図５は、本発明の一実施形態による出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出のためのシステムの模式図である。デバイス１０は、図２に示すような送信器２０を含み得る。デバイス１０またはデバイス３００は、ｉｎ−ｖｉｖｏ流体内を通過して検出された照射を外部受信器５２へと送り得る。受信器５２は、デバイス１０またはデバイス３００から送られたデータを保存するメモリユニットを含み得る。
【００４６】
本発明のいくつかの実施形態によるシステムは、ｉｎ−ｖｉｖｏ感知デバイスを含む。このｉｎ−ｖｉｖｏ感知デバイスは、光信号および／または他の情報（例えば、画像、ｐＨ値など）をデータ受信器および／またはレコーダ５２へと送る。このレコーダ５２は、被検者の近隣に設けることもできるし、あるいは、被検者が装着することもできる。データ受信器および／またはレコーダ５２はもちろん、他の適切な構成をとることができる。データ受信器および／またはレコーダ５２は、前記受信された情報をより大型のコンピューティングデバイス５４（例えば、ワークステーションまたはパーソナルコンピュータ）へと転送し得る。コンピューティングデバイス５４において、前記データについてのさらなる分析、保存および／またはユーザへの表示が行われる。他の実施形態において、ディスプレイ５６は、コンピューティングデバイス５４の一部ではなく別個のユニットであり得る。他の実施形態において、これら多様な構成要素はそれぞれ不要である。例えば、内部デバイスからの情報を直接表示システムまたは処理システムへと直接送信するかまたは他の場合に（例えば配線により）転送することができる。
【００４７】
いくつかの実施形態において、コンピューティングデバイス５４は、処理ユニットおよび記憶ユニットを含み得る。前記処理ユニットは、光検出器１４（または３１４）によって検出された光信号からの透過スペクトルを生成し得る。この透過スペクトルは、ｉｎ−ｖｉｖｏ流体の透過スペクトルに対応する。その後、前記処理ユニットは、前記生成された透過スペクトルと、（例えば、胆汁の）基準透過スペクトルとを比較し得る。処理ユニットは、スペクトル全体を比較することもできるし、あるいは、胆汁が相関位置に存在するかをｉｎ−ｖｉｖｏで決定するために、複数の値のみを比較することもできる。例えば、照明光源１４または３１４は、約５００ｎｍ、７００ｎｍおよび８５０ｎｍの波長において照射し得る。波長４５０ｎｍと波長７００ｎｍとの間の胆汁の透過比は極めて高く（およそ１０００）、血液の透過スペクトルの振る舞いと類似している。そのため、特定の位置における胆汁の存在をｉｎ−ｖｉｖｏ決定するためには、胆汁の透過スペクトルのみに対して固有でありかつおよび血液の透過スペクトルには存在しない固有の結果を導き出せるさらなる比を計算する必要がある。例えば、波長７００ｎｍと８５０ｎｍとの間の比を上記位置において計算する。その後、７００ｎｍと８５０ｎｍとの間のこの比を基準値と比較する。この基準値は、水中の胆汁の透過スペクトルから計算することができ、胆汁の存在を示すことができる。胆汁中の７００ｎｍと８５０ｎｍとの間の比は典型的には、血液中における比よりも大きいことが多い。従って、この比は、両者間の差を示す際に適している。ｉｎ−ｖｉｖｏ信号から計算された比が、前記プロセッサが前記基準スペクトルに基づいて計算した特定閾値を越えた場合、これは、７００ｎｍと８５０ｎｍとの間の比が計算された当該特定の位置における胆汁の存在をｉｎ−ｖｉｖｏで示し得る。
【００４８】
血液の存在をｉｎ−ｖｉｖｏ決定するためには、さらなる比を計算し、この比を基準と比較する必要がある。例えば、波長５７６ｎｍと波長７００ｎｍとの間の透過比を計算する。その後、この比と、基準値とを比較する。この基準値は、水中の血液の透過スペクトルから計算することができる。前記検出された信号から計算された比が血液の基準透過スペクトルに基づいて計算された特定の閾値を超える場合、この結果から、病状をｉｎ−ｖｉｖｏで示し得る血液の存在を知ることができる。
【００４９】
従って、血液の存在をｉｎ−ｖｉｖｏでおよび／または胆汁の存在を決定するために、照明光源１３または３１３は典型的には、３つの異なる波長（例えば、５７６ｎｍ、７００ｎｍおよび８５０ｎｍ）において照射し得る。他の波長の選択肢を挙げると、４１５ｎｍ、５４０ｎｍ、５６０ｎｍ、７００ｎｍおよび８５０ｎｍがある。典型的には、全ての比において特定の波長が用いられる。この波長は、血液中での透過率が高い波長（例えば、７００ｎｍ）でなければならない。
【００５０】
さらに、血液が酸化しているか否かについても、知ることができる。すなわち、水中の血液の透過スペクトル中には２つの最小ピークがあり、そのうち１つ波長は約５４２ｎｍであり、そのうち他方の波長は約５７６ｎｍである。これらのピークから、酸化した血液の存在を知ることができる。検出された信号によって生成された透過スペクトル中のピークの波長が約５４２ｎｍおよび約５７６ｎｍではない場合、血液が酸化していないことが分かる。従って、デバイス１０または３００が５つの異なる波長を有する５個の照明光源を含む場合、前記プロセッサは、胆汁の存在と、血液の存在と、血液が酸化しているかとを示し得る。例えば、これらの５個の波長は、４１５ｎｍ、５４２ｎｍ、５７６ｎｍ、７００ｎｍおよび８５０ｎｍであり得る。
【００５１】
いくつかの実施形態において、ディスプレイ５６は、ｉｎ−ｖｉｖｏ流体の透過スペクトルを表示し得る。他の実施形態において、ディスプレイ５６は、ｍａｙｄｉｓｐｌａｙ前記透過スペクトルを他の情報（例えば、光信号が検出された位置である相関ｉｎ−ｖｉｖｏ位置におけるｐＨ値）と共に表示し得る。他の実施形態において、デバイス１０が例えば画像装置および広帯域照射（すなわち、白色光）を含み得る場合、ｉｎ−ｖｉｖｏ画像を単独でまたは血液／胆汁または双方が検出されたｉｎ−ｖｉｖｏ位置と共に表示することができる。
【００５２】
いくつかの実施形態によれば、受信器５２は、使い捨て型の受信器であり得る。いくつかの実施形態において、前記受信器は、装着可能な使い捨て型パッチであり得る。患者は、例えば出血検出目的ののためにｉｎ−ｖｉｖｏ環境を監視するために、前記受信器を装着し、新規のデバイス１０または３００を毎日１週間にわたって服用し得る。このようにする理由は、出血は一定した病状ではなく、ある日に出血が発生し、その後１〜２日間出血が発生せず、その後別の日に出血が見られる場合があるからである。そのため、患者に新規デバイスを毎日１週間にわたって挿入することにより、長期間（例えば、１週間）にわたって出血を監視する必要がある場合がある。前記受信器は、ＧＩ管に沿って血液が検出された位置を示し得る可視指示を含み得る。例えば、前記受信器は、ＧＩ管に沿った多様な位置（例えば、食道、胃、小腸および大腸）に対応する異なるＬＥＤを含み得る。これらのＬＥＤは、光検出器（１４または３１４）により出血が検出された際に、発光し得る。例えば、小腸内において出血が検出された場合、小腸に対応するＬＥＤが発光することで、患者および／または医師に対し、当該患者の状態を通知することができる。
【００５３】
他の実施形態において、患者および患者の医師に対して患者の状態を通知するための他の方法があり得る。さらに他の実施形態において、前記通知を暗号化することで、当該患者の医学的状態が患者には分からないようにし、医師だけが前記通知を読解することができるようにすることができる。このようにすると、患者が手順の結果を見て理解することができる場合に患者が苦悩および心配するのを回避するために有用であり得る。
【００５４】
ここで図６を参照する。図６は、本発明の一実施形態による出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出のための方法を示す。図６による方法は、ｉｎ−ｖｉｖｏ流体を異なる波長において照射するステップ（６１０）と、前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体の透過スペクトルを測定するステップ（６２０）とを含み得る。前記方法は、前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体の前記透過スペクトルと、特定の波長における所定の胆汁の透過スペクトルとを比較するステップ（６３０）をさらに含み得る。この比較ステップは、デバイス１０または３００内のプロセッサによって行ってもよいし、あるいは、デバイス１０または３００の外部にあるプロセッサによって行ってもよい。前記スペクトル間の比較により、前記特定の位置における胆汁の存在がｉｎ−ｖｉｖｏで決定され得る（６４０）。前記方法は、前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体の前記透過スペクトルと、特定の波長における血液の所定のスペクトルとを比較するステップ（６５０）を含み得、これにより、前記透過スペクトルに従って血液の存在を決定する（６６０）。他の実施形態において、透過スペクトルまたは吸収スペクトル間の比較の代わりに、前記方法は、図１１〜図１２を参照して以下に詳細に説明するように、光検出器によって検出された離散的信号と、所定の閾値とを比較するステップを含み得る。
【００５５】
ここで図７を参照する。図７は、本発明の別の実施形態による出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出のための方法を示す。この請求項７による方法は、胃腸（ＧＩ）管に沿ったセグメント分解能においてｉｎ−ｖｉｖｏ感知デバイスを局所化し、各位置において血液の存在を検出する方法であり得る。前記方法は、ｉｎ−ｖｉｖｏ感知デバイスを患者のＧＩ管に挿入するステップ（７１０）を含み得る。本発明の実施形態によれば、前記デバイスは、間隙と、１つ以上の照明光源と、光検出器とを含み得る。前記間隙を通じて、ｉｎ−ｖｉｖｏ流体が流れて出入りする。前記１つ以上の照明光源は、前記間隙の片側に配置される。前記光検出器は、前記間隙の他方側において前記照明光源に対向して配置される。例えば、前記ｉｎ−ｖｉｖｏデバイスは、デバイス１０またはデバイス３００であり得る。前記デバイスは、反対側において前記間隙を含む前記デバイスの他端上において、画像装置および広帯域白色光照明光源をさらに含み得る。前記方法は、ｉｎ−ｖｉｖｏ流体を異なる波長において照射するステップ（７２０）と、前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体の透過スペクトルを測定するステップ（７３０）とを含み得る。前記デバイスの内部または前記デバイスの外部にあるプロセッサは、前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体の前記透過スペクトルと、所定の胆汁の透過スペクトルとを比較するステップ（７４０）を行い得、これにより、胆汁の濃度を決定する（７５０）。各位置におけるｉｎ−ｖｉｖｏ胆汁濃度に従って、前記プロセッサは、セグメント分解能における前記透過スペクトルの各点における前記ｉｎ−ｖｉｖｏデバイスの位置を決定するステップ（７６０）を行い得る。いくつかの実施形態において、プロセッサは、デバイス１０または３００内にあるか、またはデバイス１０または３００の外部にあり、あるいは、外部ユーザ（例えば、医師）が、前記デバイスの前記ｉｎ−ｖｉｖｏ位置を決定するステップを行ってもよい。前記方法は、前記透過スペクトルに従って血液の存在を決定するステップをさらに含み得、これにより、血液がｉｎ−ｖｉｖｏで存在するかそしてどの位置にあるかを決定することができる。他の実施形態において、透過スペクトルまたは吸収スペクトル間の比較の代わりに、前記方法は、図１１〜図１２を参照して詳細に説明するように、前記光検出器によって検出された処理された離散的信号と、所定の閾値とを比較するステップを含み得る。
【００５６】
他の位置特定方法では、画像装置と、間隙を含むデバイスの端部の反対側にある白色光とを含まれ得、これにより、ｉｎ−ｖｉｖｏ画像により、ｉｎ−ｖｉｖｏ位置と、血液の存在に関する決定とを示すことができる。他の実施形態において、前記デバイスはｐＨ検出器を含み得、これにより、検出されたｐＨレベルに基づいて、前記デバイスのＧＩ管に沿った位置を決定することができる。さらに他の実施形態において、前記デバイスの位置特定を胆汁のスペクトル情報を用いて行うことができる。血液のスペクトル情報から血液の存在をｉｎ−ｖｉｖｏで知ることができるため、ｉｎ−ｖｉｖｏ画像に基づいて、組織上のあらゆる出血源を知ることができる。
【００５７】
ここで図８を参照する。図８は、本発明の別の実施形態による出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出のためのデバイスの模式図である。本発明の実施形態によれば、ｉｎ−ｖｉｖｏ感知デバイス８００は、反応性基板８０１を含む。反応性基板８０１は、デバイス８００の長手方向軸に対して垂直方向に配置され得る。反応性基板８０１の情報には不透明カバー８２０が設けられ得る。不透明カバー８２０は、長手方向軸に対して垂直方向に配置される。不透明カバー８２０により、管腔壁が反応性基板８０１から遠隔方向に押圧され、かつ、反応性基板８０１が周囲のｉｎｖｉｖｏ方位物から良好に隔離される。
【００５８】
不透明カバー８２０は、デバイス８００内において感知されたデータを、不透明カバー８２０の存在が無い場合に感知され得るデータから隔離することを支援する。（例えば、内服用画像化カプセルにおいて公知のような）透明カバーではなく不透明カバー８２０を設けることにより、デバイス８００は、デバイス８００の外部において発生する反応からいかなる干渉を受けること無く、デバイス８００内において発生する反応の情報のみを感知および収集する能力を持つことができる。その結果、高い信号対ノイズ比の達成が支援される。
【００５９】
不透明カバー８２０は、少なくとも２つの開口部８２１を含む。これら少なくとも２つの開口部８２１により、ｉｎ−ｖｉｖｏ流体がデバイス８００の本体内を連続的に流れることが可能となる。いくつかの実施形態によれば、開口部８２１の形状は、開口部８２１内におけるｉｎ−ｖｉｖｏ流体の流れを誘発する形状（例えば、円錐台形状）であればよく、ここで、前記円錐の基部は、デバイス８００と周囲のｉｎ−ｖｉｖｏとの間の界面に設けられ、その直径は、デバイス８００内に進む方向において低減する。これにより、デバイス８００内を通過する流体の濃度を増加させ、不透明カバー８２０内に形成された空間内へ前記少なくとも２つの開口部８２１を通じて自由に流れ込むｉｎ ｖｉｖｏ流体と共に搬送されるｉｎ−ｖｉｖｏマーカーの数量を増加させることができる。いくつかの実施形態によれば、不透明カバー８２０の代わりに鏡が用いられ得る。
【００６０】
反応性基板８０１上には、少なくとも１つの種類の結合剤（例えば、抗体または他の適切なペプチド）が付着され得る。前記結合剤は典型的には、血液の存在をｉｎ−ｖｉｖｏで示す所望のｉｎ−ｖｉｖｏマーカーに対して特異的であるかまたは高親和性である。前記付着された結合剤は、ＧＩ環境に耐えなければならない（例えば、ＧＩ管に沿った露出されるであろう位置に応じた、胆汁の存在および他の酸性またはアルカリ性環境に耐えなければならない）。
【００６１】
例えば、前記ｉｎ−ｖｉｖｏマーカーは、グロビンＡおよびグロビンＢまたはタンパク質グリコホリンＡであり得る。グロビンＡおよびグロビンＢは、ヘモグロビンのタンパク質部分である。タンパク質グリコホリンＡは、赤血球の膜上にあるタンパク質の１つである。このようなタンパク質またはタンパク質部分は、反応性基板８０１上に付着した結合剤に結合し得る。いくつかの実施形態によれば、反応性基板１０を２つ以上の部分（例えば、部分８１０、８１１および８１２）に分割することができる。これらの部分それぞれには、血液の存在を示すマーカーとの結合に適した少なくとも１つの種類の結合剤が付着され得る。いくつかの実施形態において、反応性基板８１０の各部分は、異なるコーティングを含み得る（例えば、部分８１０はコーティング８１０’でコーティングされ得、部分８１１はコーティング８１１’でコーティングされ得、部分８１２はコーティング８１２’でコーティングされ得る）。いくつかの実施形態において、これらのコーティングは、デバイス８００がＧＩ管内を通過している間、特定のｉｎ−ｖｉｖｏ環境条件（例えば、特定のｐＨレベル下において、特定の酵素活性下において、、所定の期間後）下において共にまたは別個に分解するように、設計される。例えば、コーティング８１０’は、胃環境において分解するように設計され得、コーティング８１１’は、小腸環境において分解するように設計され得、コーティング８１２’は、大腸内において劣化し得る。
【００６２】
例えば、デバイス８００が胃に到達すると、コーティング８１０’は、胃環境と接触することにより劣化し得る。デバイス８００がさらにＧＩ管に沿って進むと、デバイス８００は小腸に到達する。例えばコーティング８１１’を構成する材料は、胃液中に存在する低ｐＨ（約３のｐＨ）に耐える材料であり得る。しかし、より高いｐＨレベル（５．５を超えるｐＨ）において、コーティング８１１’の材料は分解し得、そのため、反応性基板部分８１１の近隣のｉｎ−ｖｉｖｏ流体が自由に流れることが可能となり、これにより、部分８１１上に付着した結合剤にｉｎ−ｖｉｖｏマーカーが結合し得る。他の小腸に対して特異的な材料（例えば、デバイス８００が胃を通過して小腸に到達するまでの通過時間に対応する所定の期間後に分解するように設計された時間依存性材料）を用いてもよい。利用可能な材料のさらなる例は、小腸に依存する酵素反応などによって異なり得る。
【００６３】
デバイス８００は、ＧＩ管に沿ってさらに移動し、大腸に到達し得る。前記デバイスが大腸に到達すると、コーティング８１２’が分解し得、血液の存在を示すｉｎ−ｖｉｖｏマーカーを搬送する大腸流体が、部分８１２に付着した結合剤と結合し得る。コーティング８１２’の分解は、ｐＨに依存し得る。ｐＨが５．５を超えた場合のみに分解するｐＨ依存型コーティングの例は、メタクリル酸共重合体（すなわち、Ｅｕｄｒａｇｉｔ（登録商標）ポリマー）によって構成され得る。これらの共重合体には多様なグレードがあるため、各種のＥｕｄｒａｇｉｔ（登録商標）ポリマーは、異なるｐＨレベルにおいて分解する。他の腸溶性ポリマーを挙げると、ポリ酢酸ビニルフタレート、ヒドロプロキシプロピルメチルセルロースフタレート、酢酸フタル酸セルロース、およびセルロースアセテートトリメリエート、またはこれらの組み合わせがある。
【００６４】
大腸内のみにおいて分解する他のコーティング材料は、大腸バクテリアの存在下においてまたは大腸に特異的な酵素反応に起因して分解するポリマーであり得る。例えば、大腸内において分解するように設計された生分解性ポリマーまたはアゾポリマーをコーティングとして用いると効率的である。なぜならば、これらのポリマーは、大腸内に存在するアゾバクターによって生成されたアゾレダクターゼ酵素に起因して分解するからである。他の材料は時間依存性であり得、そのため、これらの他の材料は、分解するか、または、デバイス８００が小腸を通過して大腸に到達するまでの通過時間に対応する所定の期間後に分解するように、設計される。
【００６５】
ｉｎ−ｖｉｖｏ感知デバイス８００は、ｉｎ−ｖｉｖｏ包囲物に露出される。反応性基板８０１は、ｉｎ−ｖｉｖｏ流体の流れに露出されるため、前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体内を流れるｉｎ−ｖｉｖｏマーカーに露出され得る。このように常に露出させることにより、異なる部分８１０、８１１および８１２内の結合剤と所望のｉｎ ｖｉｖｏマーカーを高濃度で結合させるのを支援することができる。
【００６６】
いくつかの実施形態によれば、反応性基板８０１を網羅するようにセンサー８０４が配置され、これにより、反応性基板８０１上において発生した光学的変化をセンサー８０４によって検出することができる。前記光学的変化は、色の変化、色相の変化、輝度の変化、明度の変化、光学濃度の変化、光学透過率の変化、光散乱の変化、またはこれらの任意の組み合わせであり得る。
【００６７】
反応性基板８０１上で発生しセンサー８０４によって感知される光学的変化は、結合剤または前記結合剤に結合したｉｎ−ｖｉｖｏマーカーまたはこれら両方の構造的変化に起因して発生する光学的変化である。
【００６８】
いくつかの実施形態によれば、反応性基板８０１は、免疫測定に適した多様な材料（例えば、シリコン、ガラス、プラスチック）から作製され得る。反応性基板８０１の製作に適した材料であるかを評価する際に勘案すべきパラメータとしては、例えば、当該材料の透明度、当該材料の内部使用における安全性、当該材料の腔内条件下での耐久性などがある。従って、当該分野において結合剤の付着先となる生物基板の製造において既知の任意の材料が、適切であり得る。いくつかの実施形態によれば、反応性基板８０１は、透明なラブオンチップ型の基板であり得、この基板上において多様な反応を発生させることができ、これらの反応をセンサー８０４によって感知させることができる。他の実施形態によれば、ポリスチレンなどの複合材料も、反応性基板８０１の構築において適切である。
【００６９】
いくつかの実施形態において、デバイス８００は、光学系８０２を含み得る。光学系８０２は典型的には、レンズを含み得る。前記レンズは、光学的変化をセンサー８０４上に集束させる。光学的変化は、例えば、反応性基板８０１上に付着した結合剤から発せられた照射であり得る。いくつかの実施形態において、光学系８０２は、光学系８０２と反応性基板８０１との間の所定の距離から発出された照射のみを集束させるように、設計される。光学系８０２がこのように設計されている場合、さらに遠隔の距離から発出された照射はセンサー８０４上に集束されず、センサー８０４によって感知されない。そのため、背景雑音が実質的に回避される。
【００７０】
いくつかの実施形態において、デバイス８００は、少なくとも１つの照明光源８０３を含む。いくつかの実施形態によれば、センサー８０４および照明光源８０３は、反応性基板８０１と対向し得、これにより、照明光源８０３からの光線は、反応性基板８０１上に入射した後、反射されてセンサー８０４に到達する。いくつかの実施形態によれば、反応性基板８０１内において結合剤が付着された領域のサイズは、センサー８０４のサイズと相関し、これにより、反応性基板８０１からの情報全てが、いかなるデータ損失無く、センサー８０４によって検出される。
【００７１】
典型的には、一実施形態において、照明光源８０３は白色ＬＥＤである。他の実施形態によれば、照明光源８０３は、単色照明光源であり得る。いくつかの実施形態において、２つ以上の単色照明光源があり得る。他の実施形態によれば、２つ以上の照明光源８０３があり得る。これら２つ以上の照明光源８０３はそれぞれ、異なる照射スペクトルを持ち得る。
【００７２】
いくつかの実施形態によれば、異なるスペクトルを有する各照明光源８０３は、反応性基板８０１の各部分に付着されている同じ種類の結合剤を照射してもよいし、あるいは、部分８１０、８１１および８１２にそれぞれ付着されている２種類以上の結合剤を照射してもよい。異なる照射スペクトルをそれぞれ有する２つ以上の照明光源８０３が照射されると、センサー８０４は、異なる照射スペクトルにおいて多様な反射を受信し得る。いくつかの実施形態において、前記多様な反射から、生体内に存在し得る病状に関するさらなる情報を得ることができる。結合剤が１種類である場合、ｉｎ−ｖｉｖｏマーカーと結合剤との結合に起因して発生して感知された光学的変化から、１種類の病状（例えば、出血）についての情報をｉｎ−ｖｉｖｏで得ることができる。一方、２種類以上の結合剤がある場合、異なるｉｎ−ｖｉｖｏマーカーがその対応する異なる結合剤と結合することによって発生する光学的変化から、多様な種類の病状（例えば、血液の存在および結腸直腸癌を示すマーカーの存在）に関する情報を得ることができる。
【００７３】
いくつかの実施形態において、病状を示すｉｎ ｖｉｖｏマーカーの存在を検出するために、タグ付き結合剤を前記マーカーに結合させる必要がある場合がある。いくつかの実施形態によれば、前記ｉｎ ｖｉｖｏマーカーを前記結合剤に結合させた後、これを各部分において反応性基板８０１上に付着させ、さらなる結合剤（例えば、抗体）を身体の管腔に挿入することができる。この挿入された結合剤は典型的には、所望のｉｎ−ｖｉｖｏマーカー（典型的には、反応性基板８０１に付着した結合剤が結合している部分ではなく、マーカー構造上の異なる部分）に対して特異的であるかまたは高親和性である。前記挿入された結合剤は、タグ（例えば金粒子、ビーズ、または、米国特許出願公開番号第２００９／０３１２６３１（公開日：２００９年１２月１７日）にさらに開示されているように蛍光発光し得るタグ付け分子）により、タグ付けされ得る。従って、いくつかの実施形態において、前記ｉｎ ｖｉｖｏマーカーと、反応性基板８０１に付着している結合剤とを結合させた後、前記タグ付き結合剤は、異なる部分において前記マーカーと結合し得、これにより、結合剤、マーカーおよびタグ付き結合剤の複合物が得られる。いくつかの実施形態において、デバイス８００が胃に到達すると、例えば、コーティング８１０’が分解し、これにより、前記タグ付き結合剤と、部分８１０に付着した結合剤に結合しているマーカーとの結合が発生する。前記複合物が付着している反応性基板８０１が照射されると、センサー８０４は、前記異なる結合分子およびよって血液の存在を示す光学的変化を検出し得る。
【００７４】
いくつかの実施形態によれば、身体管腔内に投与される結合剤の挿入方法としては、飲み込み、内服、注入などがある。結合剤の挿入は、デバイス８００の身体内への挿入後に行われ得る。いくつかの実施形態において、デバイス８００を身体内に挿入して所定期間が経過した後、反応性基板８０１内の特定部分を被覆するコーティングが分解し、所望のｉｎ ｖｉｖｏマーカーと、反応性基板８０１上の結合剤とが結合し、タグ付き結合剤が前記身体内へと挿入される。他の実施形態において、デバイス８００がｉｎ−ｖｉｖｏ挿入されるのと実質的に同時に、タグ付き結合剤を投与する。他の実施形態において、デバイス８００の挿入舞前に、タグ付き結合剤が投与され得る。
【００７５】
いくつかの実施形態によれば、前記挿入された結合剤は、金粒子、ビーズ、蛍光発光分子、または照射されたときに認識可能となる他の任意のタグ付け技術によってタグ付けされ得る。例えば金粒子またはビーズによってタグ付けされている結合剤の場合、前記結合剤は、可視光波長において照射された際に、認識可能となる。例えば蛍光発光タグ付け分子によってタグ付けされている結合剤の場合、前記結合剤は、蛍光発光を誘発させるのに適したスペクトルにおいて照射されると、認識可能となる。例えば、紫外線スペクトルにおける照射により、可視光スペクトルにおける発光を誘発することができる。
【００７６】
反応性基板８０１は、センサー８０４によって連続的に視認可能となっており、これにより、長時間の露出が可能である。これは、検出された光学的変化が蛍光発光に関連するものである場合に、重要な特徴である。蛍光発光において、照射された分子によって吸収される光子の数は、前記分子から発出される光子の数よりも多い。そのため、高い信号を得るためには、実質的に静止した画像を感知する（例えば、ｉｎ ｖｉｖｏ流体と常に接触しておりかつ光学的変化について連続的に視認されている反応性基板８０１を感知する）必要がある。
【００７７】
ｉｎ ｖｉｖｏマーカーは、デバイス８００の近隣において自由に流れるｉｎ ｖｉｖｏ流体と共に搬送可能であり、これにより、血液が確実にｉｎ−ｖｉｖｏで存在する。
【００７８】
いくつかの実施形態によれば、センサー８０４に含まれる画素数は、画像装置（例えば、ＣＣＤ画像装置またはＣＭＯＳ画像装置）において典型的に用いられる画素数よりも多い。例えば、センサー８０４は、１００ミクロンまでの画素を含み得る。
【００７９】
いくつかの実施形態によれば、少なくとも１つの照明光源８０３およびセンサー８０４が、ＰＣＢ８０５上に配置される。典型的には、デバイス８００は、自律型であり得、内部電源８０６（例えば、酸化銀電池）を含み得る。他の実施形態によれば、デバイス８００は、ワイヤまたはケーブルを通じて外部電源に接続され得る。
【００８０】
いくつかの実施形態によれば、デバイス８００は、送信器８０７を含み得る。送信器８０７は、センサー８０４によって感知されたデータを、デバイス８００の外部にある受信器に送る。いくつかの実施形態において、送信器８０７は、無線送信器を含み得る（例えば、無線周波数（ＲＦ）信号または他の種類の通信信号を送ることができる）。例えば、送信器８０７は、アンテナ８０８を用いて無線信号を送ることができる。他の無線送信方法を用いてもよい。
【００８１】
本発明のいくつかの実施形態によるシステムは、ｉｎ−ｖｉｖｏ感知デバイス８００を含み得る。ｉｎ−ｖｉｖｏ感知デバイス８００は、情報（例えば、画像および／または他のデータ）をデータ受信器および／またはレコーダへと送る。このデータ受信器および／またはレコーダは恐らくは、被検者の近隣に設けられるか、または、被検者によって装着される。前記データ受信器および／またはレコーダはもちろん、他の適切な構成をとってもよい。前記データ受信器および／またはレコーダは、前記受信された情報をより大型のコンピューティングデバイス（例えば、ワークステーションまたはパーソナルコンピュータ）へと転送し得る。このコンピューティングデバイスにおいて、前記データについてのさらなる分析、保存および／またはユーザへの表示が行われ得る。他の実施形態において、前記多様な構成要素それぞれが不要となる場合もあるし、あるいは、別の構成内に収容される場合もある。例えば、内部デバイスからの情報を直接表示システムまたは処理システムへと直接送信するかまたは他の場合に（例えば配線により）転送することができる。別の例において、前記データ受信器またはワークステーションは、情報を前記ｉｎ−ｖｉｖｏデバイスへと送信または他の場合に転送することができる。一実施形態において前記デバイスは自律型カプセルであり得るが、他の構成（例えば、内視鏡またはトロカール）を用いることも可能である。
【００８２】
いくつかの実施形態によれば、デバイス８００は、内服用カプセルであり得る。他の実施形態によれば、デバイス８００は、カプセル形状であってもよいし、あるいは、他の任意の形状（例えば、球状、楕円状、ピーナッツ状）であってもよい。他の実施形態において、不透明カバー８２０はドーム形状でなくてもよく、例えば平坦状であってもよい。
【００８３】
ここで図９を参照する。図９は、本発明のさらに別の実施形態による出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出のためのデバイスの模式図である。図９に示すような本発明の実施形態によれば、ｉｎ−ｖｉｖｏデバイス９００は、デバイス８００と同様であるが、別の感知ヘッド９２２が追加される。いくつかの実施形態によれば、画像センサー９１４は、ドーム９２０の下側にあるセンサー９０４の端部の反対端部において、デバイス９００の端部に配置される。そのため、この実施形態において、デバイス９００は２つの端部（すなわち、上述したような血液／胆汁分析のための、ドーム９２０によって被覆された端部、および画像化のための端部９２２）を有する。
【００８４】
画像センサー９１４は、デバイス９００が挿入された管腔の画像化の際に用いることができる。いくつかの実施形態において、画像装置９１４は、サイズが例えば５〜６ミクロンのＣＣＤ画像装置またはＣＭＯＳ画像装置であり得る。いくつかの実施形態によれば、画像装置９１４は、身体管腔の画像を取得し、センサー９０４は、ｉｎ−ｖｉｖｏマーカーと結合剤との結合に起因する光学的変化を感知する。従って、病状が存在する管腔内の位置のデータを画像センサー９１４を用いて取得することができる。
【００８５】
いくつかの実施形態によれば、画像装置９１４は、センサー９０４による信号取得と同時に画像を取得することもできるし、あるいは、センサー９０４による信号取得と共に順次に画像を取得することもできる。いくつかの実施形態によれば、画像装置９１４は、ユーザ（例えば、医師）により、制御され得る。例えば、医師は、感知されたデータをセンサー９０４からリアルタイムで受信し、光学的変化が感知された場合、前記医師は、画像装置９１４を起動して、前記光学的変化の位置における管腔の画像を取得することができる。いくつかの実施形態において、医師は、画像センサー９１４によって取得された画像（これは、ｉｎ−ｖｉｖｏ出血を示し得る）に従って、センサー９０４を起動し得る。
【００８６】
他の実施形態によれば、画像装置９１４および／またはセンサー９０４は、その他のセンサー（それぞれ、センサー９０４または画像装置９１４）によって感知された画像データまたは他の光学データに応答して、自動的に起動され得る。画像分析または他の認識アルゴリズムが、この実施形態において用いられ得る。デバイス上においてまたは外部デバイス（例えば、受信器におけるようなもの）内において画像がオンボードで分析され得、前記分析に基づいて、必要なセンサー（センサー９０４または画像装置９１４）にコマンドが送られ得る。
【００８７】
いくつかの実施形態によれば、デバイス９００が挿入された管腔を照射するための、少なくとも１つの照明光源９１３が設けられ得る。いくつかの実施形態において、画像センサー９１４の前方に、前記管腔から画像装置９１４へと反射された照射を画像取得のために集束させるための光学系９１６が設けられ得る。いくつかの実施形態によれば、画像センサー９１４および光学系９１６は、米国特許出願公開番号第２００７／０１１８０１８号（公開日：２００７年５月２４日）に記載のように、設計され得る。
【００８８】
いくつかの実施形態によれば、デバイス９００は、自律型であり得、内部電源９０６（例えば、酸化銀電池）を含み得る。デバイス９００は、２つ以上のバッテリー９０６を含んでもよいし、あるいは、例えばバッテリーへの電力誘導によりまたは外部電源へのワイヤまたはケーブルを介して、外部からの電力供給を受けてもよい。
【００８９】
いくつかの実施形態において、デバイス９００は、送信器９０７を含み得る。送信器９０７は、センサー９０４によって感知されたデータ、画像装置９１４によって取得された画像データ、またはこれら両方を送信し得る。いくつかの実施形態において、デバイス９００は、デバイス９００によって取得されたデータを送信するための２つ以上の送信器を含み得る。１つの送信器をセンサー９０４によって取得されたデータの送信用とし、１つの送信器を画像装置９１４によって取得された画像データの送信用とする。いくつかの実施形態によれば、送信されたデータは、外部受信器（図示せず）へと送信され得る。この外部受信器は、前記少なくとも２つの送信器からのデータを同時に受信し得る。
【００９０】
いくつかの実施形態によれば、ｉｎ−ｖｉｖｏマーカーに結合することとなるタグ付き結合剤を別個に患者に投与する代わりに、デバイス９００は、さらなるセル９１０’’、９１１’’および９１２’’を含み得る。これらのセル９１０’’、９１１’’および９１２’’は、反応性基板部分９１０、９１１および９１２にそれぞれ対応するタグ付き結合剤を含み得る。セル９１０’’、９１１’’および９１２’’は、各反応性基板部分９１０〜９１２の反対側に配置され得る。セル９１０’’〜９１２’’は、コーティング９１０’、９１１’および９１２’それぞれと同じコーティングによって被覆され得る。これにより、特定の反応基板部分上のコーティングが分解する相関位置において、特定のタグ付き結合剤が確実に放出されることとなる。
【００９１】
例えば、デバイス９００が胃に到達すると、コーティング９１０’が分解する。それと同時に、同様に胃において分解するように設計されているセル９１０’’上のコーティングが分解する。他の実施形態において、胃中の血液を検出するように設計されたセルは、全くコーティングしなくてよい。なぜならば、胃は、デバイスが実際に移動する際に到達する最初の器官であるからである。コーティング９１０’が分解した後、反応性基板部分９１０は胃流体と接触し得、セル９１０’’内のタグ付き結合剤も同様である。血液の存在を示すｉｎ−ｖｉｖｏマーカー（例えば、グロビンＡ、グロビンＢまたはグリコホリンＡ）が前記胃流体中に存在する場合、このｉｎ−ｖｉｖｏマーカーは、反応性基板部分９１０上の結合剤に結合する。その後、セル９１０’’から放出されたタグ付き結合剤は、前記結合したマーカーに結合した後、センサー９０４によって検出され得る。デバイス９００が小腸に到達すると（例えば、コーティング９１１’がセル９１１’’のコーティングと共に分解すると）、同様のことが部分９１１内において発生し得る。そして、デバイス９００が大腸に到達し、例えば、コーティング９１２’がセル９１２’’上のコーティングと共に分解すると、同じことが部分９１２内において発生し得る。これにより、光学的変化がセンサー９０４によって検出され得、血液がｉｎ−ｖｉｖｏで示される。
【００９２】
いくつかの実施形態によれば、デバイス９００は、内服用カプセルであり得る。他の実施形態によれば、デバイス９００は、カプセル形状であってもよいし、あるいは他の任意の形状（例えば、球状、楕円状、ピーナッツ状）であってもよい。
【００９３】
ここで図１０を参照する。図１０は、本発明の一実施形態による出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出のためのデバイスの一部の模式図である。図１０は、本発明の特定の実施形態による反応性基板９０１をより大きく示す。いくつかの実施形態によれば、部分９１０、９１１および９１２それぞれにおいて、２つ以上の種類の結合剤が反応性基板９０１上に付着され得る。
【００９４】
いくつかの実施形態において、結合剤１００は反応性基板９０１に上に付着され、ｉｎ−ｖｉｖｏマーカー１１０は結合剤１００に結合する。結合剤１００とｉｎ−ｖｉｖｏマーカー１１０との結合に起因して、結合剤１００、ｉｎ−ｖｉｖｏマーカー１１０またはこれら両方において構造的変化が発生し得、その結果光学的変化が発生し得る。いくつかの実施形態において、同じマーカーに結合するかまたは血液の存在をｉｎ−ｖｉｖｏで示す異なるマーカーに結合する、別の種類のさらなる結合剤１００’が設けられ得る。結合剤１００’は、ｉｎ−ｖｉｖｏでマーカー１１０’（これは、マーカー１１０と同じであってもよいし、同じでなくてもよい）に結合し得、その結果、結合剤１００’、ｉｎｉｎ−ｖｉｖｏマーカー１１０’またはこれら両方において構造的変化が発生し得、これにより、光学的変化が発生する。
【００９５】
他の実施形態において、例えば部分９１０において、結合剤１００が反応性基板９０１上に付着され、ｉｎ−ｖｉｖｏマーカー１１０が反応性基板９０１に結合する。タグ１３０によってタグ付けされた結合剤１２０は、患者の外部から（例えば、内服または注入によって）管腔内へ投与してもよいし、あるいは、デバイス９００内のセルから放出させてもよい。その後、結合剤１２０は、反応性基板９０１上において既に固定されているｉｎ−ｖｉｖｏマーカー１１０に結合する。反応性基板９０１が照射されると、タグ１３０が認識可能となり、センサー９０４によって検出され得る。これは、反応性基板９０１の各部分（例えば、１種類の以上の結合剤における部分９１０、９１１および９１２）において同様に発生し得る。いくつかの実施形態において、例えば部分９１０において、結合剤１００’が反応性基板９０１上に付着され、ｉｎ−ｖｉｖｏマーカー１１０’が結合剤１００’に結合する。タグ１３０’によってタグ付けされた結合剤１２０’は、患者の外部から（例えば、内服または注入によって）管腔内へ投与してもよいし、あるいは、デバイス９００内のセルから放出させてもよい。その後、結合剤１２０’は、反応性基板９０１上において既に固定されているｉｎ−ｖｉｖｏマーカー１１０’に結合する。反応性基板９０１が照射されると、タグ１３０’が認識可能となり、センサー９０４によって検出され得る。
【００９６】
いくつかの実施形態によれば、送信器８０７または９０７は、前記検出されたデータを外部受信器（図示せず）へと送信し得る。この受信器は、図５において上述したような使い捨て型受信器であり得る。いくつかの実施形態において、前記受信器は、装着可能な使い捨て型パッチであり得る。例えば、出血検出のためのｉｎ−ｖｉｖｏ環境を監視するために、患者は、前記受信器を装着し、新規のデバイス８００または９００を毎日１週間にわたって内服し得る。このようにする理由は、出血は常に一定した病状であるわけではなく、ある日に出血が発生し、その後１〜２日間出血が発生せず、その後別の日に出血が見られる場合があるからである。そのため、患者に新規デバイスを毎日１週間にわたって挿入することにより、長期間（例えば、１週間）にわたって出血を監視する必要がある場合がある。前記受信器は、ＧＩ管に沿って血液が検出された位置を示し得る可視指示を含み得る。例えば、前記受信器は、ＧＩ管に沿った多様な位置（例えば、食道、胃、小腸および大腸）に対応する異なるＬＥＤを含み得る。センサー８１４または９１４によって出血が検出されると、前記ＬＥＤが発光し得る。例えば、、小腸内において出血が検出された場合、小腸に対応するＬＥＤが発光することで、患者および／または医師に対し、当該患者の状態を通知することができる。他の実施形態において、患者および患者の医師に対して患者の状態を通知するための他の方法があり得る。さらに他の実施形態において、前記通知を暗号化することで、当該患者の医学的状態が患者には分からないようにし、医師だけが前記通知を読解することができるようにすることができる。このようにすると、患者が手順の結果を見て理解することができる場合に患者が苦悩および心配するのを回避するために有用であり得る。
【００９７】
いくつかの実施形態によれば、出血のｉｎ−ｖｉｖｏ検出に用いられるデバイスは、デバイス１０または３００およびデバイス８００または９００の組み合わせであり得る。出血検出に用いられるデバイスは、光信号を検出する（例えば、スペクトル分析を行う）ことが可能なデバイス（例えば、デバイス１０または３００）と、免疫測定に基づいた分析を用いることにより血液を検出するデバイス（例えば、デバイス８００または９００）との組み合わせであり得る。前記組み合わされたデバイスが大腸に入ると、例えば、大腸流体中で浮遊している固体により、前記組み合わされたデバイスの一端に配置された間隙１２（図１Ａ）または３１２（図３）が遮断され得、そのため、信号が検出できなくなる場合がある。そのため、免疫測定を行うデバイスを前記組み合わされたデバイスの他端に追加することで、スペクトル分析または免疫測定分析またはこれら両方による血液検出を確実に行うことができる。
【００９８】
いくつかの実施形態によれば、ｉｎ−ｖｉｖｏデバイス８００または９００は、ｉｎ−ｖｉｖｏデバイス１０または３００と組み合わされ得、この場合、前記組み合わされたｉｎ−ｖｉｖｏデバイスの一端は、反応性基板（８０１または９０１）を含むデバイス８００または９００の端部と類似し、前記組み合わされたデバイスの他端は、デバイス１０または３００のいずれかの端部と類似する。デバイス１０または３００は、間隙（１２または３１２）と、照明光源と、前記間隙の反対側において相互に対向する光検出器とを含む。このように組み合わされたｉｎ−ｖｉｖｏデバイスは、一端（デバイス１０または３００と同様の端部）を通じて、前記間隙内を流れるｉｎ−ｖｉｖｏ流体から送信および反射されたスペクトル信号を検出し、反対側端部（デバイス８００と同様の端部）を通じて、前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体内を流れるマーカー（例えば、タンパク質）から反射された信号を検出することができる。前記組み合わされたｉｎ−ｖｉｖｏデバイスは、血液の存在を検出するための２つの方法（すなわち、（ａ）前記組み合わされたデバイスの一端に設けられた間隙内に流れ前記間隙を出入りする流体が照射された際に得られる光信号を通じた方法、および（ｂ）前記組み合わされたデバイスの反対側端部に付着されたタグ付け剤に付着したタグ付きマーカー（例えば、タンパク質）が照射された際に得られる光信号を通じた方法）を有し得る。いくつかの実施形態によれば、前記組み合わされたｉｎ−ｖｉｖｏデバイスは、スペクトル信号およびタンパク質関連信号（免疫測定分析を可能にする）を検出することができ、これにより、血液の存在について、より正確な分析および決定をｉｎ−ｖｉｖｏで行うことが可能となる。
【００９９】
いくつかの実施形態によれば、デバイス８００および９００は、不透明カバー８２０および９２０それぞれの内部の開口部を被覆するゲルまたはヒドロゲルを含み得る。ヒドロゲルを用いた場合、デバイス８００および９００それぞれの開口部８２１および９２１内を流体が流れることはできるが、ｉｎ−ｖｉｖｏ流体内を流れる固体がデバイス８００および９００に入ることはできない。ヒドロゲルは、固体を遮断する役割を果たすことができ、これにより、固体によって開口部が遮断される事態が回避され、これにより、ｉｎ−ｖｉｖｏ流体の自由な流れが可能となる。液の存在を示すマーカーが流体と共に搬送されるため、このようなゲルは不可欠である。
【０１００】
他の実施形態において、デバイス８００および９００は、反応性基板８０１および９０１それぞれを被覆する不透明カバー８２０および９２０によって形成される空間全体を充填するヒドロゲルを含み得る。これらの実施形態において、前記ヒドロゲルは、ｉｎ−ｖｉｖｏ流体が流入し、デバイス８００および９００から出て行くことが予測される空間全体にわたって充填され得る。前記ヒドロゲルにより、デバイス８００および９００内へ固体が入ることを阻止し、デバイス８００および９００内には流体しか通過できないようにすることが可能となる。
【０１０１】
いくつかの実施形態によれば、デバイス１０および３００は、間隙１２および３１２それぞれを被覆するヒドロゲルをさらに含み得る。前記ヒドロゲルは、環境に特異的なコーティングまたは充填物３１２ａ〜３１２ｃの上または下にコーティングすることができる。前記ヒドロゲルにより、間隙（１２または３１２）内に固体が入るのを阻止することが可能となり、これにより、ｉｎ−ｖｉｖｏ流体内を光が通過し、この光が光検出器（１４または３１４）によって検出されることが可能となる。前記ヒドロゲルにより、前記間隙を出入りできるのは流体のみとすることができ、これにより、干渉無く血液検出を行うことが可能となる。
【０１０２】
ここで図１１を参照する。図１１は、本発明の実施形態による、水中の血液のスペクトル（１１０ＢＤ）、胆汁のスペクトル（１１０ＢＬ）、および胆汁中の血液のスペクトル（１１１）を示すグラフである。図１１中のグラフによれば、水中の血液は、４００ｎｍ〜６５０ｎｍの波長（より詳細には、グラフ中円１１２ＢＤによって囲んだ部分の５００〜６５０ｎｍの波長）において、実質的に高い特異性と共に光を吸収する。しかし、波長４００〜６５０ｎｍにおける胆汁スペクトル１１０ＢＬは、水中血液スペクトル１１０ＢＤと極めて類似している。そのため、血液の存在と胆汁の存在とを区別するのが困難となる（すなわち、波長４００ｎｍ〜６５０ｎｍにおける光強度の読み取り値のみを用いた場合、血液の存在を胆汁の存在と区別することが困難となり得る）。そのため、他の波長におけるさらなる読み取り値が必要となる。図１１中のグラフによれば、水中の血液は、波長６５０ｎｍ〜９００ｎｍにおいては光を吸収しない。なぜならば、１１０ＢＤの傾斜は、波長６５０〜９００ｎｍにおいて一定であるからである。一方、胆汁は、これらの同じ波長において光を吸収する。なぜならば、１１０ＢＬの傾斜は、６５０〜９００ｎｍにおいて増加しているからである。グラフ中、この胆汁スペクトル領域（より詳細には、７００〜８００ｎｍ）を円１１２ＢＬによって囲んでいる。
【０１０３】
本発明によれば、血液の存在と胆汁の存在とをｉｎ−ｖｉｖｏで区別するために、「血液スコア」および「胆汁スコア」を計算する。本発明によれば、「血液スコア」は、（血液が高い特異性と共に光を吸収する波長である）波長４００〜６５０ｎｍから選択された少なくとも２つの異なる波長における光強度を測定した少なくとも２つの読み取り値から計算することができ、「胆汁スコア」は、（胆汁が高い特異性と共に光を吸収する波長である）波長６５０〜９００ｎｍから選択された少なくとも２つの異なる波長における光強度を測定した少なくとも２つの読み取り値から計算することができる。
【０１０４】
本発明の一実施形態によれば、ｉｎ−ｖｉｖｏデバイス１０または３００は、いくつかの（例えば、４つの）異なる照明光源（例えば、ＬＥＤ）を含み得る。これら４つの照明光源のうち２つは、４００ｎｍ〜６５０ｎｍから選択された２つの異なる波長において照射し得、残り２つの照明光源は、６５０ｎｍ〜９００ｎｍから選択された２つの異なる波長において照射し得る。例えば、これら少なくとも４つの照明光源は、５６０ｎｍ、６１０ｎｍ、７００ｎｍおよび８００ｎｍにおいて照射し得る。、「血液スコア」は、５６０ｎｍにおいて照射する１つの照明光源および６１０ｎｍにおいて照射する別の照明光源照射によって照射された検出光の比から計算することができ、「胆汁スコア」は、７００ｎｍにおいて照射する１つの照明光源照射および８００ｎｍにおいて照射する別の照明光源によって照射された検出光の比から計算することができる。５６０ｎｍおよび６１０ｎｍの読み取り値からの比がゼロである（すなわち、前記スペクトルが平坦な線である）場合、間隙（１２または３１２）内を流れて出入りする照射された流体中には血液が含まれていないと結論付けることができる。７００ｎｍおよび８００ｎｍの記読み取り値からの比がゼロである（すなわち、前記スペクトルが平坦な線である）場合、前記照された流体中に胆汁は含まれていないと結論付けることができる。
【０１０５】
ここで図１２を参照する。図１２は、本発明の一実施形態による、血液の存在をｉｎ−ｖｉｖｏで決定するための閾値を示すグラフである。４つの異なる波長（例えば、５６０ｎｍ、６１０ｎｍ、７００ｎｍおよび８００ｎｍ）において照射されて、デバイス１０または３００内を流れて出入りするｉｎ−ｖｉｖｏ流体を通過する光から得られた、光検出器１４または３１４の４つの読み取り値から前記「血液スコア」および「胆汁スコア」を計算した後、前記検出された信号が、ｉｎ−ｖｉｖｏ病状に起因する血液濃度を示しているのかあるいは血液濃度が正常な範囲内であるのか（典型的には、血液濃度が１０−３［血液（リットル）／流体（リットル）］になると、病状があると考えられている）を示しているのかを決定する必要がある。そのため、前記計算された読み取り値と所定の閾値１１３とを比較することで、前記読み取り値が示す血液濃度が１０−３［血液（リットル）／流体（リットル）］を上回るかまたは下回るかを知ることができる。
【０１０６】
図１２によれば、このグラフは、前記「血液スコア」および前記「胆汁スコア」を各４つの読み取り値について組み合わせることにより、得られている。前記「胆汁スコア」をＸ軸において表し、前記「血液スコア」をＹ軸において表し、これにより、各４つの読み取り値から（ｘ、ｙ）座標の点を得ている。例えば、「血液スコア」は、５６０ｎｍおよび６１０ｎｍにおける光強度の比によって得られ、「胆汁スコア」は、７００ｎｍおよび８００ｎｍにおける光強度の比によって得られている。グラフ上の（ｘ、ｙ）座標のある点は、（ｘ＝「胆汁スコア」、ｙ＝「血液スコア」）としたスコアから得られている。これらのスコアは、実質的に同じｉｎ−ｖｉｖｏ位置における読み取り値を表すように、実質的に同じ期間において検出された４つの読み取り値に対して計算しなければならない。
【０１０７】
前記グラフ中の各点と、所定の事前計算された閾値１１３とを比較することができる。閾値１１３は、１０−３［血液（リットル）／流体（リットル）］の血液濃度の根拠となる、前記「血液スコア」と前記「胆汁スコア」との間の相関を示す。所定の閾値１１３により、各４つの読み取り値が、１０−３［血液（リットル）／流体（リットル）］を上回る（病状を示す）血液濃度を示しているのか否かを決定するのを支援することができる。図１２中のグラフ中の点のうちいずれかの点が閾値１１３を超えた場合、当該点の読み取りが行われたｉｎ−ｖｉｖｏ位置における血液濃度が１０−３［血液（リットル）／流体（リットル）］を超えていること（すなわち、当該ｉｎ−ｖｉｖｏ位置において病状が存在すること）が分かり得る。任意の点が閾値１１３を下回った場合、当該点の読み取りが行われたｉｎ−ｖｉｖｏ位置における血液濃度が１０−３［血液（リットル）／流体（リットル）］を下回っている（すなわち、当該ｉｎ−ｖｉｖｏ位置においては病状は存在しないこと）が分かり得る。
【０１０８】
閾値１１３は、例えば、ｉｎ−ｖｉｔｒｏ実験から計算することができる。このｉｎ−ｖｉｔｒｏ実験において、異なる波長における光強度を水中の多様な濃度の胆汁に対して検出し、異なる波長における光強度を水中の多様な濃度血液に対して検出する。図１１から分かるように、照射された流体が胆汁および血液を含む場合（スペクトル１１１）、胆汁の存在に起因して、水中血液のスペクトル（１１０ＢＤ）の傾斜が低くなる（すなわち、波長４００〜６００ｎｍにおける血液による光吸収（１１０ＢＤ）の実質的に高い特異性は、胆汁の存在下における場合ほど高くならない。そのため、所定の閾値１１３は、上昇する閾値である。すなわち、胆汁濃度が高いほど、前記閾値も高くなる。
【０１０９】
本発明のいくつかの実施形態によれば、前記少なくとも４つの照明光源（例えば、５６０ｎｍ、６１０ｎｍ、７００ｎｍ、８００ｎｍ）を同時に照射することができるが、そのためには、４つの別個の光検出器が４つの別個のフィルタと共に必要であり、各光検出器には異なるフィルタが設けられる。しかし、他の実施形態において、これら４つの照明光源からの照射を１つずつ順次行ってもよく、この場合、１つの光検出器が、１つの照明光源からのｉｎ−ｖｉｖｏ流体内を通過する光を一度に検出することができる。いずれの場合においても、実質的に同じｉｎ−ｖｉｖｏ位置における血液の存在（または血液濃度）をｉｎ−ｖｉｖｏで決定するためには、前記４つの異なる照明光源４つの読み取り値が実質的に同時に必要である。
【０１１０】
いくつかの実施形態によれば、図１１および図１２中に示すグラフは、ｉｎ−ｖｉｖｏデバイス１０または３００内において行われ得る処理プロセス時において、生成することができる。他の実施形態において、前記処理は、前記ｉｎ−ｖｉｖｏデバイスの外部にあるユニットにより（例えば、図５に示すような受信器５２または処理ユニット５４により）行うことができる。前記処理を前記ｉｎ−ｖｉｖｏデバイス内において行い、前記デバイスが４つの異なる照明光源および１つのみの光検出器を含む場合実施形態において、前記ｉｎ−ｖｉｖｏデバイスは、メモリユニットを含まなければならない。（前記４つの照明光源の）各４つの読み取り値から前記光検出器によって実質的に同時に検出された信号は、実質的に同じｉｎ−ｖｉｖｏ位置に相関し、前記ｉｎ−ｖｉｖｏデバイスのメモリ内に記憶され得、４つの読み取り値が検出された後にのみ、血液スコアおよび胆汁スコアが計算され、前記所定の閾値と比較される。
【０１１１】
いくつかの実施形態によれば、４つの異なる波長における照射の代わりに、血液の存在のｉｎ−ｖｉｖｏ通知が、２つの照明光源のみによって行われ得る。これら２つの照明光源は、胆汁スペクトルが線形である波長（すなわち、６５０〜９００ｎｍ（図１１））から選択された異なる波長において、照射し得る。例えば、１つの照明光源は７００ｎｍにおいて照射し得、別の照明光源は６１０ｎｍにおいて照射し得る。検出された光信号を処理する方法は、Ｘ軸と交差する２つの点から線形プロットを生成するステップを含み得る。これらの照射波長に対応する検出光強度から、プロット上に２つの点が得られる。前記プロットのＸ軸は、前記照明光源の波長であり得、前記Ｙ軸は、前記検出された光強度であり得る。４５０ｎｍ付近においてＸ軸との交差が発生した場合、胆汁スペクトル（１１０ＢＬ）もＸ軸と交差し（図１１）、その結果、前記照射されているｉｎ−ｖｉｖｏ流体中には胆汁しか存在せず、血液は存在していないと決定することができる。すなわち、これら２つの点から生成されたプロットは、実際に胆汁スペクトルのプロットである。しかし、Ｘ軸との交差がより高い波長において発生した場合、前記照射されているｉｎ−ｖｉｖｏ流体中に血液が存在すると決定することができる。
【０１１２】
他の実施形態によれば、３つの異なる照明光源を用いて、デバイス１０または３００内を流れているｉｎ−ｖｉｖｏ流体を照射することができる。この処理方法は、上述したように２つの照明光源に対応する２つの点からのプロットを生成するステップと、第３の照明光源からの第３の点と、前記生成されたプロットとを比較するステップとを含み得る。前記プロットのＸ軸は、前記照明光源の波長であり得、前記プロットのＹ軸は、前記照射波長に対応する、検出された光強度であり得る。例えば、上述したようにｍ７００ｎｍにおいて照射する照明光源および６１０ｎｍにおいて照射する照明光源を用いて、Ｘ軸と交差するプロット上の２つの点を生成することができる。第３の点の位置は、血液が高い特異性を以て光を吸収する波長（すなわち、４００〜６５０ｎｍ）から選択された波長において照射する第３の照明光源に対応し、この第３の点の位置と、前記プロットとを比較することができる。例えば、第３の照明光源は、５６０ｎｍにおいて照射し得る。第３の点の光強度（例えば、５６０ｎｍにおける強度）が前記生成されたプロット上にある場合、照射されているｉｎ−ｖｉｖｏ流体中には、胆汁しか存在せず、血液は存在していないと決定することができる。第３の点が前記プロットの下側にある場合（すなわち、第３の点が前記プロットとＸ軸との間にある場合）、前記照射されているｉｎ−ｖｉｖｏ流体中に血液が存在していると決定することができる。第３の点が前記生成されたプロットから遠ざかるほど、そして第３の点がＸ軸に近づくほど、前記照射されているｉｎ−ｖｉｖｏ流体中の血液濃度はより高くなる。
【０１１３】
本発明は、本明細書中上記において具体的に図示および記載した内容に限定されないことが理解される。すなわち、本発明の範囲は、以下の請求項のみによって規定される。
【特許請求の範囲】
【請求項１】
血液検出のためのｉｎ−ｖｉｖｏ感知システムであって、
ｉｎ−ｖｉｖｏ感知デバイスであって、
ｉｎ−ｖｉｖｏ流体が内部を流れることが可能な間隙を有するハウジングと、
前記間隙の片側に設けられた照明光源であって、各照明光源は、異なる狭帯域照射において前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体を照射する、照明光源と、
前記間隙の反対側において前記照明光源に対向するように配置された少なくとも１つの光検出器であって、前記光検出器は、前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体内を通過する光を検出する、光検出器と、
検出された信号を送信する送信器と、
を含む、ｉｎ−ｖｉｖｏ感知デバイスと、
前記検出された信号を受信する受信器と、
前記検出された信号と、所定の閾値とを比較することにより、胆汁の存在および血液をｉｎ−ｖｉｖｏで決定する処理ユニットと、
を含む、システム。
【請求項２】
広帯域照射を照射する照明光源と、
画像をｉｎ−ｖｉｖｏで取得するための画像装置であって、前記広帯域照明光源および前記画像装置は、前記デバイスの一端に配置され、前記デバイスの一端の反対側には、前記照明光源、前記間隙および前記検出器が設けられる、画像装置と、
をさらに含む、請求項１に記載のシステム。
【請求項３】
前記照明光源は、異なるパルス持続時間と共に交互に作動する、請求項１または２に記載のシステム。
【請求項４】
前記システムは、照明光源の数に対応する数の光検出器を含み、各光検出器は、前記各光検出器が対向する対応する照明光源からの光を検出する、請求項１に記載のシステム。
【請求項５】
前記照明光源からの照射は、コリメータを通過した後に前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体を通過し、これにより、各光検出器は、前記各光検出器が対向する対応する照明光源からの光のみを検出する、請求項４に記載のシステム。
【請求項６】
各光検出器は、前記各光検出器の対応する照明光源から照射された特定の波長の光を通過させるフィルタを含む、請求項４または５に記載のシステム。
【請求項７】
前記フィルタは、狭帯域フィルタ、干渉フィルタおよび回折光学素子フィルタからなる群から選択される、請求項６に記載のシステム。
【請求項８】
前記ｉｎ−ｖｉｖｏデバイスは内服用カプセルである、請求項１〜７のいずれか１つに記載のシステム。
【請求項９】
血液を検出するｉｎ−ｖｉｖｏ感知デバイスであって、
ｉｎ−ｖｉｖｏ流体が内部を流れることが可能な間隙を有するハウジングであって、前記間隙は２つ以上のセルに分割され、前記２つ以上のセルはそれぞれ、
照明光源であって、各照明光源は、異なる狭帯域照射において照射する、照明光源と、
前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体内を通過する光を検出する検出器と、
を含む、ハウジング、
を含み、
前記２つ以上のセルはそれぞれ、感知されたパラメータに応答して分解する異なる腸コーティングによってコーティングされる、
デバイス。
【請求項１０】
感知されたパラメータに応答する前記腸コーティングの分解は、所定のｉｎ−ｖｉｖｏ位置において発生する、請求項９に記載のデバイス。
【請求項１１】
前記感知されたパラメータは、ｐＨ、バクテリアおよび酵素活性からなる群から選択されたパラメータである、請求項９に記載のデバイス。
【請求項１２】
前記デバイスは内服用カプセルである、請求項９〜１１のいずれか１つに記載のデバイス。
【請求項１３】
血液をｉｎ−ｖｉｖｏで検出する方法であって、
ｉｎ−ｖｉｖｏ流体を異なる波長において照射するステップと、
前記異なる波長の前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体を通過する光信号を検出するステップと、
前記検出された光信号を処理するステップと、
前記処理された光信号と、所定の閾値とを比較するステップと、
前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体内の血液の存在を決定するステップと、
を含む、方法。
【請求項１４】
胃腸（ＧＩ）管に沿ったセグメント分解能においてｉｎ−ｖｉｖｏ感知デバイスを局所化する方法であって、
ｉｎ−ｖｉｖｏ感知デバイスｉｎｔｏ患者の前記ＧＩ管に挿入するステップであって、前記デバイスは、ｉｎ−ｖｉｖｏ流体が内部を流れることが可能な間隙を有するハウジングと、前記間隙の片側に配置された少なくとも２つの照明光源と、前記間隙の他方側に配置されかつ前記照明光源に対向する光検出器とを含む、ステップと、
ｉｎ−ｖｉｖｏ流体を異なる波長において照射するステップと、
前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体の透過スペクトルを測定するステップと、
前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体の前記透過スペクトルと、所定の胆汁の透過スペクトルとを比較するステップと、
胆汁の濃度を決定するステップと、
前記透過スペクトルの各点における前記ｉｎ−ｖｉｖｏデバイスの位置をセグメント分解能において決定するステップと、
を含む、方法。
【請求項１５】
前記ｉｎ−ｖｉｖｏデバイスの位置を決定するステップは、胃、小腸または大腸からなる群から選択されたセグメント内に前記デバイスが存在するかを決定するステップをさらに含む、請求項１４に記載の方法。
【請求項１６】
前記ｉｎ−ｖｉｖｏデバイスは、前記ＧＩ管に沿ったｐＨを検出するｐＨ検出器をさらに含む、請求項１４または１５のうち１つに記載の方法。
【請求項１７】
前記デバイスの位置を決定するステップは、前記胆汁の濃度を決定するステップと、前記ＧＩ管に沿ったｐＨを決定するステップとにより、行われる、請求項１４〜１６のうちいずれか１つに記載の方法。
【請求項１８】
前記透過スペクトルに従って血液の存在を決定するステップをさらに含む、請求項１４〜１７のうちいずれか１つに記載の方法。
【請求項１】
血液検出のためのｉｎ−ｖｉｖｏ感知システムであって、
ｉｎ−ｖｉｖｏ感知デバイスであって、
ｉｎ−ｖｉｖｏ流体が内部を流れることが可能な間隙を有するハウジングと、
前記間隙の片側に設けられた照明光源であって、各照明光源は、異なる狭帯域照射において前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体を照射する、照明光源と、
前記間隙の反対側において前記照明光源に対向するように配置された少なくとも１つの光検出器であって、前記光検出器は、前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体内を通過する光を検出する、光検出器と、
検出された信号を送信する送信器と、
を含む、ｉｎ−ｖｉｖｏ感知デバイスと、
前記検出された信号を受信する受信器と、
前記検出された信号と、所定の閾値とを比較することにより、胆汁の存在および血液をｉｎ−ｖｉｖｏで決定する処理ユニットと、
を含む、システム。
【請求項２】
広帯域照射を照射する照明光源と、
画像をｉｎ−ｖｉｖｏで取得するための画像装置であって、前記広帯域照明光源および前記画像装置は、前記デバイスの一端に配置され、前記デバイスの一端の反対側には、前記照明光源、前記間隙および前記検出器が設けられる、画像装置と、
をさらに含む、請求項１に記載のシステム。
【請求項３】
前記照明光源は、異なるパルス持続時間と共に交互に作動する、請求項１または２に記載のシステム。
【請求項４】
前記システムは、照明光源の数に対応する数の光検出器を含み、各光検出器は、前記各光検出器が対向する対応する照明光源からの光を検出する、請求項１に記載のシステム。
【請求項５】
前記照明光源からの照射は、コリメータを通過した後に前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体を通過し、これにより、各光検出器は、前記各光検出器が対向する対応する照明光源からの光のみを検出する、請求項４に記載のシステム。
【請求項６】
各光検出器は、前記各光検出器の対応する照明光源から照射された特定の波長の光を通過させるフィルタを含む、請求項４または５に記載のシステム。
【請求項７】
前記フィルタは、狭帯域フィルタ、干渉フィルタおよび回折光学素子フィルタからなる群から選択される、請求項６に記載のシステム。
【請求項８】
前記ｉｎ−ｖｉｖｏデバイスは内服用カプセルである、請求項１〜７のいずれか１つに記載のシステム。
【請求項９】
血液を検出するｉｎ−ｖｉｖｏ感知デバイスであって、
ｉｎ−ｖｉｖｏ流体が内部を流れることが可能な間隙を有するハウジングであって、前記間隙は２つ以上のセルに分割され、前記２つ以上のセルはそれぞれ、
照明光源であって、各照明光源は、異なる狭帯域照射において照射する、照明光源と、
前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体内を通過する光を検出する検出器と、
を含む、ハウジング、
を含み、
前記２つ以上のセルはそれぞれ、感知されたパラメータに応答して分解する異なる腸コーティングによってコーティングされる、
デバイス。
【請求項１０】
感知されたパラメータに応答する前記腸コーティングの分解は、所定のｉｎ−ｖｉｖｏ位置において発生する、請求項９に記載のデバイス。
【請求項１１】
前記感知されたパラメータは、ｐＨ、バクテリアおよび酵素活性からなる群から選択されたパラメータである、請求項９に記載のデバイス。
【請求項１２】
前記デバイスは内服用カプセルである、請求項９〜１１のいずれか１つに記載のデバイス。
【請求項１３】
血液をｉｎ−ｖｉｖｏで検出する方法であって、
ｉｎ−ｖｉｖｏ流体を異なる波長において照射するステップと、
前記異なる波長の前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体を通過する光信号を検出するステップと、
前記検出された光信号を処理するステップと、
前記処理された光信号と、所定の閾値とを比較するステップと、
前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体内の血液の存在を決定するステップと、
を含む、方法。
【請求項１４】
胃腸（ＧＩ）管に沿ったセグメント分解能においてｉｎ−ｖｉｖｏ感知デバイスを局所化する方法であって、
ｉｎ−ｖｉｖｏ感知デバイスｉｎｔｏ患者の前記ＧＩ管に挿入するステップであって、前記デバイスは、ｉｎ−ｖｉｖｏ流体が内部を流れることが可能な間隙を有するハウジングと、前記間隙の片側に配置された少なくとも２つの照明光源と、前記間隙の他方側に配置されかつ前記照明光源に対向する光検出器とを含む、ステップと、
ｉｎ−ｖｉｖｏ流体を異なる波長において照射するステップと、
前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体の透過スペクトルを測定するステップと、
前記ｉｎ−ｖｉｖｏ流体の前記透過スペクトルと、所定の胆汁の透過スペクトルとを比較するステップと、
胆汁の濃度を決定するステップと、
前記透過スペクトルの各点における前記ｉｎ−ｖｉｖｏデバイスの位置をセグメント分解能において決定するステップと、
を含む、方法。
【請求項１５】
前記ｉｎ−ｖｉｖｏデバイスの位置を決定するステップは、胃、小腸または大腸からなる群から選択されたセグメント内に前記デバイスが存在するかを決定するステップをさらに含む、請求項１４に記載の方法。
【請求項１６】
前記ｉｎ−ｖｉｖｏデバイスは、前記ＧＩ管に沿ったｐＨを検出するｐＨ検出器をさらに含む、請求項１４または１５のうち１つに記載の方法。
【請求項１７】
前記デバイスの位置を決定するステップは、前記胆汁の濃度を決定するステップと、前記ＧＩ管に沿ったｐＨを決定するステップとにより、行われる、請求項１４〜１６のうちいずれか１つに記載の方法。
【請求項１８】
前記透過スペクトルに従って血液の存在を決定するステップをさらに含む、請求項１４〜１７のうちいずれか１つに記載の方法。
【図１Ａ】
【図１Ｂ】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１Ｂ】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【公表番号】特表２０１２−５１６１８６（Ｐ２０１２−５１６１８６Ａ）
【公表日】平成２４年７月１９日（２０１２．７．１９）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２０１１−５４７０５８（Ｐ２０１１−５４７０５８）
【出願日】平成２２年１月３１日（２０１０．１．３１）
【国際出願番号】ＰＣＴ／ＩＬ２０１０／００００７９
【国際公開番号】ＷＯ２０１０／０８６８５９
【国際公開日】平成２２年８月５日（２０１０．８．５）
【出願人】（５０６２０３９１４）ギブン イメージング リミテッド (45)
【氏名又は名称原語表記】ＧＩＶＥＮ ＩＭＡＧＩＮＧ ＬＴＤ．
【Ｆターム（参考）】
【公表日】平成２４年７月１９日（２０１２．７．１９）
【国際特許分類】
【出願日】平成２２年１月３１日（２０１０．１．３１）
【国際出願番号】ＰＣＴ／ＩＬ２０１０／００００７９
【国際公開番号】ＷＯ２０１０／０８６８５９
【国際公開日】平成２２年８月５日（２０１０．８．５）
【出願人】（５０６２０３９１４）ギブン イメージング リミテッド (45)
【氏名又は名称原語表記】ＧＩＶＥＮ ＩＭＡＧＩＮＧ ＬＴＤ．
【Ｆターム（参考）】
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