腎機能の分析方法及び装置
哺乳動物の腎臓における糸球体ろ過率の測定方法は、レポーター及びマーカー蛍光分子源を含む。当該蛍光分子は、哺乳動物対象の血流へと導入される。ある期間に渡って、当該レポーター及びマーカー蛍光分子の強度の測定が行われる。当該対象の腎臓の健康状態を決定するために、比率が計算される。本方法は、レポーター分子の蛍光に対する、マーカー分子の蛍光に基づいて、血漿分布容積を測定する。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、臓器機能の分析と併せて使用される、医学的方法及び装置に関する。より具体的には、本発明は、哺乳動物の腎臓の機能を分析及び定量化するために使用される装置及び方法を対象とする。
【背景技術】
【０００２】
発明の背景
急性腎損傷（ＡＫＩ）は、全入院患者の５〜１０％に影響を及ぼす、深刻かつ致死性の疾患過程である。これらの場合における死亡率は、通常５０％を超える。ＡＫＩは単独で、後の放射線造影剤の投与及び心血管手術を含む、幾つかの臨床状況における死亡率の増大と関連する。それは通常、特に重症患者において、病因学的に多因子性である。個々の因子の相対的重要性は、基礎病理及び患者の併存疾患に依存する。
【０００３】
近年のデータは、ＡＫＩの全症例数における大きな増加を示している。１９９２〜２００１年の、Ｍｅｄｉｃａｒｅの５％サンプルにおける患者の請求を利用して、Ｘｕｅ他（Ｊ Ａｍ Ｓｏｃ Ｎｅｐｈｒｏｌ １７：１１３５−１１４２ ２００６）は、この期間の間、１９９２年における１０００人の退院者あたり２３．６症例から、２００１年における１０００人の患者あたり６３．３症例と、ＡＫＩの発症が１年あたり約１１．６％増加したことを示した。
【０００４】
近年の研究において、Ｈｓｕ他（Ｈｓｕ， ｅｔ ａｌ．，”Ｃｏｍｍｕｎｉｔｙ−Ｂａｓｅｄ Ｉｎｃｉｄｅｎｃｅ ｏｆ Ａｃｕｔｅ Ｒｅｎａｌ Ｆａｉｌｕｒｅ，”Ｋｉｄｎｅｙ Ｉｎｔ．２００７；７２（２）：２０８−１２．）は、大きな統合された健康管理送達系のメンバーにおける、非透析及び透析性ＡＫＩの症例を定量化した。１９９６〜２００３年において、透析を必要としないＡＫＩの症例は、１００，０００人あたり、３２３人から５２２人に増加し、一方で透析を必要とするＡＫＩの症例は２０人から３０人に増加した。さらに病院における死亡率は、非ＡＫＩの退院者よりも、ＡＫＩ患者において非常に高かった。ＡＫＩではない患者は病院における死亡率の４．６％であったが、第一次ＡＫＩ及び第二次ＡＫＩの者においてはそれぞれ１５．２％、及び３２．６％であった。入院後９０日以内の死亡は、ＡＫＩではない退院者においては１３．１％であり、第一次ＡＫＩ及び第二次ＡＫＩの者においてはそれぞれ３４．５％、及び４８．６％であった。この大規模試験において、末期腎疾患の確率は、原則的診断における急性腎損傷の患者中１８．８％であり、第二次診断コードにおける急性腎損傷の患者中１０．１％であった。最終的に、回収されたデータを使用して、米国における末期腎疾患（ＥＳＲＤ）の少なくとも２２．４％が、病院で発症したＡＫＩを有するＭｅｄｉｃａｒｅ受給者由来であると計算された。
【０００５】
これらのデータは、ＮＩＤＤＫの疫学のディレクターであるＤｒ．Ｐａｕｌ Ｅｇｇｅｒｓによってなされた見解と一致しており、そして当該見解は、第一次、又は第二次診断としてＡＫＩを患う入院患者の、及び、病院における診断としてＡＫＩを患う、ＥＳＲＤへと進行する慢性腎疾患（ＣＫＤ）の患者におけるパーセンテージ及び絶対数の急速な増加を示している。
【０００６】
別の試験において（Ｕｃｈｉｎｏ，ｅｔ ａｌ．，“Ａｎ Ａｓｓｅｓｓｍｅｎｔ ｏｆ ｔｈｅ ＲＩＦＬＥ Ｃｒｉｔｅｒｉａ ｆｏｒ Ａｃｕｔｅ Ｒｅｎａｌ Ｆａｉｌｕｒｅ ｉｎ Ｈｏｓｐｉｔａｌｉｚｅｄ Ｐａｔｉｅｎｔｓ，”Ｃｒｉｔ．Ｃａｒｅ Ｍｅｄ．２００６；３４（７）：１９１３−７．）、２０，１２６人の入院患者の発症及び転帰は、単一施設後ろ向き（ｒｅｔｒｏｓｐｅｃｔｖｅ）試験において決定された。これらの患者の中で、１４．７％はＩＣＵへの入院許可を必要とし、１８％はＡＫＩを患い、そして死亡率は腎損傷の程度と相関した。最終的に、多施設後ろ向きＩＣＵ試験において、ＡＫＩは６７％の入院患者に発症し、そして全体を通じた予後はＡＫＩの重症度と相関した。
【０００７】
明らかに、入院患者におけるＡＫＩの罹患率は大変な率で増加している。損傷の重症度は、病院における転帰を決定し、そしてＡＫＩは慢性腎疾患の発症、及びＣＫＤからＥＳＲＤへの進行を加速する。
【０００８】
糸球体ろ過率、ＧＦＲは、ＡＫＩの程度及びＣＫＤの進行を決定するための最も適当な計量であると考えられる。急性又は慢性のいずれかである腎損傷の次に起こるＧＦＲの減少は、血中尿素窒素（ＢＵＮ）及び血清クレアチニンレベルの増加に付随して起こる。現在、血清クレアチニン又は血清クレアチニンに基づいた方程式のいずれかが、患者の測定ＧＦＲ（ｅＧＦＲ）を決定するために使用される。筋肉量（クレアチニンは、筋肉の重要な部分であるクレアチンの分解産物である）及びＧＦＲの両方が患者の血清クレアチニンレベルを決定するために、残念ながらこれら２つの手法は、全範囲のＧＦＲにおいて信頼性はなく、そしていずれもＡＫＩにおいて使用され得ない。
【０００９】
ＧＦＲの指標としての血清クレアチニンの使用は、非常に患者特異的である。例えば、１．０ｍｇ／ｄｌの血清クレアチニンは、正常な筋肉量を持つ７０ｋｇ（１５４ ｌｂ）の男性において、正常なＧＦＲを示す（１００ｍｌ／分）。しかし、適度に筋肉疲労した５０ｋｇ（１１０ ｌｂ）の男性において、たとえそのＧＦＲが５０ｍｌ／分であっても１．０ｍｇ／ｄｌの血清クレアチニンが観察される。大規模群試験から導かれた式は、患者の体重、年齢、性別、及び人種における要因へと発展された。しかし、これらの式は不正確であり、そして通常、２０ｍｌ／分未満又は６０ｍｌ／分超のＧＦＲの測定時において判断を誤らせる。したがってこれが、ＡＫＩの設定において使用され得ない別の理由である。
【００１０】
血清クレアチニンにおける少量の全体的な平衡の上昇によって決定される、臨床的に重要ではないと以前まで考えられてきた、腎機能における非常に小さい変化でさえ、致死率の増加を予測できることが現時点で知られていることを、近年のデータは示している。得られた最大血清クレアチン、及び透析の必要性に基づいて、損傷の明白なレベルへと患者を層別化するために、幾つかの近年の刊行物は、リスク、損傷、障害、脂肪およびＥＳＲ基準（Ｒｉｓｋ，Ｉｎｊｕｒｙ，Ｆａｉｌｕｒｅ，Ｌｏｓｓ ａｎｄ ＥＳＲＤ ｃｒｉｔｅｒｉａ）（通常、“ＲＩＦＬＥ”基準と呼ばれる）を利用している。死亡率、病院への滞在期間（ＬＯＳ）、ＩＣＵ滞在のＬＯＳ、病院における費用、及び腎代替療法の必要性に関して回収されたデータは、この層別化系において達成される最も高いステージと関連した。これらのデータは、ＡＫＩにおける腎損傷の重症度又は程度が患者の転帰の重要な予後指標であることを示す。さらに、器官機能における早期の変化は、重症敗血症における生存を予測する。
【００１１】
ＧＦＲの指標としての血清クレアチニンの決定はまた、正確な変換のために必要とされる平衡値に達するためにかかる時間のために、非常に限定的であり得る。急性腎不全の患者は、ＧＦＲの突然の減少を発現するが、しかしこの減少の大きさは、血清クレアチニンの上昇によって決定される場合、平衡化の数日後においてのみ明らかとなる。例えば、患者がＡＫＩに続いて９５％のＧＦＲを失った場合、ＧＦＲは１００ｍｌ／分から５ｍｌ／分へと速やかに減少するが、血清クレアチニンは、１ｍｇ／ｄｌ／日上昇するのみである。血清クレアチニンにおけるこのゆっくりとした上昇は、イベント後１２〜２４時間における損傷を診断する医師の能力を制限し、そして同様に、数日間における損傷の程度を決定することは不可能である。これは、ＡＫＩの治験を行う能力を著しく制限している。ＧＦＲ中の減少の程度、又は血清クレアチニン中の最終的な水平状態は、罹患率、脂肪率、及び回復能と相関するため、急性腎損傷の患者においてＧＦＲを正確に決定する能力は、早期の診断、層別化、及び適時治療のための大きな臨床的意義を有する。
【００１２】
ＡＫＩの１２〜２４時間後における初期療法は、任意の潜在的治療剤の成功率を制限し得ることが広く知られている。したがって、腎損傷のバイオマーカーの探索は強化され、そして現在多くの専門家によって、ＡＫＩの分野において最も高い優先度を有すると考えられている。潜在的分子は、ＮＧＡＬ、ＫＩＭ−１、ＩＬ−１８及び幾つかの他のものを含む。任意の一つのバイオマーカー、又は恐らくバイオマーカーの組み合わせは、損傷の構造マーカーとして役立つ。しかし、これらの構造バイオマーカーを利用することを探究する改善は重要ではなく、なぜならばそれらは個人に適用し得ない個体群の結果を使用して開発されたからである。
【００１３】
患者のＧＦＲを正確に決定するために、２４時間の尿の回収及び侵襲的技術が存在するが、これらは煩わしいものであり、エラーを起こしやすく、高価であり、時間がかかり、又は放射線若しくは造影剤を患者に曝露する。同様に、血清クレアチニンが上昇しているとき、急性腎損傷の患者においてＧＦＲを確実に決定し得る迅速かつ正確な測定技術が存在しない。
【００１４】
肝臓は、血液からの代謝産物及び毒素の除去、胆汁の製造、脂質代謝、薬物動態、多くの薬剤の代謝、種々のビタミンの貯蔵、及びタンパク質合成を含む、幾つかの活性に関与する。残念ながら肝臓は、急性又は慢性的に疾患を患い、そして種々の生体機能を行うその能力が制限され得る。集中治療室において、肝臓の最も重要な機能の一つが、不活性状態から活性状態へ、又はその逆へのいずれかへと薬剤を代謝することである。結果として肝臓の健康は、どの程度の量及びどれくらいの間、薬剤が患者へ導入されるべきかを決定するために重要であり得る。肝臓の機能又は機能不全を定量化及び／又は検出する現行手法は、一般的に漠然としており且つ定性的であり、そして黄疸、黒い尿、悪心、食欲不振、異常な体重減少又は体重増加、嘔吐、下痢、淡色の大便、全身性掻痒、低血糖などを含み得る。残念ながら、肝臓の健康を検出するためのこれらのツールは通常、他の主要な健康問題を検出するために使用されるサインと同一であり、そして複数罹患している患者を診断及び治療するときにおいて通常は有用ではない。結果的に多くの肝疾患は、代謝機能及び腹水が大抵決定的なサインである、深刻な状態にそれらが達するまで認識されないままでいる。結果として、定性的というよりもむしろ定量的な肝機能の診断が必要とされる。
【発明の概要】
【００１５】
上で議論された問題及び他の問題を解決するために、並びに従前の診断技術によって提供されない利点及び態様を提供するために、本発明は提供される。本発明の特徴及び利点についての全ての議論は、添付の図面を参照としながら、以下の詳細な説明において言及される。
【００１６】
発明の概要
本発明の第一の態様は、器官機能を分析するための、哺乳動物対象の血管系への導入のための組成物を対象とする。当該組成物は、レポーター分子及びマーカー分子を含む。当該レポーター分子及びマーカー分子は、共通の分子特性を共有する。当該レポーター分子は、レポーター分子の第一品質分子特性を有し、そして当該マーカー分子は、マーカー分子の第二品質分子特性を有し、そしてそれはレポーター分子の分子特性第一品質と区別可能である。分子特性は、分子量、分子の大きさ、分子の形、分子の電荷、化合物及び無線周波数から成る群から選択され得る。
【００１７】
当該分子特性が分子量であるとき、当該レポーター分子は第一の分子量を有し、そして当該マーカー分子は第二の分子量を有し得る。当該第一の分子量は、当該第二の分子量未満であり得、そして実質的により小さくてもよい。当該第一の分子量は、当該レポーター分子が、適切に機能する哺乳動物の腎臓によってろ過される大きさであり得る。当該第二の分子量は、哺乳動物の腎臓によるマーカー分子のろ過に抵抗するために十分に大きいものであり得る。場合により、当該第一の分子量は、当該レポーター分子が適切に機能する哺乳動物の腎臓によって速やかにろ過される大きさであり得、一方で同時に、第二の分子量は、哺乳動物の腎臓によるマーカー分子のろ過に抵抗するために十分に大きい。当該第一の分子量は、１ｋＤ〜５００ｋＤ、３ｋＤ〜１５０ｋＤ、１０ｋＤ〜１５０ｋＤ、１０ｋＤ〜７０ｋＤ、及び２０ｋＤ〜７０ｋＤから成る範囲の群から選択され得る。或いは、当該第一の分子量は、５００ｋＤ未満、１ｋＤ〜５００ｋＤ、３ｋＤ〜１５０ｋＤ、３ｋＤ〜７０ｋＤ、３ｋＤ〜２０ｋＤ、又は約５ｋＤであり得る。
【００１８】
当該レポーター分子は第一の蛍光特性を有し得、そして当該マーカー分子は第二の蛍光特性を有し得る。これらの蛍光特性は等しくなくてもよく、例えば異なる波長を有する。当該第一の蛍光特性は、第一の蛍光励起波長及び第一の蛍光発光波長であり得る。当該第二の蛍光特性は、第二の蛍光励起波長及び第二の蛍光発光波長であり得る。当該第一及び第二の蛍光励起波長、並びに当該第一及び第二の蛍光発光波長は、異なるか、等しくないか、又は区別可能であり得る。
【００１９】
当該レポーター及びマーカー分子は、デキストランであり得る。当該レポーター分子は、スルホローダミン１０１デキストランであり得る。当該マーカー分子は、哺乳動物の腎臓によってろ過されない、より大きな未確定（ｕｎｄｅｆｉｎｅｄ）デキストランであり得る。当該レポーター分子及びマーカー分子は、フルオレセインと結合したデキストランであり得る。さらに、当該レポーター分子フルオレセインは、当該マーカー分子の蛍光励起波長と等しくない蛍光励起波長を有し得る。
【００２０】
或いは、当該レポーター分子及びマーカー分子は、異なるフルオロフォアと結合したデキストランであり得る。さらに、当該蛍光性レポーター分子は、当該マーカー分子の蛍光励起波長と等しくない蛍光励起波長を有し得る。
【００２１】
当該レポーター分子は、フルオレセインイソチオシアネート−イヌリンであり得る。
【００２２】
当該マーカー分子は、約０の糸球体ふるい係数を有し得る。
【００２３】
当該マーカー分子は、哺乳動物の腎臓によって分泌され、再吸収され、又はろ過され得ない。
【００２４】
当該マーカー分子は糸球体ろ過障壁を通過し得ず、そして当該レポーター分子は糸球体ろ過障壁を通過し得る。
【００２５】
本発明の第二の態様は、哺乳動物の腎臓の作動状態を分析するための装置を対象とする。当該装置は、蛍光分子源、当該蛍光分子の血管系への導入手段、当該血管系内の当該蛍光分子の測定手段、及び当該血管系内の当該測定された蛍光分子の報告手段を含む。当該導入手段はカテーテルを含み得る。当該測定手段は、検出器と通信している光ファイバーを含み得る。当該報告手段は、当該血管系内で測定された２つ以上の蛍光分子間の強度比を決定することを含み得る。当該蛍光分子源が複数の蛍光性結合分子を含み得る。
【００２６】
本発明の第三の態様は、哺乳動物の腎臓の作動状態を分析するための装置を対象とする。当該装置は、第一の蛍光分子へ第一の励起波長を提供する光学的手段、及び当該第一の励起波長に応答する、当該第一の蛍光分子からの発光の測定手段を含み得る。
【００２７】
当該光学手段は、第二の蛍光分子へ第二の励起波長を放射し得、そして当該装置は、当該第二の励起波長に応答する、当該第二の蛍光分子からの発光の測定手段をさらに含み得る。
【００２８】
本発明の第三の態様の装置は、当該第一の蛍光分子からの発光と、当該第二の蛍光分子からの発光との比の計算手段をさらに含み得る。当該装置は、当該比の報告手段をさらに含み得る。
【００２９】
当該発明の第四の態様は、血管系内の、複数の蛍光性複合化糸球体ろ過率分子（ｆｌｕｏｒｅｓｃｅｎｔｌｙ ｃｏｎｊｕｇａｔｅｄ ｇｌｏｍｅｒｕｌａｒ ｆｉｌｔｒａｔｉｏｎ ｒａｔｅ ｍｏｌｅｃｕｌｅｓ）の相対的な量を測定するための光学装置を対象とする。当該装置は、第一の蛍光励起波長源、当該蛍光励起波長が通過する送達光学経路、当該蛍光励起波長が送達される励起部位、放出された蛍光シグナルが通過する、復路の光学経路、及び当該放出された蛍光シグナルの強度の検出手段を含む。この装置は、第二の蛍光励起波長源をさらに含み得る。
【００３０】
当該検出手段は、光電子増倍管、光検出器、固体検出器、及び電荷結合素子から成る群から選択され得る。
【００３１】
当該励起部位は光ファイバーケーブルを含み得る。
【００３２】
本発明の第五の態様は、血管系内の、複数の蛍光性糸球体ろ過率分子の相対的な量を測定するための光学装置を対象とする。当該光学装置は、第一の蛍光励起波長源、第二の蛍光励起波長源、当該第一及び第二の蛍光励起波長が通過する送達光学経路、当該第一及び第二の蛍光励起波長が送達される励起部位、第一の放出された蛍光シグナル及び第二の放出された蛍光シグナルが、当該励起部位から通過する、復路の光学経路、当該第一の放出された蛍光シグナルの強度の第一検出手段；並びに当該第二の放出された蛍光シグナルの強度の第二検出手段を含む。
【００３３】
本発明の第五の態様の光学装置は、当該第一又は第二の蛍光励起波長の少なくとも一つを、当該励起部位へと焦点を合わせるための第一のレンズをさらに含み得る。第二のレンズは、当該第一又は第二の放出された蛍光シグナルの少なくとも一方を、当該第一又は第二検出手段の一方に焦点を合わせることができる。第三のレンズは、当該第一又は第二の放出された蛍光シグナルの他方を、当該第一又は第二の検出手段の他方へと焦点を合わせることができる。第一の集束レンズは、当該第一の蛍光励起波長と関連する収差を最小化するために提供され得る。第二の集束レンズは、当該第二の蛍光励起波長と関連する収差を最小化するために提供され得る。第一のダイクロイックフィルターは、当該送達光学経路内に置かれ得る。第二のダイクロイックフィルターは、当該復路の光学経路内に置かれ得る。第三のダイクロイックフィルターは、当該相対光学経路と当該復路の光学経路との間に置かれ得る。
【００３４】
本発明の第六の態様は、腎臓の作動状態の分析における使用のためのカテーテルを対象とする。当該カテーテルは、遠位末端の反対に近接端を有し、且つ導管を規定するチューブ状主要部材、及び当該遠位末端から伸長可能な光ファイバーケーブルを含む。当該カテーテルは、当該チューブ状部材と一端で接続され、且つ血管系へと挿入可能な反対の端を有するイントロデューサー、及び／又は挿入具をさらに含み得る。一本の当該光ファイバーケーブルは、当該挿入具内に流体封入（ｆｌｕｉｄ ｓｅａｌｅｄ）され得る。当該挿入具は、第二のチューブ状部材内にスライド可能である第一のチューブ状部材を含み得る。当該光ファイバーケーブルが、当該第一のチューブ状部材の一部に固定されていてもよい。当該挿入具は、チューブ状主要部材の一部へと結合され得、ここで当該当該光ファイバーケーブルは当該挿入具を貫通し、そして当該チューブ状主要部材へと入る。当該チューブ状主要部材は、コネクターによって当該イントロデューサーへと接続され得る。当該第一及び第二のチューブ状部材間の相対的運動時において、当該光ファイバーケーブルは、当該イントロデューサーから伸長可能である。
【００３５】
当該第一及び第二のチューブ状部材は、流体封入（ｆｌｕｉｄｌｙ ｓｅａｌｅｄ）され得る。
【００３６】
当該光ファイバーケーブルは、血管系へ挿入可能である、遠位末端における屈曲を含み得る。
【００３７】
本発明の第七の態様は、腎臓の作動状態の分析における使用のためのカテーテルを対象とする。当該カテーテルは、光ファイバーケーブル；第二のチューブ状部材に密閉され、且つそれと共に相対的運動が可能である、第一のチューブ状部材を有する、一本の光ファイバーケーブルについての光ファイバー挿入具であって、ここで光ファイバーケーブルは、当該第一のチューブ状部材による運動が当該光ファイバーケーブルへの運動に移行するように、当該第一のチューブ状部材の一部に取り付けられている、前記光ファイバー挿入具；並びに前記挿入具に密閉されたチューブ状本体であって、当該光ファイバーケーブルが当該チューブ状本体中の導管を通過し、且つ当該第一及び第二チューブ状部材間の相対的運動時においてそこから伸長可能である、前記チューブ状本体を含む。
【００３８】
当該カテーテルは、当該チューブ状本体へと接続されるイントロデューサーをさらに含み得る。当該イントロデューサーは血管系内に挿入可能であり、そして当該光ファイバーケーブルはそこから伸長可能である。
【００３９】
当該光ファイバーケーブルは一端で屈曲を有し得る。当該一端は血管内に挿入可能である。
【００４０】
本発明の第八の態様は、哺乳動物の腎臓における糸球体ろ過率の測定方法を対象とする。当該方法は以下のステップ：複数の第一の蛍光分子を提供し；複数の第二の蛍光分子を提供し；当該第一の蛍光分子及び当該第二の蛍光分子を哺乳動物対象の血流へ導入し；第一の蛍光励起波長を用いて当該第一の蛍光分子を励起し、第一の蛍光発光波長を有する第一の蛍光発光シグナルを発生させ、そして第二の蛍光励起波長を用いて当該第二の蛍光分子を励起し、第二の蛍光発光波長を有する第二の蛍光発光シグナルを発生させ；当該導入ステップの後に、当該第一の蛍光発光シグナルの強度、及び当該第二の蛍光発光シグナルの強度を測定し；並びに、当該第一の蛍光発光シグナルの強度と、当該第二の蛍光発光シグナルの強度との比を計算すること、を含む。当該測定及び計算ステップが、既定の間隔で行われ得、そして少なくとも実質的にリアルタイムで報告され得る。
【００４１】
本発明の第九の態様は、哺乳動物の腎臓における糸球体ろ過率の測定方法を対象とする。この方法は、以下のステップ：複数のレポーター分子及び複数のマーカー分子を、既定の比率で含む液体を提供し；当該液体を対象の血管系へ導入し；及び、当該対象の血管系内における経過時間後、当該レポーター及びマーカー分子の各々の特性を測定すること、を含む。この方法は、以下のステップ：当該測定ステップ後、当該レポーター分子の特性と当該マーカー分子の特性との比を計算し；そして当該比率を報告すること、をさらに含む。当該報告ステップは、複数の経過時間において行われ得る。当該計算及び報告ステップが、少なくとも実質的にリアルタイムで行われ得る。
【００４２】
当該レポーター分子は、糸球体ろ過障壁を通過可能であってもよい。当該マーカー分子は、糸球体ろ過障壁をレポーター分子ほど通過することができなくてもよい。当該レポーター分子及び当該マーカー分子は蛍光分子であり得る。当該レポーター分子及び当該マーカー分子はデキストランを含み得る。当該マーカー分子は、当該レポーター分子よりも大きな分子量を有し得る。当該レポーター分子は、１ｋＤ〜１５０ｋＤの分子量を有し得る。当該マーカー分子は１００ｋＤ超の分子量を有し得る。
【００４３】
本発明の第十の態様は、哺乳動物の腎臓における糸球体ろ過率の測定方法を対象とする。この方法は以下のステップ：既知の波長を有する光源を提供し；蛍光分子を当該光源へ曝露し、ここで当該蛍光分子は、既定の時間で哺乳動物対象の血管系内において励起され；及び、当該励起された蛍光分子の特性であって、当該血管系の状態と相関性を有する前記特性を測定すること、を含む。
【００４４】
本発明の他の特徴及び利点は、以下の図と共に、以下の明細書から明らかとなるだろう。
【００４５】
図面の簡単な説明
本発明を理解するために、以下の図を参照にして、それは実施例によって説明されるだろう。
【図面の簡単な説明】
【００４６】
【図１】図１は、本発明の方法を利用する、本発明の装置のイラストレーションである。
【図２】図２は、生体内２光子顕微鏡によって視覚化された、正常ラットにおける小分子量デキストランの腎クリアランス（ｒｅｎａｌ ｃｌｅａｒａｎｃｅ）を示す、一連の顕微鏡写真である。時系列で撮影された顕微鏡写真は、毛細血管（ＣＡＰ）における、小さいＦＩＴＣ−イヌリン（５．５ｋＤ）（下段の顕微鏡写真）及び大きい５００ｋＤのテキサスレッド（Ｔｅｘａｓ Ｒｅｄ）（登録商標）デキストラン（上段の顕微鏡写真）の両方の局在化を明らかとする。当該イヌリンは、近位尿細管内腔（ＰＴ内腔）を通じて速やかにろ過され、時間経過と共に蛍光シグナルにおける一定の減少をもたらす（パネルＥ、Ｆ、Ｇ及びＨ）。対照的に、５００ｋＤのデキストランは除去されず、そしてそのシグナルは毛細血管内で一定のままである（パネルＡ、Ｂ、Ｃ及びＤ）。パネルＡ、Ｂ及びＣにおけるＰＴ内腔において見られる蛍光は、５００ｋＤのデキストランの除去ではなく、ＦＩＴＣ−イヌリンからの発光を通じた出血である。別のＬＥＤを用いた連続的励起及び収集の現在の手法は、現象を通じたこの出血を最少化するであろう。
【図３】図３は、染料注入後より長時間における、ＦＩＴＣ−イヌリンと、より大きな分子サイズのために、血流に留まる５００ｋＤテキサスレッド（登録商標）デキストランとの強度比を示す一連の顕微鏡写真である。
【図４】図４は、６０分までのボーラス注入に続けて血管から測定された、５００ｋＤのＦＩＴＣデキストランの、時系列における強度のプロットである。
【図５】図５は、最小二乗適合の結果に従った時間の関数としての、２０ｋＤのＦＩＴＣデキストランと、５００ｋＤテキサスレッド（登録商標）デキストランとの強度比のプロットである。
【図６】図６は、血漿クリアランスを測定するための、比法及び直接的な強度の使用間におけるプロットの比較である。
【図７】図７は、ボーラス注入後における、２匹のラットから生じる経時的な腎臓血管血漿強度比を示すプロットであり、一方は３ｋＤのＦＩＴＣデキストランと５００ｋＤのテキサスレッド（登録商標）デキストランとの混合物を与えたものであり、そして他方は、２０ｋＤのＦＩＴＣデキストラン及び５００ｋＤのテキサスレッド（登録商標）デキストランを与えたものである。
【図８】図８は、ボーラス注入後における、２匹の無腎ラットからの経時的な肝臓血管血漿強度比を示すプロットであり、一方は１０ｋＤのＦＩＴＣデキストランと５００ｋＤのテキサスレッド（登録商標）デキストランとの混合物を注入したものであり、そして他方は、２０ｋＤのＦＩＴＣデキストランと５００ｋＤのテキサスレッド（登録商標）デキストランとの混合物を注入したものである。
【図９】図９は、本発明の診断装置のブロック図である。
【図１０】図１０は、図９の装置本発明の診断装置のひな形である。
【図１１】図１１は、ＦＩＴＣ、ローダミン、及びテキサスレッド（登録商標）染料の励起及び発光スペクトルのプロットである。
【図１２】図１２は、単一チャンネル光学系のブロック図である。
【図１３】図１３は、２チャンネル光学系のブロック図である。
【図１４】図１４は、図１３の２チャンネル光学系の分解図である。
【図１５】図１５は、２つのコンパートメントモデルのブロック図である。
【図１６】図１６は、光ファイバーを有する偽装（ｄｉｓｓｅｍｂｌｅｄ）カテーテルの図である。
【図１７】図１７は、患者の静脈内に取り付けられ、且つ挿入された、図１６のカテーテルの図である。
【発明を実施するための形態】
【００４７】
詳細な説明
本発明は、多くの異なる形態における実施形態を許容可能であるが、本開示が本発明の原理の例示であるものとして理解され得、そして本発明の広い態様を、記載された実施形態に限定することを意図していないという理解と共に、本発明の好ましい実施形態が、図面において示され、且つ本明細書において詳細に記載される。
【００４８】
本発明は、ＡＫＩの構造的及び機能的マーカーの両方の組み合わせが、腎臓の機能及び腎臓関連性疾患の診断時において、高レベルの臨床的有用性を示すことを見出した。したがって、本発明の一つの目的は、従来において測定困難又は不能であった、器官機能及び生理学的パラメーターを分析及び定量するための試験を提供することである。本発明は、急性腎性損傷及び慢性腎臓関連性疾患の迅速検出のための方法及び装置に焦点を当てる。この開発は、Ｉｎｄｉａｎａ Ｃｅｎｔｅｒ ｆｏｒ Ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ Ｍｉｃｒｏｓｃｏｐｙによって開発され、且つライセンスされた技術を利用する。かかる技術は、米国仮特許出願第６０／６７２，７０８号明細書、国際公開第２００６／１１３７２４号として刊行されたＰＣＴ出願番号第ＵＳ２００６／０１４５７６号、及び米国出願番号第１１／９１１，８９５号明細書に記載されており、そしてそれらは、本明細書において完全に説明されているかのごとく、参照により本明細書に組み込まれる。具体的に、国際公開第２００６／１１３７２４号の図６〜９に示された装置の図、及び同文献の段落番号９６〜１０４における記載は、利用される技術を対象とする。
【００４９】
早期動物試験において、この技術は、糸球体ろ過率（ＧＦＲ）（腎臓が血流から老廃物をろ過することのできる比率）の正確且つ迅速な測定の提供に有効であることが分かった。疾患診断の必要性は特定の疾患に従って変化するが、腎性疾患においてＧＦＲは、損傷、疾患進行、又は回復の第一臨床指標である。
【００５０】
ＧＦＲは、既定の時間内における、糸球体を通じてろ過された血漿の量を測定する。それは、腎臓機能の指標として臨床的に最も広く使用される。医師は通常、それを診断及び治療決定の両方のために使用する。実際、Ｎａｔｉｏｎａｌ Ｋｉｄｎｅｙ Ｆｏｕｎｄａｔｉｏｎは現在、測定ＧＦＲ（ｅＧＦＲ）に基づいて、慢性腎疾患の患者を５つのグループ（Ｉ〜Ｖ）に分けている。これは、患者の腎疾患の重症度を認識且つ理解するときに臨床医を支援する。それはまた、患者のベースラインＧＦＲに基づいた、適切な治療の開始を可能とする。
【００５１】
種々の技術、例えば放射性及び非放射性造影剤、並びにＸ線腎臓画像法は、ＧＦＲを速やかに測定することができる。血漿クリアランス法は、ＧＦＲマーカー分子の血漿クリアランスの測定に基づく。放射活性マーカー、例えば［５１］Ｃｒ−ＥＤＴＡ、又は［９９］ｍ Ｔｃ−ＤＴＰＡ（（ジエチレントリアミン五酢酸［９９］ｍテクネチウム）を使用することによって、血漿クリアランス及びＧＦＲが両方とも、放射線検出器を使用して独立して決定され得ることが報告されている。放射線検出器と共に、放射活性ＧＦＲマーカー、例えば［５１］Ｃｒ−ＥＤＴＡ、及び［９９］ｍ Ｔｃ−ＤＴＰＡ（ジエチレントリアミン五酢酸［９９］ｍ−テクネチウム）を使用して、ほぼリアルタイムの速度で、急性腎損傷の患者におけるＧＦＲを測定することが可能である。測定された血漿クリアランスは、尿回収を用いた標準的方法を使用して同時に測定されるＧＦＲと優れた相関性を示す。しかし、放射活性ＧＦＲマーカーの使用、及びこの試験を行うにあたっての臨床的困難性により、この方法は魅力的ではない。蛍光性ＧＦＲマーカー、例えばＦＩＴＣ−イヌリンをボーラス静脈内注射で使用し、その後複数の時点における血液試料を採取することによって、ＧＦＲを正確に決定することが可能である。潜在的に、好適な造影剤の開発と共に、磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）技術は腎臓の機能的診断を提供するために非常に有用であり得る。かかる技術の不都合な点は、高コスト、当該試験の反復困難性、及び患者を試験のために移動させる必要性に関連する、低い利便性である。
【００５２】
同様に、標準的方法、例えば高速液体クロマトグラフィー（ＨＰＬＣ）によって決定される、非放射性マーカー、例えばイオタラメートの血漿濃度はまた、重病患者における腎臓機能を評価するために使用されている。ＧＦＲ測定技術に基づくかかる血漿クリアランスは、深刻な障害のある腎臓機能を有する患者における腎臓機能変化の検出時において優れた時間分解能を有することが報告されている。単一の蛍光性ＧＦＲマーカーであるＦＩＴＣ−イヌリンのボーラス注入を使用することによって、注入後における時間の関数として、採取された血液試料中の蛍光シグナルを連続的に測定することによって、ＧＦＲは決定された。本発明者は、改善された正確性、決定速度、及び潜在的に毒性である放射活性分子に対する曝露の減少を提供するこの手法を、拡張且つ改良した。
【００５３】
ろ過され、そして糸球体ろ過によってのみ生体から除去される小さいフルクトースポリマーであるイヌリンは、参照標準ＧＦＲマーカーである。他の非放射活性マーカー（例えばイオタラメート、イオヘキソール、ポリフルクトサン）及び放射活性マーカー（例えば［１２５］Ｉ−イオタラメート、及び［５１］Ｃｒ−ＥＤＴＡ）が同様に、一般的に使用される。
【００５４】
診療において、内因性マーカー、例えば血清クレアチニン及びシスタチンＣは、ＧＦＲを推測するために通常使用され、そしてそれは、これらの分子の産生及び尿細管再吸収が、異なる個体において有意に変化するためである。ＡＫＩを患うＩＣＵ群におけるクレアチニンよりも前の日までにシスタチンＣは上昇するため、シスタチンＣは、ＧＦＲの優れた内因性血清マーカーとして、血清クレアチニンと比較して近年注目されている。
【００５５】
本発明者は、多光子顕微鏡法、好ましくは二光子顕微鏡法を使用する、哺乳動物対象、例えばヒトにおけるＧＦＲの直接的測定のための、最小限の侵襲的装置を開発した。当該方法は、異なる大きさのデキストラン分子と結合した２つの蛍光性分子の読み取りを行うことに基づく。デキストランは複合体であり、可変長（３〜２，０００ｋＤ）の鎖に結合された、多くのグルコース分子からできている分岐した多糖である。したがって、本発明の別の目的は、蛍光性マーカーの読み取りを行うための、カテーテル型光ファイバープローブを使用する方法及び装置の両方を提供することである。蛍光性マーカーの濃度をリアルタイムで測定し、ＧＦＲの直接的測定を提供するために、このカテーテルは血管系、例えば哺乳動物患者の腕静脈へと取り付けられ得る。
【００５６】
急性腎損傷の早期の段階における、ＧＦＲの迅速且つ正確な測定は、診断、損傷の程度の層別化、及び治療目的のために重要である。本発明の利点は、それが、損傷の程度を迅速に同定且つ決定することであり、それにより透析開始並びに臨床試験のための登録及び層別化を含む、早期の治療を可能とする。それはまた、ＧＦＲにおける臨床戦略、例えば輸液蘇生（ｖｏｌｕｍｅ ｒｅｓｕｓｃｉｔａｔｉｏｎ）の効果を決定するために使用され得る。したがって、この技術的利点は、特に早期診断、損傷の層別化、及び治療可能性の決定のために集中的観察が必要である高リスクの患者において、大きな臨床的意義を有する。
【００５７】
ＧＦＲを測定するために現在臨床において使用される方法の不足は、文献中及び実践上の両方において知られている。損傷の存在を検出するためのバイオマーカーを同定するための進展がなされているが、広範囲に許容されるために十分実用的である機能的マーカーの発見に関して、進展はなされていない。本発明者の方法は、ほぼリアルタイムでの効率で腎機能の程度を正確に定量し、且つ追跡する能力における真の進歩を示す。本発明者はまた、医療技術における重大な適応障壁である忙しい医療環境において操作することが容易である装置を開発した。
【００５８】
本発明者により開発された光学技術は、蛍光性バイオレポーター分子の血漿クリアランス測定に基づいており、そしてそれは、迅速、頻繁、且つ安全なＧＦＲの評価を可能とする。有用性をさらに立証するために、限定されないが、イヌリン除去を含む他の標準的ＧＦＲ試験が行われ得る。これらの有効性の比較において、この新規方法を使用して得られたデータに対して、必要であれば補正因子（ｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ ｆａｃｔｏｒ）が適用され得る。
【００５９】
図１において、本発明の方法を具現化する装置１０が図示される。装置１０は、ＧＦＲ測定組成物源１００、腎臓の蛍光検出器２００、及びカテーテル３００を含む。複数のレポーター分子及び複数のマーカー分子を含む、ＧＦＲ測定組成物１００は、ヒト対象２０の血流へと、カテーテル３００を通じて導入される。蛍光検出器２００は、血流内におけるＧＦＲ測定組成物のレベルを観測し、そしてヒト対象の腎臓の作動状態を少なくとも実質的にリアルタイムで報告する。レポーター分子の蛍光に対するマーカー分子の蛍光に基づいて、本装置は血漿分布容積を測定する。「実質的にリアルタイム」とは、血流中のレポーター及びマーカーのレベル測定、腎臓の作動状態の計算及びその状態の報告の間において経過した継続時間を含むことが意図されている。この経過時間は、上記の先行技術に関して無視可能である、非常にリアルタイムに近いものと本発明者によって意図されている。
【００６０】
ＧＦＲ測定組成物
腎臓の生体内多光子顕微鏡画像法を利用することによって、本発明者は、各々独立している、糸球体ろ過及び尿細管再吸収過程の両方を定量化した。本発明者は、マルチ蛍光性プローブ実験を用いて、腎臓の局所部位内における蛍光性シグナルの定量的分析を可能とするレシオメトリックな画像技術を開発した。ＧＦＲを血漿クリアランスによって測定するために、本発明者は、糸球体ろ過障壁を通過しない、異なる大きな蛍光性マーカー分子と共に、蛍光性ＧＦＲレポーター分子、例えばＦＩＴＣデキストランを使用する。この大きな蛍光性マーカーは、血管領域における血漿の分布容積を定量化する役割を果たし、そしてレシオメトリックな技術を可能とする。
【００６１】
本発明者は、画像の血管領域内における２つの分子の蛍光強度の比を調べることによって、蛍光性ＧＦＲの血漿クリアランスを定量化することができた。ＧＦＲは、この比法を使用して迅速に決定され得る。本方法は、多くの動物モデルにおいて試験された。血漿クリアランスの動態学を定量化するために血管内からの蛍光シグナルが測定されるため、２つの蛍光分子のシグナル比は、測定が行われる身体部位に無関係である。
【００６２】
ＧＦＲを正確に測定するために、理想的なＧＦＲマーカー分子は、試験中に血管区画内において安定であり、糸球体ふるい係数（ＧＳＣ）が０．０であり、血管系内で維持されるべきであり、そしてそれは腎臓内に実質的に分泌、再吸収又はろ過されるべきではなく、そして１００ｋＤ超の分子量を有し得ると、本発明者は決定した。本明細書において使用される「実質的に」は、±５％に限定される。これらの条件を満たすために、ＧＦＲは、レポーターの静脈注射後における、当該レポーターの尿クリアランスと等しいであろう。理論上、０超の任意の既知のＧＳＣと共にＧＦＲレポーターが使用され得る。好ましいマーカー分子は、分子量１００ｋＤ超であるスルホローダミン１０１である。
【００６３】
図２は、生存し、且つ健常な雄ラットの腎臓の、幾つかの蛍光強度画像を含む。これらの画像は、ＦＩＴＣ−イヌリン（５．５ｋＤ）、及びスルホローダミン１０１、すなわちテキサスレッド（登録商標）で標識された５００ｋＤデキストランを含有する染料混合物の、ボーラス静脈内注射後の時間の関数として撮影された。ＦＩＴＣ−イヌリンからの蛍光強度シグナルは、下段の顕微鏡写真において示され、そして５００ｋＤテキサスレッド（登録商標）デキストランの強度が上段の顕微鏡写真において示される。染料の注入から約１２秒後において、蛍光強度は腎臓の毛細血管と近位尿細管（ＰＴ）内腔内の両方で見られた。血管内における経時的変化は、ＦＩＴＣ−イヌリン及び５００ｋＤテキサスレッド（登録商標）デキストランの両方が、これらの血管内において存在することを示す。５０秒の時点において、ＦＩＴＣ−イヌリンは、この分子の速やかな血漿クリアランス（糸球体ろ過）の結果として、既に毛細血管及びＰＴ内腔内において強度が減少していた。これは、毛細血管における強度が１２秒の値と同様であるレッド５００ｋＤに関して当てはまらなかった。赤血球（ＲＢＣ）は、染料を除いた暗い対象として観察された。１００及び２００秒の時点において、ＦＩＴＣ−イヌリン強度は、ろ過がそれを身体から除去し続けるために、毛細血管中、及びＰＴ内腔において減少し続けた。これはまた、ろ過されないためにこの時間間隔の間に強度が変化しない５００ｋＤテキサスレッド（登録商標）デキストランにおいては当てはまらなかった。結果的に、血管からの強度の相対的な強さは、ＦＩＴＣ−イヌリンの血漿クリアランスのために、５００ｋＤテキサスレッド（登録商標）デキストランとＦＩＴＣ−イヌリンとの濃度比における相対的増加を示した。このタイプの時系列画像集は、腎臓の糸球体ろ過障壁を通過し、ろ液の一部となる既定の分子に関する動的情報を含む。これは、本発明における血漿クリアランス速度及びＧＦＲの測定のための基礎を提供する。
【００６４】
分子ろ過の動力学を定量化するために、ＦＩＴＣ−イヌリンと５００ｋＤテキサスレッド（登録商標）デキストランとの強度比を使用した（図３参照）。図３における血管からの強度比は、２つの染料の相対的濃度変化と共に経時的に変化する。５００ｋＤデキストラン分子が、その大きなサイズのために腎臓によってではなく、血管培養組織から最小量で除去されるため、それは注射後長時間血漿中において安定であり続ける。通常、染料の注入後における時間内（５〜３０分間程度）において、顕著な強度減少は無かった。これは、経時的に視覚化された強度比の減少という結果となった。生物学的試験の出力として蛍光強度を使用する問題を、このタイプの比は大いに最小化する。
【００６５】
本発明者はまた、ろ過をさらに最小化し、且つ染料の血漿における存続時間を延長するために、同様の試験に関して５００ｋＤ蛍光性デキストランを使用した。図４は、ボーラス注入後６０分までの、血管から測定された５００ｋＤ ＦＩＴＣデキストランの強度時系列の例である。初期強度のスパイク（内部図を参照）は、染料の注入及び、全血漿容積への染料分子の迅速な分布によるものであった。曲線の残りの部分において、それは有意な強度減少を見せなかった。事実上、標識化されたイヌリンと標識化された５００ｋＤデキストランとの蛍光強度比の減少は、標識化されたイヌリンの濃度減少と相関する。
【００６６】
図５は、最小二乗適合の結果に従った時間の関数としての、２０ｋＤのＦＩＴＣデキストランと、５００ｋＤテキサスレッド（登録商標）デキストランとの、ボーラス注入の強度比のプロットである。図５における各々のデータポイントは、画像時間系列（例えば図３において示された画像）から抽出された、血管からの同一領域の平均比の値であった。データポイントは、０．５秒ごとに、２００秒までプロットされた。減衰が２段階、すなわち初期段階及びクリアランス段階（又はろ過段階／除去段階）で起こった。初期段階における漸増は、ＩＶ注入後の、腎臓における相対的な染料分布及び蓄積によるものであった。曲線の最高点（約１２秒）はクリアランス段階の出発点を示し、そして近位尿細管内におけるＦＩＴＣ−イヌリンの出現開始と相関する。
【００６７】
クリアランス段階のデータ点は、単一の指数関数と十分に一致した。本発明者は、（９５％信頼限界を使用して）０．００４５８（ｓ-1）の２０ｋＤ ＦＩＴＣデキストラン血漿クリアランス速度定数ｋを得た。
【００６８】
ＧＦＲレポーター分子のボーラス注入後、ＧＦＲレポーター分子の血漿濃度は、腎クリアランスに起因する時間の関数として減少する。異なる時点における血漿試料を得ることによって、血漿クリアランス速度定数（ｋ）を得るために、時間トレースの最小二乗適合が直接的に計算されるか又は実行される。その後、ＧＦＲは以下の式：
【００６９】
【数１】
【００７０】
［式中、
ｋは、血漿クリアランス速度であり、及びＶDはＧＦＲマーカーが希釈される分布容積である］
に従って決定され得る。この方法を使用して測定されたＧＦＲは、安定な腎臓機能を有する患者において、及びげっ歯類において検証され、そして正確であり、且つ他の方法を使用して測定されたものと十分に相関することが立証された。
【００７１】
クリアランス速度を測定するための、強度比の使用と、デキストランと結合した３ｋＤ ＦＩＴＣ（３ｋＤ ＦＩＴＣデキストラン）の強度値の直接的使用との間における比較を図６に示す。根本的な差異は、有意により少ないノイズと、分布段階のより優れた同定である。
【００７２】
３ｋＤ ＦＩＴＣデキストラン単体における強度の変動は、完全に有意であった（図６Ｂ）。結果的に、クリアランス速度定数ｋのフィッティング結果は、より多くの誤差を含み、そしてあまり規定されなかった。対照的に、（３ｋＤ ＦＩＴＣデキストランと５００ ｋＤテキサスレッド（登録商標）デキストランとの間の）強度比は、有意により少ないノイズを有し、そして測定されたクリアランス速度定数ｋは、たった３％の誤差で、より良く規定された。部分的にこれは、蛍光強度が通常、顕微鏡における焦点及び試料の移動における微かな変化でさえ敏感に反応するためである。一方で強度比は、画像の奥行及び動きにおける小さな変化に対しては反応しない。本発明者は、血液からの蛍光シグナルに焦点を当てている。さらに、血液からの染料の強度シグナルは、血流速度が変化するときに変化し得る。しかし、２つの分子間の相対強度比は、（クリアランスがないと仮定した場合）血流速度又は血液量が変化するときでさえ変化しない。これは、染料分子の両方が血液中に存在し、そして一緒に移動するからである。本発明者によって開発された方法は、この問題を限定する。
【００７３】
初期の染料分布と、クリアランス段階との間における分離は、強度比を使用して十分に規定される。単一の染料のみの強度を使用するとき、どの時点でクリアランス段階が始まるかを決定することはより困難である。強度曲線における最も高いデータ点は通常、近位尿細管内腔におけるより小さな分子の出現時と相関しない。したがって、染料分布及びろ過段階は、曲線の強度に関連する。多光子顕微鏡法の使用はかかる相関を可能とし、そしてそれは非常に有益である。
【００７４】
サイズ分布又は分子量の観点において、デキストランの純度は極めて重要であると考えられる。さらに、分子量の分布は、どの程度十分にＧＦＲが測定され得るかに関して重要な役割を果たす。デキストランは医学的利用に広範囲で使用されるが、これらの従来の利用は本発明における使用に要求されるより厳しいサイズ制御が必要ではなかった。
【００７５】
図７において、ボーラス注入後の２匹のラットから得られる強度値のプロットが図示される。一のラットは、３ｋＤ ＦＩＴＣデキストラン及び５００ ｋＤテキサスレッド（登録商標）デキストランの混合物を注入された。第二のラットは、２０ｋＤ ＦＩＴＣデキストランと、５００ｋＤテキサスレッド（登録商標）デキストランとを注入された。当該プロットは、３ｋＤ／５００ｋＤの蛍光比の曲線において早期の減少を示す。これは、間質腔への移動を伴う迅速なクリアランスを示唆する。しかしその相当な部分は、図８に示された肝臓画像の１０ｋＤデキストランデータから見られる非腎臓性血漿クリアランスに起因する。
【００７６】
図８は、（両方の腎臓を除去した）一対の無腎ラットから得た。ラットの一方は、１０ｋＤ ＦＩＴＣデキストラン、及び５００ｋＤテキサスレッド（登録商標）デキストランの混合物を注入された。他方のラットは、２０ｋＤ ＦＩＴＣデキストランと５００ｋＤテキサスレッド（登録商標）デキストランとの混合物を注入された。１０ｋＤ／５００ｋＤの比率の曲線は、１０ｋＤデキストランの非腎臓性血漿クリアランスが相当量存在するという明確な証拠が存在することを示している。その一方で、糸球体によってろ過され得る２０ｋＤａのデキストランは、最少の非腎臓性血漿クリアランスを示す。したがって、それはＧＦＲを決定するために使用され得る。
【００７７】
さらに、２画分動態モデルと共に、レポーター分子として３ｋＤ〜５ｋＤのより小さな分子が、器官の機能を測定するために使用され得る。したがって本発明者は、ろ過された分子の好ましい分子量は、３ｋＤ〜５００ｋＤの、より好ましくは３〜１５０ｋＤの、さらにより好ましくは３ｋＤ〜７ｋＤの、さらにより好ましくは３ｋＤ〜７０ｋＤの、さらにより好ましくは３ｋＤ〜５ｋＤの範囲内で、そして最も好ましくは約５ｋＤであると、或いは任意の範囲、又はそれらの範囲の組み合わせであると見出した。本方法はまた、既知の一般的な大きさ、例えば１０ｋＤ及び５００ｋＤのデキストランの使用を、並びにあまり一般的ではない大きさである２０ｋＤ、７０ｋＤ及び１５０ｋＤのものの使用を意図している。アミノフルオレセインデキストランが好ましい。
【００７８】
蛍光検出器
蛍光検出器２００は、データの読み込み及び報告のためのソフトウェア、装置１０を制御し、及び結果を再検討するためのユーザー・インターフェース２０２、及び蛍光性シグナル２０４を送信及び受信するための装置を含む（図９、１０、及び１２〜１４を参照）。このユニット２００は、標準的ＩＶポンプスタンドと適合するように設計されるか、又はそれはテーブルポンプ面上で操作され得る。それは、ＡＣ電源との接続無しで２時間作動可能であるバッテリーバックアップシステムを組み込んでいる。
【００７９】
ユーザー・インターフェース２０２は、任意の臨床医によって使用され得る。それは、大部分のソフトウェアユーザー・インターフェースのために、タッチスクリーン技術を含む。これは、どのようにしてデータが臨床医に示されるかにおける柔軟性を提供する。
【００８０】
多光子顕微鏡を使用する比法を完全なものとするためになされる一連の研究に基づいて、本発明者は、対象の血流に配置される光ファイバーカテーテルが蛍光分子を測定することができると見出した。多光子顕微鏡を使用する従来法は、組織がより深く貫通されているために蛍光強度が減少することに起因する、大きな変動が発生する。本明細書に開示された光ファイバーカテーテルの使用は、測定が血液中において直接に、リアルタイム又は実質的にリアルタイムでなされるため、これらの変動を排除するだろう。当該光ファイバーカテーテルは以下においてより詳細に説明される。
【００８１】
図９及び１０は、単一の多色ＬＥＤ２０６（発光ダイオード）を光源として使用する２チャンネル装置２０４を図示する。この装置２０４の目的は、どれ程蛍光性シグナルが光ファイバーエレメント２１０から戻ってくるかを決定することである。図９及び１０は、この装置において使用される光学系の略図及びコンピューターモデルの両方を示す。当該装置は、光電子増倍管（ＰＭＴ）２０８ａ、ｂを、これらの装置が周知の特性を有するために、検出器として含む。代替的に当該検出器は、光検出器、固体検出器、電荷結合素子、又は本発明の趣旨から離れることのない、任意の他の等価な装置であり得る。この装置は、ＬＥＤ及びＰＭＴ２０８ａ、ｂへ電力を提供するために、一つ以上の電力供給装置２０７、２０９、及び／又はコントローラーを有し得る。
【００８２】
光学経路２１２は、バンドパス２１６及びダイクロイックフィルター２２０による選択を通過したＬＥＤ源２０６からの光の焦点をその後、光ファイバーエレメント２１０上に合わせる。励起光はその後、光ファイバーエレメント２１０を通過して、血流中の蛍光性デキストランのおおよそのレベルをシミュレートするために選択された試験溶液へと入る。光ファイバーエレメント２１０は一般的に、直径が０．５〜１ｍｍの範囲、又はそれよりも小さい光ファイバーケーブルである。
【００８３】
一度励起されたら、少量の蛍光性シグナルはその後、光ファイバーエレメント２１０を通じて戻ってくる。当該シグナルはその後、ＰＭＴ２０８ａのカソード上に達する前に、収束レンズ２２４、二色性ビームスプリッター２２８、及びバンドパスフィルター２３２を通過する。
【００８４】
容易に検出可能である蛍光シグナルが、フルオレセイン染料に関してＰＭＴ２０８ａ、ｂから測定される。この染料は、約４９４ｎｍの励起ピークを有し、そして５１９ｎｍを中心とした広帯域の波長の光を放出する。フルオレセイン染料は、マーカー染料の一例に過ぎない。ローダミン染料が同様に使用され得る；しかしＬＥＤ源２０６は、ローダミン染料を励起するために十分な強度を有さなければならない。フルオレセイン、ローダミン、及びテキサスレッド（登録商標）のスペクトル応答を図１１において見ることができる。
【００８５】
標準的ＬＥＤに関連した狭いスペクトルバンド幅は、バックグラウンド光を減少させるために優れているが、蛍光物質をＬＥＤの鋳型に添加することに基づいた白色ＬＥＤの出現は、本装置２００において使用され得る。光源の強度、及びどの程度効率的にエネルギーが光ファイバー２１０へと送られ得るかが重要である。
【００８６】
レーザーダイオードは、ＬＥＤの代替として使用され得る。レーザーダイオードは、血流中の染料マーカー濃度を減少させる追加の光エネルギーを提供する。しかし、利用可能な波長の大部分は、フルオレセイン及びスルホローダミン１０１の好ましい蛍光分子のために理想的ではない。
【００８７】
幾つかのベンダーからのＬＥＤが評価された。幾つかのＬＥＤは、装置の要求に合致した。これらのＬＥＤは、最も優れた単位面積当たりの流速密度を提供し、そしてオフ波長バックグラウンドの優れた排除を提供するフィルターと良好に作用する。
【００８８】
フルオレセインのために、オーストリアのＲＯＩＴＨＮＥＲ ＬＡＳＥＲＴＥＣＨＮＩＫ ＧｍｂＨによって製造されたＬＥＤ４９０−０３Ｕが選択され得る。このＬＥＤは、フルオレセインの励起のために、４９０ｎｍのピーク波長を有する。このＬＥＤは、１．２ｍｗと評定される。或いは、フルオレセインのために、Ｄｕｒｈａｍ，ＮＣのＣｒｅｅ Ｉｎｃ．によって製造されたＸＲＥＢＬＵ−Ｌ１−００００−００Ｋ０１ ＬＥＤが好ましい。この部品は、優れた熱的特性を有する高出力表面実装ＬＥＤである。この適用のためのピーク波長は、３０．６ルーメンの最小フラックス出力で４８５ｎｍである。同様の特性を有するように選別され得る表面実装部は、この部分の代替であり得る。
【００８９】
スルホローダミン１０１の励起のために、北米及び全世界で販売されているＯＰＴＥＫの、ピーク波長５９５ｎｍの８２８−ＯＶＴＬ０１ＬＧＡＡＳが使用され得る。この表面実装ＬＥＤはより高い流束密度を有し、そのためそれは、波長熱ドリフトを最小化するためのより低い出力設定で作動され得る。１ｍｍ光ファイバーのための標的出力電力は、約５０マイクロワットであろう。スルホローダミン１０１の励起のために、Ｄｕｒｈａｍ，ＮＣのＣｒｅｅ Ｉｎｃ．によって製造されたＸＲＣＡＭＢ−Ｌ１−００００−００Ｋ０１ＬＥＤが好ましい。このタイプのＬＥＤは、５８５ｎｍ〜５９５ｎｍの範囲を超えるピーク波長によって分類され得る。５９０ｎｍのピーク出力が、当該適用のために選択された。これらは、優れた熱的特性を有する高出力表面実装ＬＥＤである。このＬＥＤの光束出力はまた、３０．６ルーメンである。
【００９０】
フィルターの選択は、このシステムの実行に重要である。光ファイバー２１０を通じて戻ってくる蛍光シグナルが、多桁倍だけ励起エネルギーより小さいため、フィルターブロッキング及びバンドパスの特性は、適切な実行のために重要である。顕微鏡及び他の適用において長年使用されている蛍光マーカーは、当技術分野において周知である。したがって、優れたフィルターセットが多くの製造業者、例えば米国のＳＥＭＲＯＣＫから入手可能である。これらのフィルターは、本適用において理想的である。
【００９１】
蛍光シグナル２０４を送信及び受信するための２つの追加の装置が、本発明者によって意図されている。これらの装置は図１２及び１３において示され、そして改善された光学的形状（ｏｐｔｉｃａｌ ｇｅｏｍｅｔｒｙ）を目的とする。単一チャンネル装置を図１２に示す。単一チャンネル装置の目的の一つは、シグナル対バックグラウンド比を改善し、そして全血液中における蛍光標識されたデキストランの標的シグナル強度を決定することである。改善された光学的形状は、１桁超バックグラウンドレベルを有意に減少させた。この新規光学的形状及びファイバー結合は、我々に３０：１のシグナル対バックグラウンド比を提供した。
【００９２】
図１２は、単一チャンネル光学系のブロック図である。図１２に示された単一チャンネル装置は、単純な光学的設計を使用する。４９０ｎｍのＬＥＤ２０６からの光は、バンドパスダイクロイックフィルター２２０を通じて中継され、その後光ファイバー表面実装アダプター（ＳＭＡ）コネクター２４４上に焦点を合わせられる。単純集光レンズエレメント２４０は、０．５〜１ｍｍの小さな光ファイバー標的２１０上に焦点を合わせる能力を制限する、球面収差を最小化するために使用される。ファイバーレンズ２２４は、光源光のための最後の集束エレメント、及び蛍光発光のための最初のコリメータの両方として働く。蛍光発光の光は、ダイクロイックフィルター２２０を通じて再度中継され、そしてＰＭＴ２０８上へと再度焦点を合わせられる。ＰＭＴ２０８上の標的サイズは重要ではないため、単純両凸レンズ２４８はこのために使用され、そしてＦＩＴＣ発光フィルターはバンドパスフィルターとして提供される。コンポーネント構造物中において優れた光吸収性コーティング材を利用することによって、この系における光及び反射を迷走（ｓｔｒａｙ）させることについて特に注意が払われる。
【００９３】
図１３及び１４において、２チャンネル光学系が示される。単一チャンネル設計において選択されたものと同様のコンポーネントが２チャンネル設計において使用される。主要な差異は、ホルダー２５４ａ、ｂ内の追加のダイクロイックフィルターが存在する点、並びに４９０ｎｍ ＬＥＤ２０６ａ及び５９５ｎｍ ＬＥＤ２０６ｂからの光を結集させるために使用されるスペーサー２５６ａ、ｂによって、メインブロック２５５から間隔を空けられている点である。各々の源は、ホルダー２４２ａ、ｂ内に存在する、それ自身の集光レンズアセンブリ２４０ａ、ｂ、及びバンドパスフィルター２１６ａ、ｂ、５９５ｎｍフィルター及び４９０ｎｍフィルターをそれぞれ利用する。ＬＥＤ２０６ａ、ｂからの光線はその後、特殊なデュアルバンドダイクロイックフィルター２５２を通じて中継され、その後レンズ２２４によってファイバー結合器２４４上へ、特に光ファイバー標的２１０上へ焦点を合わせられる。このデュアルバンドフィルターは、ＳＥＭＲＯＣＫから容易に入手可能である。両蛍光分子からの発光はその後、光ファイバー２１０を通じて反対方向に進行する。ファイバーレンズ２２４は、ホルダー２５８及びリング２６２内でメインブロック２５５と接続され、そしてデュアルバンド・ダイクロイックフィルターを通じた反対方向の中継、及びその後、最後の発光ダイクロイックフィルター２２８を使用して好適なＰＭＴ２０８ａ、ｂへと分裂させるために、この光を平行とするために使用される。各々のＰＭＴアセンブリ２０８ａ、ｂは、最終集束レンズ２４８ａ、ｂ、並びにホルダー２６０ａ、ｂ内の発光フィルター２３２ａ、ｂ、好ましくはＦＩＴＣ発光フィルター及びスルホローダミン１０１発光フィルターの各々、並びにＰＭＴアダプター２６２ａ，ｂを有する。メインブロック２５５は、密封プレート２６４ａ、ｂ、及びガスケット２６６ａ、ｂによって、留め具２６８を用いて密閉される。
【００９４】
電気回路は、ＬＥＤ２０６ａ、ｂへの両方のパルス繰返し数（ｐｕｌｓｅ ｒａｔｅ）を調節するための、及びＰＭＴ２０８ａ、ｂからの読み込みに同時性を持たせるためのマイクロコントローラーを含む。ＬＥＤ２０６ａ、ｂは、１００Ｈｚの周波数で短時間電圧をかけられる。２つの蛍光性マーカーを通過する幾つかの出血を排除する、ＬＥＤ２０６ａ、ｂの両方は照明されない。高速１６ビットアナログ／デジタル変換器は、ＰＭＴ２０８ａ、ｂを読み込み、そしてデータを平均化するために使用される。ラップトップコンピューターが、このシステムのソフトウェアコンポーネントのために使用され得るか、又は、電気回路、マイクロコントローラー、及びソフトウェアは、蛍光検出器２００に内蔵され得る。
【００９５】
数学的モデル
２つの標識化されたデキストラン分子の強度比からＧＦＲを計算するために、２コンパートメント数学モデルが使用され得る。このモデルは、外部コンピューターに、又は蛍光検出器２００内に記憶され得るソフトウェア中に含まれ得る。或いは、当該数学モデルは、装置に対して内部又は外部のいずれかに存在する、ハードウェアに組み込まれた電気回路であり得る。
【００９６】
ＧＦＲ及び明確な分布容積は、単回ボーラス注入によりによって静脈内投与された蛍光標識されたデキストラン分子の血漿中における消失を観測することによって測定さ得る。図１５は、３コンポーネントモデルとしても知られている、広く使用される２コンパートメントモデルを示す。対象とする２コンパートメントは、血管腔及び間質腔である。本モデルのための基本的前提は、ボーラス注入後に、注入されたリポーター分子は血管腔から間質腔へと分布するが、マーカー分子は血管腔内に保持されるということである。レポーター分子の血漿除去は、血管腔からのみ生じる。
【００９７】
血漿クリアランス速度及びコンパートメント間クリアランス速度をそれぞれＧ及びｋで示す。血管腔及び間質腔の仮想容積をそれぞれＶ1及びＶ2で示す。Ｓａｐｉｒｓｔｅｉｎ他によって実証された通り（Ｓａｐｉｒｓｔｅｉｎ，Ｌ．Ａ．，Ｄ．Ｇ．Ｖｉｄｔ，ｅｔ ａｌ．（１９５５）．”Ｖｏｌｕｍｅｓ ｏｆ ｄｉｓｔｒｉｂｕｔｉｏｎ ａｎｄ ｃｌｅａｒａｎｃｅｓ ｏｆ ｉｎｔｒａｖｅｎｏｕｓｌｙ ｉｎｊｅｃｔｅｄ ｃｒｅａｔｉｎｉｎｅ ｉｎ ｔｈｅ ｄｏｇ．”Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｙ １８１（２）：３３０−６）、Ｖ1における単位時間当たりの量変化は、以下の式によって与えられる。
【００９８】
【数２】
【００９９】
全注入量Ｄは、以下の式：
【０１００】
【数３】
【０１０１】
［式中、
Ｃ1及びＣ2はそれぞれ、血管腔及び間質腔におけるレポーター分子の濃度を示す］
として表され得る。
【０１０２】
上の２つの方程式の結合は、二次線形微分方程式を与える（Ｓａｐｉｒｓｔｅｉｎ，Ｖｉｄｔ ｅｔ ａｌ．１９５５）。
【０１０３】
【数４】
【０１０４】
方程式（４）に対する一般解は、以下の方程式（５）：
【０１０５】
【数５】
【０１０６】
［式中、減衰（ｄｅｃａｙ）定数α及びβは、ｋ、Ｇ、Ｖ1及びＶ2で表され得る］
で表される二重指数関数である（Ｓａｐｉｒｓｔｅｉｎ，Ｌ．Ａ．，Ｄ．Ｇ．Ｖｉｄｔ，ｅｔ ａｌ．（１９５５）．”Ｖｏｌｕｍｅｓ ｏｆ ｄｉｓｔｒｉｂｕｔｉｏｎ ａｎｄ ｃｌｅａｒａｎｃｅｓ ｏｆ ｉｎｔｒａｖｅｎｏｕｓｌｙ ｉｎｊｅｃｔｅｄ ｃｒｅａｔｉｎｉｎｅ ｉｎ ｔｈｅ ｄｏｇ．”Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｙ １８１（２）：３３０−６）。
【０１０７】
Ｖ1におけるコンパートメント間混合が完了する前に、コンパートメント間運動が無視可能であると仮定すると、以下の２つの境界条件がｔ＝０において有効となる：Ｃ0＝Ｄ／Ｖ1及びＣ2＝０。
【０１０８】
方程式（２）、（３）、（５）、及び２つの境界条件から、我々は以下：
【０１０９】
【数６】
【０１１０】
［式中、全細胞外分布容積Ｖdは、Ｖ1とＶ2との合計である］
を導くことができる。
【０１１１】
パラメーターＡ、Ｂ、α及びβは、実験データを方程式（５）に当てはめることによって得られる。
【０１１２】
実際面において我々は、マーカー分子を使用してＶ1を得ることができる。濃度と蛍光強度との間の直線関係がレポーター分子において適用できる場合、方程式（５）はその後、以下：
【０１１３】
【数７】
【０１１４】
［式中、
Ｆ1は時間の関数としてのレポーター分子の蛍光強度であり、Ａ1及びＢ1は定数である］
と書き換えられ得る。
【０１１５】
したがって、方程式（６）及び（８）は以下：
【０１１６】
【数８】
【０１１７】
［式中、
方程式（１０）は、単一の自由にろ過可能なレポーター分子種からのＧＦＲを表し、そして方程式（１１）は、単一の自由にろ過可能なレポーター分子種に関連する分布容積を表す］
のように書き換えられ得る。
【０１１８】
さらに、当該マーカーの蛍光性は、経時的に一定であり、方程式（９）はまた、マーカー分子を超えるレポーター分子の蛍光比の観点で表現され得る。したがって、双指数関数方程式は：
【０１１９】
【数９】
【０１２０】
［式中、
Ｒ（ｔ）は、マーカー分子を超えるレポーター分子の蛍光比である］
となる。
【０１２１】
定数Ａ2、Ｂ2、α、及びβは、上の方程式へ実験データを当てはめることによって得られる。したがって、クリアランスＧＦＲ及び全分布容積は、以下：
【０１２２】
【数１０】
【０１２３】
［式中、
方程式（１３）は、自由にろ過可能なレポーター分子種と、より大きなマーカー分子種との間の強度比からのＧＦＲを示し、そして方程式（１１）は、自由にろ過可能なレポーター分子種と、より大きなマーカー分子種からと関連した分布容積を示す］
として表現され得る。
【０１２４】
明らかに、コンパートメント間容積変化率がゼロに接近するとき、このモデルは単一コンパートメントモデルとなる。しかし、血漿クリアランスレベルが増大するとき、この単一指数関数近似はＧＦＲの過大評価をもたらし得ることが示された（Ｓｃｈｗａｒｔｚ，Ｇ．Ｊ．，Ｓ．Ｆｕｒｔｈ，ｅｔ ａｌ．（２００６）．”Ｇｌｏｍｅｒｕｌａｒ ｆｉｌｔｒａｔｉｏｎ ｒａｔｅ ｖｉａ ｐｌａｓｍａ ｉｏｈｅｘｏｌ ｄｉｓａｐｐｅａｒａｎｃｅ：ｐｉｌｏｔ ｓｔｕｄｙ ｆｏｒ ｃｈｒｏｎｉｃ ｋｉｄｎｅｙ ｄｉｓｅａｓｅ ｉｎ ｃｈｉｌｄｒｅｎ．”Ｋｉｄｎｅｙ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ ６９（１１）：２０７０−７；Ｙｕ，Ｗ．，Ｒ．Ｍ．Ｓａｎｄｏｖａｌ，ｅｔ ａｌ．（２００７）．”Ｒａｐｉｄ ｄｅｔｅｒｍｉｎａｔｉｏｎ ｏｆ ｒｅｎａｌ ｆｉｌｔｒａｔｉｏｎ ｆｕｎｃｔｉｏｎ ｕｓｉｎｇ ａｎ ｏｐｔｉｃａｌ ｒａｔｉｏｍｅｔｒｉｃ ｉｍａｇｉｎｇ ａｐｐｒｏａｃｈ．”Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｙ−Ｒｅｎａｌ Ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｙ２９２（６）：Ｆ１８７３−８０）。
【０１２５】
光学カテーテル
図１６及び１７に、本発明を用いた使用のためのカテーテル３００が示される。カテーテル３００は、光ファイバー挿入ツール３０４、デュアルポート管腔３０８、及びフレンチ（Ｆｒｅｎｃｈ）５〜８サイズイントロデューサー３１２を含む。標準的１ｍｍプラスティック光ファイバーケーブル３１６は、イントロデューサー３１２と一緒になった管腔３０８を一緒になった挿入具３０４の組み合わせによって規定される導管（ｐａｓｓａｇｅｗａｙ）３２０を通じて挿入され得る。したがって、これらのコンポーネントの各々は、チューブ状形態のものである。好ましくは、０．７５ｍｍ光ファイバーケーブルが、導管３２０を通じて挿入される。直径０．７５ｍｍは、標準的１８ゲージイントロデューサーの使用を許容するためにのみ選択された。
【０１２６】
挿入具３０４は、第二のチューブ状部材３２８内にスライド可能である第一のチューブ状部材３２４を含む。流体封入シールが、第一チューブ状部材３２４及び光ファイバーケーブル３１６のそれぞれに関して、ｏ−リング３３２によって第二チューブ状部材３２８の反対末端に提供される。光ファイバーケーブル３１６は、しっかりと固定されるか、または挿入具３０４内に、挿入具３０４の反対末端においてシール３３６によって固定される。
【０１２７】
挿入具３０４は、管腔３０８上のポート３４０ａの一つと連結される。ホモスタティック（Ｈｏｍｏｓｔａｔｉｃ）シール３４４ａ、ｂは、ポート３４０ａ、ｂ上に配置される。他方のポート３４０ｂは、蛍光分子のボーラス注入又は連続的注入を提供し得る。管腔３０８の反対末端のルアーコネクター３４８は、対象とイントロデューサー３１２で連結する。
【０１２８】
光ファイバーケーブル３１６は、発光及び励起の光送達及び回収のために、単一又は多重単一ファイバーを含み得る。光ファイバーケーブル３１６は、第二のチューブ状部材３２８を通じて、第一チューブ状部材３２４、及び、カテーテル３００から伸長可能である光ファイバーケーブル３１６を押圧することによって、対象の静脈３５２内へ挿入される。光ケーブル３１６は、ルアーコネクタ−３４８を通るイントロデューサー３１２を通過して対象を横切り、対象の静脈３５２へと入る。光ファイバーケーブル３１６は、対象の静脈３５２へと挿入される末端において小さい固定屈曲を有し得る。この屈曲は、組織を貫通し、そして静脈内における光ファイバーケーブル３１６の妨害を最小化するために有用である。
【０１２９】
使用上において、評価のために、蛍光検出器２００へ対象の静脈で生じたシグナル（単数又は複数）を伝達するために、光ファイバーケーブル３１６は、蛍光検出器２００の光ファイバーケーブル２１０の延長上にあるか、又は通信がなされている。
【０１３０】
本発明は、腎臓機能を定量化するための特有且つ新規の方法、及び装置を開示するだけではなく、肝機能を定量的に決定する特有の方法を提示する。例えば、より大きな分子量のマーカー分子、及びより小さい分子量のレポーター分子の染料組成物は、対象へと注入され、そしてレポーター分子とマーカー分子の減少の比が、腎臓機能を検出するために使用される。より小さいレポーター分子は、腎臓によってろ過され、一方でマーカー分子は血管系内に残存される。マーカー分子とシグナル分子との妥当な比が検出されるために、マーカー分子は、診断試験中において比較的一貫したレベルで血液内に残存しなければならない。最終的に、より長い時間スケール（通常１２〜２４時間）において、マーカー分子は通常、腎臓の代わりに肝臓によって、血管系から吸収且つ処理されるだろう。本明細書において新規方法及び装置が記載されており、それにより、相対的肝臓機能及び健康状態が、経時的に、マーカー分子の絶対的減少を測定することによって定量的に決定され得る。本方法は、肝臓の健康状態と相関する任意のスケールでの定量的な値を提供することによって、他の方法を超える利点を有するであろう。結果として、医療の専門家は、すぐれた治療を患者に提供し、且つ特定の薬剤の適切な投与量を予測することが可能である、新規ツールを提供されるだろう。本方法は、以前に記載された装置と同一のものを使用し得、そして以前に記載された染料組成物と同一のものを利用し得るが、それは、追加の機能及び有用性を提供するために、以下の方程式：
【０１３１】
【数１１】
【０１３２】
を使用して結果を分析する方法を提供するだろう。
【０１３３】
特定の実施形態が図示され且つ説明されるが、多くの改良が本発明の趣旨から著しく離れることなく想到され、そして保護の範囲は、添付の特許請求の範囲によってのみに限定される。
【技術分野】
【０００１】
本発明は、臓器機能の分析と併せて使用される、医学的方法及び装置に関する。より具体的には、本発明は、哺乳動物の腎臓の機能を分析及び定量化するために使用される装置及び方法を対象とする。
【背景技術】
【０００２】
発明の背景
急性腎損傷（ＡＫＩ）は、全入院患者の５〜１０％に影響を及ぼす、深刻かつ致死性の疾患過程である。これらの場合における死亡率は、通常５０％を超える。ＡＫＩは単独で、後の放射線造影剤の投与及び心血管手術を含む、幾つかの臨床状況における死亡率の増大と関連する。それは通常、特に重症患者において、病因学的に多因子性である。個々の因子の相対的重要性は、基礎病理及び患者の併存疾患に依存する。
【０００３】
近年のデータは、ＡＫＩの全症例数における大きな増加を示している。１９９２〜２００１年の、Ｍｅｄｉｃａｒｅの５％サンプルにおける患者の請求を利用して、Ｘｕｅ他（Ｊ Ａｍ Ｓｏｃ Ｎｅｐｈｒｏｌ １７：１１３５−１１４２ ２００６）は、この期間の間、１９９２年における１０００人の退院者あたり２３．６症例から、２００１年における１０００人の患者あたり６３．３症例と、ＡＫＩの発症が１年あたり約１１．６％増加したことを示した。
【０００４】
近年の研究において、Ｈｓｕ他（Ｈｓｕ， ｅｔ ａｌ．，”Ｃｏｍｍｕｎｉｔｙ−Ｂａｓｅｄ Ｉｎｃｉｄｅｎｃｅ ｏｆ Ａｃｕｔｅ Ｒｅｎａｌ Ｆａｉｌｕｒｅ，”Ｋｉｄｎｅｙ Ｉｎｔ．２００７；７２（２）：２０８−１２．）は、大きな統合された健康管理送達系のメンバーにおける、非透析及び透析性ＡＫＩの症例を定量化した。１９９６〜２００３年において、透析を必要としないＡＫＩの症例は、１００，０００人あたり、３２３人から５２２人に増加し、一方で透析を必要とするＡＫＩの症例は２０人から３０人に増加した。さらに病院における死亡率は、非ＡＫＩの退院者よりも、ＡＫＩ患者において非常に高かった。ＡＫＩではない患者は病院における死亡率の４．６％であったが、第一次ＡＫＩ及び第二次ＡＫＩの者においてはそれぞれ１５．２％、及び３２．６％であった。入院後９０日以内の死亡は、ＡＫＩではない退院者においては１３．１％であり、第一次ＡＫＩ及び第二次ＡＫＩの者においてはそれぞれ３４．５％、及び４８．６％であった。この大規模試験において、末期腎疾患の確率は、原則的診断における急性腎損傷の患者中１８．８％であり、第二次診断コードにおける急性腎損傷の患者中１０．１％であった。最終的に、回収されたデータを使用して、米国における末期腎疾患（ＥＳＲＤ）の少なくとも２２．４％が、病院で発症したＡＫＩを有するＭｅｄｉｃａｒｅ受給者由来であると計算された。
【０００５】
これらのデータは、ＮＩＤＤＫの疫学のディレクターであるＤｒ．Ｐａｕｌ Ｅｇｇｅｒｓによってなされた見解と一致しており、そして当該見解は、第一次、又は第二次診断としてＡＫＩを患う入院患者の、及び、病院における診断としてＡＫＩを患う、ＥＳＲＤへと進行する慢性腎疾患（ＣＫＤ）の患者におけるパーセンテージ及び絶対数の急速な増加を示している。
【０００６】
別の試験において（Ｕｃｈｉｎｏ，ｅｔ ａｌ．，“Ａｎ Ａｓｓｅｓｓｍｅｎｔ ｏｆ ｔｈｅ ＲＩＦＬＥ Ｃｒｉｔｅｒｉａ ｆｏｒ Ａｃｕｔｅ Ｒｅｎａｌ Ｆａｉｌｕｒｅ ｉｎ Ｈｏｓｐｉｔａｌｉｚｅｄ Ｐａｔｉｅｎｔｓ，”Ｃｒｉｔ．Ｃａｒｅ Ｍｅｄ．２００６；３４（７）：１９１３−７．）、２０，１２６人の入院患者の発症及び転帰は、単一施設後ろ向き（ｒｅｔｒｏｓｐｅｃｔｖｅ）試験において決定された。これらの患者の中で、１４．７％はＩＣＵへの入院許可を必要とし、１８％はＡＫＩを患い、そして死亡率は腎損傷の程度と相関した。最終的に、多施設後ろ向きＩＣＵ試験において、ＡＫＩは６７％の入院患者に発症し、そして全体を通じた予後はＡＫＩの重症度と相関した。
【０００７】
明らかに、入院患者におけるＡＫＩの罹患率は大変な率で増加している。損傷の重症度は、病院における転帰を決定し、そしてＡＫＩは慢性腎疾患の発症、及びＣＫＤからＥＳＲＤへの進行を加速する。
【０００８】
糸球体ろ過率、ＧＦＲは、ＡＫＩの程度及びＣＫＤの進行を決定するための最も適当な計量であると考えられる。急性又は慢性のいずれかである腎損傷の次に起こるＧＦＲの減少は、血中尿素窒素（ＢＵＮ）及び血清クレアチニンレベルの増加に付随して起こる。現在、血清クレアチニン又は血清クレアチニンに基づいた方程式のいずれかが、患者の測定ＧＦＲ（ｅＧＦＲ）を決定するために使用される。筋肉量（クレアチニンは、筋肉の重要な部分であるクレアチンの分解産物である）及びＧＦＲの両方が患者の血清クレアチニンレベルを決定するために、残念ながらこれら２つの手法は、全範囲のＧＦＲにおいて信頼性はなく、そしていずれもＡＫＩにおいて使用され得ない。
【０００９】
ＧＦＲの指標としての血清クレアチニンの使用は、非常に患者特異的である。例えば、１．０ｍｇ／ｄｌの血清クレアチニンは、正常な筋肉量を持つ７０ｋｇ（１５４ ｌｂ）の男性において、正常なＧＦＲを示す（１００ｍｌ／分）。しかし、適度に筋肉疲労した５０ｋｇ（１１０ ｌｂ）の男性において、たとえそのＧＦＲが５０ｍｌ／分であっても１．０ｍｇ／ｄｌの血清クレアチニンが観察される。大規模群試験から導かれた式は、患者の体重、年齢、性別、及び人種における要因へと発展された。しかし、これらの式は不正確であり、そして通常、２０ｍｌ／分未満又は６０ｍｌ／分超のＧＦＲの測定時において判断を誤らせる。したがってこれが、ＡＫＩの設定において使用され得ない別の理由である。
【００１０】
血清クレアチニンにおける少量の全体的な平衡の上昇によって決定される、臨床的に重要ではないと以前まで考えられてきた、腎機能における非常に小さい変化でさえ、致死率の増加を予測できることが現時点で知られていることを、近年のデータは示している。得られた最大血清クレアチン、及び透析の必要性に基づいて、損傷の明白なレベルへと患者を層別化するために、幾つかの近年の刊行物は、リスク、損傷、障害、脂肪およびＥＳＲ基準（Ｒｉｓｋ，Ｉｎｊｕｒｙ，Ｆａｉｌｕｒｅ，Ｌｏｓｓ ａｎｄ ＥＳＲＤ ｃｒｉｔｅｒｉａ）（通常、“ＲＩＦＬＥ”基準と呼ばれる）を利用している。死亡率、病院への滞在期間（ＬＯＳ）、ＩＣＵ滞在のＬＯＳ、病院における費用、及び腎代替療法の必要性に関して回収されたデータは、この層別化系において達成される最も高いステージと関連した。これらのデータは、ＡＫＩにおける腎損傷の重症度又は程度が患者の転帰の重要な予後指標であることを示す。さらに、器官機能における早期の変化は、重症敗血症における生存を予測する。
【００１１】
ＧＦＲの指標としての血清クレアチニンの決定はまた、正確な変換のために必要とされる平衡値に達するためにかかる時間のために、非常に限定的であり得る。急性腎不全の患者は、ＧＦＲの突然の減少を発現するが、しかしこの減少の大きさは、血清クレアチニンの上昇によって決定される場合、平衡化の数日後においてのみ明らかとなる。例えば、患者がＡＫＩに続いて９５％のＧＦＲを失った場合、ＧＦＲは１００ｍｌ／分から５ｍｌ／分へと速やかに減少するが、血清クレアチニンは、１ｍｇ／ｄｌ／日上昇するのみである。血清クレアチニンにおけるこのゆっくりとした上昇は、イベント後１２〜２４時間における損傷を診断する医師の能力を制限し、そして同様に、数日間における損傷の程度を決定することは不可能である。これは、ＡＫＩの治験を行う能力を著しく制限している。ＧＦＲ中の減少の程度、又は血清クレアチニン中の最終的な水平状態は、罹患率、脂肪率、及び回復能と相関するため、急性腎損傷の患者においてＧＦＲを正確に決定する能力は、早期の診断、層別化、及び適時治療のための大きな臨床的意義を有する。
【００１２】
ＡＫＩの１２〜２４時間後における初期療法は、任意の潜在的治療剤の成功率を制限し得ることが広く知られている。したがって、腎損傷のバイオマーカーの探索は強化され、そして現在多くの専門家によって、ＡＫＩの分野において最も高い優先度を有すると考えられている。潜在的分子は、ＮＧＡＬ、ＫＩＭ−１、ＩＬ−１８及び幾つかの他のものを含む。任意の一つのバイオマーカー、又は恐らくバイオマーカーの組み合わせは、損傷の構造マーカーとして役立つ。しかし、これらの構造バイオマーカーを利用することを探究する改善は重要ではなく、なぜならばそれらは個人に適用し得ない個体群の結果を使用して開発されたからである。
【００１３】
患者のＧＦＲを正確に決定するために、２４時間の尿の回収及び侵襲的技術が存在するが、これらは煩わしいものであり、エラーを起こしやすく、高価であり、時間がかかり、又は放射線若しくは造影剤を患者に曝露する。同様に、血清クレアチニンが上昇しているとき、急性腎損傷の患者においてＧＦＲを確実に決定し得る迅速かつ正確な測定技術が存在しない。
【００１４】
肝臓は、血液からの代謝産物及び毒素の除去、胆汁の製造、脂質代謝、薬物動態、多くの薬剤の代謝、種々のビタミンの貯蔵、及びタンパク質合成を含む、幾つかの活性に関与する。残念ながら肝臓は、急性又は慢性的に疾患を患い、そして種々の生体機能を行うその能力が制限され得る。集中治療室において、肝臓の最も重要な機能の一つが、不活性状態から活性状態へ、又はその逆へのいずれかへと薬剤を代謝することである。結果として肝臓の健康は、どの程度の量及びどれくらいの間、薬剤が患者へ導入されるべきかを決定するために重要であり得る。肝臓の機能又は機能不全を定量化及び／又は検出する現行手法は、一般的に漠然としており且つ定性的であり、そして黄疸、黒い尿、悪心、食欲不振、異常な体重減少又は体重増加、嘔吐、下痢、淡色の大便、全身性掻痒、低血糖などを含み得る。残念ながら、肝臓の健康を検出するためのこれらのツールは通常、他の主要な健康問題を検出するために使用されるサインと同一であり、そして複数罹患している患者を診断及び治療するときにおいて通常は有用ではない。結果的に多くの肝疾患は、代謝機能及び腹水が大抵決定的なサインである、深刻な状態にそれらが達するまで認識されないままでいる。結果として、定性的というよりもむしろ定量的な肝機能の診断が必要とされる。
【発明の概要】
【００１５】
上で議論された問題及び他の問題を解決するために、並びに従前の診断技術によって提供されない利点及び態様を提供するために、本発明は提供される。本発明の特徴及び利点についての全ての議論は、添付の図面を参照としながら、以下の詳細な説明において言及される。
【００１６】
発明の概要
本発明の第一の態様は、器官機能を分析するための、哺乳動物対象の血管系への導入のための組成物を対象とする。当該組成物は、レポーター分子及びマーカー分子を含む。当該レポーター分子及びマーカー分子は、共通の分子特性を共有する。当該レポーター分子は、レポーター分子の第一品質分子特性を有し、そして当該マーカー分子は、マーカー分子の第二品質分子特性を有し、そしてそれはレポーター分子の分子特性第一品質と区別可能である。分子特性は、分子量、分子の大きさ、分子の形、分子の電荷、化合物及び無線周波数から成る群から選択され得る。
【００１７】
当該分子特性が分子量であるとき、当該レポーター分子は第一の分子量を有し、そして当該マーカー分子は第二の分子量を有し得る。当該第一の分子量は、当該第二の分子量未満であり得、そして実質的により小さくてもよい。当該第一の分子量は、当該レポーター分子が、適切に機能する哺乳動物の腎臓によってろ過される大きさであり得る。当該第二の分子量は、哺乳動物の腎臓によるマーカー分子のろ過に抵抗するために十分に大きいものであり得る。場合により、当該第一の分子量は、当該レポーター分子が適切に機能する哺乳動物の腎臓によって速やかにろ過される大きさであり得、一方で同時に、第二の分子量は、哺乳動物の腎臓によるマーカー分子のろ過に抵抗するために十分に大きい。当該第一の分子量は、１ｋＤ〜５００ｋＤ、３ｋＤ〜１５０ｋＤ、１０ｋＤ〜１５０ｋＤ、１０ｋＤ〜７０ｋＤ、及び２０ｋＤ〜７０ｋＤから成る範囲の群から選択され得る。或いは、当該第一の分子量は、５００ｋＤ未満、１ｋＤ〜５００ｋＤ、３ｋＤ〜１５０ｋＤ、３ｋＤ〜７０ｋＤ、３ｋＤ〜２０ｋＤ、又は約５ｋＤであり得る。
【００１８】
当該レポーター分子は第一の蛍光特性を有し得、そして当該マーカー分子は第二の蛍光特性を有し得る。これらの蛍光特性は等しくなくてもよく、例えば異なる波長を有する。当該第一の蛍光特性は、第一の蛍光励起波長及び第一の蛍光発光波長であり得る。当該第二の蛍光特性は、第二の蛍光励起波長及び第二の蛍光発光波長であり得る。当該第一及び第二の蛍光励起波長、並びに当該第一及び第二の蛍光発光波長は、異なるか、等しくないか、又は区別可能であり得る。
【００１９】
当該レポーター及びマーカー分子は、デキストランであり得る。当該レポーター分子は、スルホローダミン１０１デキストランであり得る。当該マーカー分子は、哺乳動物の腎臓によってろ過されない、より大きな未確定（ｕｎｄｅｆｉｎｅｄ）デキストランであり得る。当該レポーター分子及びマーカー分子は、フルオレセインと結合したデキストランであり得る。さらに、当該レポーター分子フルオレセインは、当該マーカー分子の蛍光励起波長と等しくない蛍光励起波長を有し得る。
【００２０】
或いは、当該レポーター分子及びマーカー分子は、異なるフルオロフォアと結合したデキストランであり得る。さらに、当該蛍光性レポーター分子は、当該マーカー分子の蛍光励起波長と等しくない蛍光励起波長を有し得る。
【００２１】
当該レポーター分子は、フルオレセインイソチオシアネート−イヌリンであり得る。
【００２２】
当該マーカー分子は、約０の糸球体ふるい係数を有し得る。
【００２３】
当該マーカー分子は、哺乳動物の腎臓によって分泌され、再吸収され、又はろ過され得ない。
【００２４】
当該マーカー分子は糸球体ろ過障壁を通過し得ず、そして当該レポーター分子は糸球体ろ過障壁を通過し得る。
【００２５】
本発明の第二の態様は、哺乳動物の腎臓の作動状態を分析するための装置を対象とする。当該装置は、蛍光分子源、当該蛍光分子の血管系への導入手段、当該血管系内の当該蛍光分子の測定手段、及び当該血管系内の当該測定された蛍光分子の報告手段を含む。当該導入手段はカテーテルを含み得る。当該測定手段は、検出器と通信している光ファイバーを含み得る。当該報告手段は、当該血管系内で測定された２つ以上の蛍光分子間の強度比を決定することを含み得る。当該蛍光分子源が複数の蛍光性結合分子を含み得る。
【００２６】
本発明の第三の態様は、哺乳動物の腎臓の作動状態を分析するための装置を対象とする。当該装置は、第一の蛍光分子へ第一の励起波長を提供する光学的手段、及び当該第一の励起波長に応答する、当該第一の蛍光分子からの発光の測定手段を含み得る。
【００２７】
当該光学手段は、第二の蛍光分子へ第二の励起波長を放射し得、そして当該装置は、当該第二の励起波長に応答する、当該第二の蛍光分子からの発光の測定手段をさらに含み得る。
【００２８】
本発明の第三の態様の装置は、当該第一の蛍光分子からの発光と、当該第二の蛍光分子からの発光との比の計算手段をさらに含み得る。当該装置は、当該比の報告手段をさらに含み得る。
【００２９】
当該発明の第四の態様は、血管系内の、複数の蛍光性複合化糸球体ろ過率分子（ｆｌｕｏｒｅｓｃｅｎｔｌｙ ｃｏｎｊｕｇａｔｅｄ ｇｌｏｍｅｒｕｌａｒ ｆｉｌｔｒａｔｉｏｎ ｒａｔｅ ｍｏｌｅｃｕｌｅｓ）の相対的な量を測定するための光学装置を対象とする。当該装置は、第一の蛍光励起波長源、当該蛍光励起波長が通過する送達光学経路、当該蛍光励起波長が送達される励起部位、放出された蛍光シグナルが通過する、復路の光学経路、及び当該放出された蛍光シグナルの強度の検出手段を含む。この装置は、第二の蛍光励起波長源をさらに含み得る。
【００３０】
当該検出手段は、光電子増倍管、光検出器、固体検出器、及び電荷結合素子から成る群から選択され得る。
【００３１】
当該励起部位は光ファイバーケーブルを含み得る。
【００３２】
本発明の第五の態様は、血管系内の、複数の蛍光性糸球体ろ過率分子の相対的な量を測定するための光学装置を対象とする。当該光学装置は、第一の蛍光励起波長源、第二の蛍光励起波長源、当該第一及び第二の蛍光励起波長が通過する送達光学経路、当該第一及び第二の蛍光励起波長が送達される励起部位、第一の放出された蛍光シグナル及び第二の放出された蛍光シグナルが、当該励起部位から通過する、復路の光学経路、当該第一の放出された蛍光シグナルの強度の第一検出手段；並びに当該第二の放出された蛍光シグナルの強度の第二検出手段を含む。
【００３３】
本発明の第五の態様の光学装置は、当該第一又は第二の蛍光励起波長の少なくとも一つを、当該励起部位へと焦点を合わせるための第一のレンズをさらに含み得る。第二のレンズは、当該第一又は第二の放出された蛍光シグナルの少なくとも一方を、当該第一又は第二検出手段の一方に焦点を合わせることができる。第三のレンズは、当該第一又は第二の放出された蛍光シグナルの他方を、当該第一又は第二の検出手段の他方へと焦点を合わせることができる。第一の集束レンズは、当該第一の蛍光励起波長と関連する収差を最小化するために提供され得る。第二の集束レンズは、当該第二の蛍光励起波長と関連する収差を最小化するために提供され得る。第一のダイクロイックフィルターは、当該送達光学経路内に置かれ得る。第二のダイクロイックフィルターは、当該復路の光学経路内に置かれ得る。第三のダイクロイックフィルターは、当該相対光学経路と当該復路の光学経路との間に置かれ得る。
【００３４】
本発明の第六の態様は、腎臓の作動状態の分析における使用のためのカテーテルを対象とする。当該カテーテルは、遠位末端の反対に近接端を有し、且つ導管を規定するチューブ状主要部材、及び当該遠位末端から伸長可能な光ファイバーケーブルを含む。当該カテーテルは、当該チューブ状部材と一端で接続され、且つ血管系へと挿入可能な反対の端を有するイントロデューサー、及び／又は挿入具をさらに含み得る。一本の当該光ファイバーケーブルは、当該挿入具内に流体封入（ｆｌｕｉｄ ｓｅａｌｅｄ）され得る。当該挿入具は、第二のチューブ状部材内にスライド可能である第一のチューブ状部材を含み得る。当該光ファイバーケーブルが、当該第一のチューブ状部材の一部に固定されていてもよい。当該挿入具は、チューブ状主要部材の一部へと結合され得、ここで当該当該光ファイバーケーブルは当該挿入具を貫通し、そして当該チューブ状主要部材へと入る。当該チューブ状主要部材は、コネクターによって当該イントロデューサーへと接続され得る。当該第一及び第二のチューブ状部材間の相対的運動時において、当該光ファイバーケーブルは、当該イントロデューサーから伸長可能である。
【００３５】
当該第一及び第二のチューブ状部材は、流体封入（ｆｌｕｉｄｌｙ ｓｅａｌｅｄ）され得る。
【００３６】
当該光ファイバーケーブルは、血管系へ挿入可能である、遠位末端における屈曲を含み得る。
【００３７】
本発明の第七の態様は、腎臓の作動状態の分析における使用のためのカテーテルを対象とする。当該カテーテルは、光ファイバーケーブル；第二のチューブ状部材に密閉され、且つそれと共に相対的運動が可能である、第一のチューブ状部材を有する、一本の光ファイバーケーブルについての光ファイバー挿入具であって、ここで光ファイバーケーブルは、当該第一のチューブ状部材による運動が当該光ファイバーケーブルへの運動に移行するように、当該第一のチューブ状部材の一部に取り付けられている、前記光ファイバー挿入具；並びに前記挿入具に密閉されたチューブ状本体であって、当該光ファイバーケーブルが当該チューブ状本体中の導管を通過し、且つ当該第一及び第二チューブ状部材間の相対的運動時においてそこから伸長可能である、前記チューブ状本体を含む。
【００３８】
当該カテーテルは、当該チューブ状本体へと接続されるイントロデューサーをさらに含み得る。当該イントロデューサーは血管系内に挿入可能であり、そして当該光ファイバーケーブルはそこから伸長可能である。
【００３９】
当該光ファイバーケーブルは一端で屈曲を有し得る。当該一端は血管内に挿入可能である。
【００４０】
本発明の第八の態様は、哺乳動物の腎臓における糸球体ろ過率の測定方法を対象とする。当該方法は以下のステップ：複数の第一の蛍光分子を提供し；複数の第二の蛍光分子を提供し；当該第一の蛍光分子及び当該第二の蛍光分子を哺乳動物対象の血流へ導入し；第一の蛍光励起波長を用いて当該第一の蛍光分子を励起し、第一の蛍光発光波長を有する第一の蛍光発光シグナルを発生させ、そして第二の蛍光励起波長を用いて当該第二の蛍光分子を励起し、第二の蛍光発光波長を有する第二の蛍光発光シグナルを発生させ；当該導入ステップの後に、当該第一の蛍光発光シグナルの強度、及び当該第二の蛍光発光シグナルの強度を測定し；並びに、当該第一の蛍光発光シグナルの強度と、当該第二の蛍光発光シグナルの強度との比を計算すること、を含む。当該測定及び計算ステップが、既定の間隔で行われ得、そして少なくとも実質的にリアルタイムで報告され得る。
【００４１】
本発明の第九の態様は、哺乳動物の腎臓における糸球体ろ過率の測定方法を対象とする。この方法は、以下のステップ：複数のレポーター分子及び複数のマーカー分子を、既定の比率で含む液体を提供し；当該液体を対象の血管系へ導入し；及び、当該対象の血管系内における経過時間後、当該レポーター及びマーカー分子の各々の特性を測定すること、を含む。この方法は、以下のステップ：当該測定ステップ後、当該レポーター分子の特性と当該マーカー分子の特性との比を計算し；そして当該比率を報告すること、をさらに含む。当該報告ステップは、複数の経過時間において行われ得る。当該計算及び報告ステップが、少なくとも実質的にリアルタイムで行われ得る。
【００４２】
当該レポーター分子は、糸球体ろ過障壁を通過可能であってもよい。当該マーカー分子は、糸球体ろ過障壁をレポーター分子ほど通過することができなくてもよい。当該レポーター分子及び当該マーカー分子は蛍光分子であり得る。当該レポーター分子及び当該マーカー分子はデキストランを含み得る。当該マーカー分子は、当該レポーター分子よりも大きな分子量を有し得る。当該レポーター分子は、１ｋＤ〜１５０ｋＤの分子量を有し得る。当該マーカー分子は１００ｋＤ超の分子量を有し得る。
【００４３】
本発明の第十の態様は、哺乳動物の腎臓における糸球体ろ過率の測定方法を対象とする。この方法は以下のステップ：既知の波長を有する光源を提供し；蛍光分子を当該光源へ曝露し、ここで当該蛍光分子は、既定の時間で哺乳動物対象の血管系内において励起され；及び、当該励起された蛍光分子の特性であって、当該血管系の状態と相関性を有する前記特性を測定すること、を含む。
【００４４】
本発明の他の特徴及び利点は、以下の図と共に、以下の明細書から明らかとなるだろう。
【００４５】
図面の簡単な説明
本発明を理解するために、以下の図を参照にして、それは実施例によって説明されるだろう。
【図面の簡単な説明】
【００４６】
【図１】図１は、本発明の方法を利用する、本発明の装置のイラストレーションである。
【図２】図２は、生体内２光子顕微鏡によって視覚化された、正常ラットにおける小分子量デキストランの腎クリアランス（ｒｅｎａｌ ｃｌｅａｒａｎｃｅ）を示す、一連の顕微鏡写真である。時系列で撮影された顕微鏡写真は、毛細血管（ＣＡＰ）における、小さいＦＩＴＣ−イヌリン（５．５ｋＤ）（下段の顕微鏡写真）及び大きい５００ｋＤのテキサスレッド（Ｔｅｘａｓ Ｒｅｄ）（登録商標）デキストラン（上段の顕微鏡写真）の両方の局在化を明らかとする。当該イヌリンは、近位尿細管内腔（ＰＴ内腔）を通じて速やかにろ過され、時間経過と共に蛍光シグナルにおける一定の減少をもたらす（パネルＥ、Ｆ、Ｇ及びＨ）。対照的に、５００ｋＤのデキストランは除去されず、そしてそのシグナルは毛細血管内で一定のままである（パネルＡ、Ｂ、Ｃ及びＤ）。パネルＡ、Ｂ及びＣにおけるＰＴ内腔において見られる蛍光は、５００ｋＤのデキストランの除去ではなく、ＦＩＴＣ−イヌリンからの発光を通じた出血である。別のＬＥＤを用いた連続的励起及び収集の現在の手法は、現象を通じたこの出血を最少化するであろう。
【図３】図３は、染料注入後より長時間における、ＦＩＴＣ−イヌリンと、より大きな分子サイズのために、血流に留まる５００ｋＤテキサスレッド（登録商標）デキストランとの強度比を示す一連の顕微鏡写真である。
【図４】図４は、６０分までのボーラス注入に続けて血管から測定された、５００ｋＤのＦＩＴＣデキストランの、時系列における強度のプロットである。
【図５】図５は、最小二乗適合の結果に従った時間の関数としての、２０ｋＤのＦＩＴＣデキストランと、５００ｋＤテキサスレッド（登録商標）デキストランとの強度比のプロットである。
【図６】図６は、血漿クリアランスを測定するための、比法及び直接的な強度の使用間におけるプロットの比較である。
【図７】図７は、ボーラス注入後における、２匹のラットから生じる経時的な腎臓血管血漿強度比を示すプロットであり、一方は３ｋＤのＦＩＴＣデキストランと５００ｋＤのテキサスレッド（登録商標）デキストランとの混合物を与えたものであり、そして他方は、２０ｋＤのＦＩＴＣデキストラン及び５００ｋＤのテキサスレッド（登録商標）デキストランを与えたものである。
【図８】図８は、ボーラス注入後における、２匹の無腎ラットからの経時的な肝臓血管血漿強度比を示すプロットであり、一方は１０ｋＤのＦＩＴＣデキストランと５００ｋＤのテキサスレッド（登録商標）デキストランとの混合物を注入したものであり、そして他方は、２０ｋＤのＦＩＴＣデキストランと５００ｋＤのテキサスレッド（登録商標）デキストランとの混合物を注入したものである。
【図９】図９は、本発明の診断装置のブロック図である。
【図１０】図１０は、図９の装置本発明の診断装置のひな形である。
【図１１】図１１は、ＦＩＴＣ、ローダミン、及びテキサスレッド（登録商標）染料の励起及び発光スペクトルのプロットである。
【図１２】図１２は、単一チャンネル光学系のブロック図である。
【図１３】図１３は、２チャンネル光学系のブロック図である。
【図１４】図１４は、図１３の２チャンネル光学系の分解図である。
【図１５】図１５は、２つのコンパートメントモデルのブロック図である。
【図１６】図１６は、光ファイバーを有する偽装（ｄｉｓｓｅｍｂｌｅｄ）カテーテルの図である。
【図１７】図１７は、患者の静脈内に取り付けられ、且つ挿入された、図１６のカテーテルの図である。
【発明を実施するための形態】
【００４７】
詳細な説明
本発明は、多くの異なる形態における実施形態を許容可能であるが、本開示が本発明の原理の例示であるものとして理解され得、そして本発明の広い態様を、記載された実施形態に限定することを意図していないという理解と共に、本発明の好ましい実施形態が、図面において示され、且つ本明細書において詳細に記載される。
【００４８】
本発明は、ＡＫＩの構造的及び機能的マーカーの両方の組み合わせが、腎臓の機能及び腎臓関連性疾患の診断時において、高レベルの臨床的有用性を示すことを見出した。したがって、本発明の一つの目的は、従来において測定困難又は不能であった、器官機能及び生理学的パラメーターを分析及び定量するための試験を提供することである。本発明は、急性腎性損傷及び慢性腎臓関連性疾患の迅速検出のための方法及び装置に焦点を当てる。この開発は、Ｉｎｄｉａｎａ Ｃｅｎｔｅｒ ｆｏｒ Ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ Ｍｉｃｒｏｓｃｏｐｙによって開発され、且つライセンスされた技術を利用する。かかる技術は、米国仮特許出願第６０／６７２，７０８号明細書、国際公開第２００６／１１３７２４号として刊行されたＰＣＴ出願番号第ＵＳ２００６／０１４５７６号、及び米国出願番号第１１／９１１，８９５号明細書に記載されており、そしてそれらは、本明細書において完全に説明されているかのごとく、参照により本明細書に組み込まれる。具体的に、国際公開第２００６／１１３７２４号の図６〜９に示された装置の図、及び同文献の段落番号９６〜１０４における記載は、利用される技術を対象とする。
【００４９】
早期動物試験において、この技術は、糸球体ろ過率（ＧＦＲ）（腎臓が血流から老廃物をろ過することのできる比率）の正確且つ迅速な測定の提供に有効であることが分かった。疾患診断の必要性は特定の疾患に従って変化するが、腎性疾患においてＧＦＲは、損傷、疾患進行、又は回復の第一臨床指標である。
【００５０】
ＧＦＲは、既定の時間内における、糸球体を通じてろ過された血漿の量を測定する。それは、腎臓機能の指標として臨床的に最も広く使用される。医師は通常、それを診断及び治療決定の両方のために使用する。実際、Ｎａｔｉｏｎａｌ Ｋｉｄｎｅｙ Ｆｏｕｎｄａｔｉｏｎは現在、測定ＧＦＲ（ｅＧＦＲ）に基づいて、慢性腎疾患の患者を５つのグループ（Ｉ〜Ｖ）に分けている。これは、患者の腎疾患の重症度を認識且つ理解するときに臨床医を支援する。それはまた、患者のベースラインＧＦＲに基づいた、適切な治療の開始を可能とする。
【００５１】
種々の技術、例えば放射性及び非放射性造影剤、並びにＸ線腎臓画像法は、ＧＦＲを速やかに測定することができる。血漿クリアランス法は、ＧＦＲマーカー分子の血漿クリアランスの測定に基づく。放射活性マーカー、例えば［５１］Ｃｒ−ＥＤＴＡ、又は［９９］ｍ Ｔｃ−ＤＴＰＡ（（ジエチレントリアミン五酢酸［９９］ｍテクネチウム）を使用することによって、血漿クリアランス及びＧＦＲが両方とも、放射線検出器を使用して独立して決定され得ることが報告されている。放射線検出器と共に、放射活性ＧＦＲマーカー、例えば［５１］Ｃｒ−ＥＤＴＡ、及び［９９］ｍ Ｔｃ−ＤＴＰＡ（ジエチレントリアミン五酢酸［９９］ｍ−テクネチウム）を使用して、ほぼリアルタイムの速度で、急性腎損傷の患者におけるＧＦＲを測定することが可能である。測定された血漿クリアランスは、尿回収を用いた標準的方法を使用して同時に測定されるＧＦＲと優れた相関性を示す。しかし、放射活性ＧＦＲマーカーの使用、及びこの試験を行うにあたっての臨床的困難性により、この方法は魅力的ではない。蛍光性ＧＦＲマーカー、例えばＦＩＴＣ−イヌリンをボーラス静脈内注射で使用し、その後複数の時点における血液試料を採取することによって、ＧＦＲを正確に決定することが可能である。潜在的に、好適な造影剤の開発と共に、磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）技術は腎臓の機能的診断を提供するために非常に有用であり得る。かかる技術の不都合な点は、高コスト、当該試験の反復困難性、及び患者を試験のために移動させる必要性に関連する、低い利便性である。
【００５２】
同様に、標準的方法、例えば高速液体クロマトグラフィー（ＨＰＬＣ）によって決定される、非放射性マーカー、例えばイオタラメートの血漿濃度はまた、重病患者における腎臓機能を評価するために使用されている。ＧＦＲ測定技術に基づくかかる血漿クリアランスは、深刻な障害のある腎臓機能を有する患者における腎臓機能変化の検出時において優れた時間分解能を有することが報告されている。単一の蛍光性ＧＦＲマーカーであるＦＩＴＣ−イヌリンのボーラス注入を使用することによって、注入後における時間の関数として、採取された血液試料中の蛍光シグナルを連続的に測定することによって、ＧＦＲは決定された。本発明者は、改善された正確性、決定速度、及び潜在的に毒性である放射活性分子に対する曝露の減少を提供するこの手法を、拡張且つ改良した。
【００５３】
ろ過され、そして糸球体ろ過によってのみ生体から除去される小さいフルクトースポリマーであるイヌリンは、参照標準ＧＦＲマーカーである。他の非放射活性マーカー（例えばイオタラメート、イオヘキソール、ポリフルクトサン）及び放射活性マーカー（例えば［１２５］Ｉ−イオタラメート、及び［５１］Ｃｒ−ＥＤＴＡ）が同様に、一般的に使用される。
【００５４】
診療において、内因性マーカー、例えば血清クレアチニン及びシスタチンＣは、ＧＦＲを推測するために通常使用され、そしてそれは、これらの分子の産生及び尿細管再吸収が、異なる個体において有意に変化するためである。ＡＫＩを患うＩＣＵ群におけるクレアチニンよりも前の日までにシスタチンＣは上昇するため、シスタチンＣは、ＧＦＲの優れた内因性血清マーカーとして、血清クレアチニンと比較して近年注目されている。
【００５５】
本発明者は、多光子顕微鏡法、好ましくは二光子顕微鏡法を使用する、哺乳動物対象、例えばヒトにおけるＧＦＲの直接的測定のための、最小限の侵襲的装置を開発した。当該方法は、異なる大きさのデキストラン分子と結合した２つの蛍光性分子の読み取りを行うことに基づく。デキストランは複合体であり、可変長（３〜２，０００ｋＤ）の鎖に結合された、多くのグルコース分子からできている分岐した多糖である。したがって、本発明の別の目的は、蛍光性マーカーの読み取りを行うための、カテーテル型光ファイバープローブを使用する方法及び装置の両方を提供することである。蛍光性マーカーの濃度をリアルタイムで測定し、ＧＦＲの直接的測定を提供するために、このカテーテルは血管系、例えば哺乳動物患者の腕静脈へと取り付けられ得る。
【００５６】
急性腎損傷の早期の段階における、ＧＦＲの迅速且つ正確な測定は、診断、損傷の程度の層別化、及び治療目的のために重要である。本発明の利点は、それが、損傷の程度を迅速に同定且つ決定することであり、それにより透析開始並びに臨床試験のための登録及び層別化を含む、早期の治療を可能とする。それはまた、ＧＦＲにおける臨床戦略、例えば輸液蘇生（ｖｏｌｕｍｅ ｒｅｓｕｓｃｉｔａｔｉｏｎ）の効果を決定するために使用され得る。したがって、この技術的利点は、特に早期診断、損傷の層別化、及び治療可能性の決定のために集中的観察が必要である高リスクの患者において、大きな臨床的意義を有する。
【００５７】
ＧＦＲを測定するために現在臨床において使用される方法の不足は、文献中及び実践上の両方において知られている。損傷の存在を検出するためのバイオマーカーを同定するための進展がなされているが、広範囲に許容されるために十分実用的である機能的マーカーの発見に関して、進展はなされていない。本発明者の方法は、ほぼリアルタイムでの効率で腎機能の程度を正確に定量し、且つ追跡する能力における真の進歩を示す。本発明者はまた、医療技術における重大な適応障壁である忙しい医療環境において操作することが容易である装置を開発した。
【００５８】
本発明者により開発された光学技術は、蛍光性バイオレポーター分子の血漿クリアランス測定に基づいており、そしてそれは、迅速、頻繁、且つ安全なＧＦＲの評価を可能とする。有用性をさらに立証するために、限定されないが、イヌリン除去を含む他の標準的ＧＦＲ試験が行われ得る。これらの有効性の比較において、この新規方法を使用して得られたデータに対して、必要であれば補正因子（ｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ ｆａｃｔｏｒ）が適用され得る。
【００５９】
図１において、本発明の方法を具現化する装置１０が図示される。装置１０は、ＧＦＲ測定組成物源１００、腎臓の蛍光検出器２００、及びカテーテル３００を含む。複数のレポーター分子及び複数のマーカー分子を含む、ＧＦＲ測定組成物１００は、ヒト対象２０の血流へと、カテーテル３００を通じて導入される。蛍光検出器２００は、血流内におけるＧＦＲ測定組成物のレベルを観測し、そしてヒト対象の腎臓の作動状態を少なくとも実質的にリアルタイムで報告する。レポーター分子の蛍光に対するマーカー分子の蛍光に基づいて、本装置は血漿分布容積を測定する。「実質的にリアルタイム」とは、血流中のレポーター及びマーカーのレベル測定、腎臓の作動状態の計算及びその状態の報告の間において経過した継続時間を含むことが意図されている。この経過時間は、上記の先行技術に関して無視可能である、非常にリアルタイムに近いものと本発明者によって意図されている。
【００６０】
ＧＦＲ測定組成物
腎臓の生体内多光子顕微鏡画像法を利用することによって、本発明者は、各々独立している、糸球体ろ過及び尿細管再吸収過程の両方を定量化した。本発明者は、マルチ蛍光性プローブ実験を用いて、腎臓の局所部位内における蛍光性シグナルの定量的分析を可能とするレシオメトリックな画像技術を開発した。ＧＦＲを血漿クリアランスによって測定するために、本発明者は、糸球体ろ過障壁を通過しない、異なる大きな蛍光性マーカー分子と共に、蛍光性ＧＦＲレポーター分子、例えばＦＩＴＣデキストランを使用する。この大きな蛍光性マーカーは、血管領域における血漿の分布容積を定量化する役割を果たし、そしてレシオメトリックな技術を可能とする。
【００６１】
本発明者は、画像の血管領域内における２つの分子の蛍光強度の比を調べることによって、蛍光性ＧＦＲの血漿クリアランスを定量化することができた。ＧＦＲは、この比法を使用して迅速に決定され得る。本方法は、多くの動物モデルにおいて試験された。血漿クリアランスの動態学を定量化するために血管内からの蛍光シグナルが測定されるため、２つの蛍光分子のシグナル比は、測定が行われる身体部位に無関係である。
【００６２】
ＧＦＲを正確に測定するために、理想的なＧＦＲマーカー分子は、試験中に血管区画内において安定であり、糸球体ふるい係数（ＧＳＣ）が０．０であり、血管系内で維持されるべきであり、そしてそれは腎臓内に実質的に分泌、再吸収又はろ過されるべきではなく、そして１００ｋＤ超の分子量を有し得ると、本発明者は決定した。本明細書において使用される「実質的に」は、±５％に限定される。これらの条件を満たすために、ＧＦＲは、レポーターの静脈注射後における、当該レポーターの尿クリアランスと等しいであろう。理論上、０超の任意の既知のＧＳＣと共にＧＦＲレポーターが使用され得る。好ましいマーカー分子は、分子量１００ｋＤ超であるスルホローダミン１０１である。
【００６３】
図２は、生存し、且つ健常な雄ラットの腎臓の、幾つかの蛍光強度画像を含む。これらの画像は、ＦＩＴＣ−イヌリン（５．５ｋＤ）、及びスルホローダミン１０１、すなわちテキサスレッド（登録商標）で標識された５００ｋＤデキストランを含有する染料混合物の、ボーラス静脈内注射後の時間の関数として撮影された。ＦＩＴＣ−イヌリンからの蛍光強度シグナルは、下段の顕微鏡写真において示され、そして５００ｋＤテキサスレッド（登録商標）デキストランの強度が上段の顕微鏡写真において示される。染料の注入から約１２秒後において、蛍光強度は腎臓の毛細血管と近位尿細管（ＰＴ）内腔内の両方で見られた。血管内における経時的変化は、ＦＩＴＣ−イヌリン及び５００ｋＤテキサスレッド（登録商標）デキストランの両方が、これらの血管内において存在することを示す。５０秒の時点において、ＦＩＴＣ−イヌリンは、この分子の速やかな血漿クリアランス（糸球体ろ過）の結果として、既に毛細血管及びＰＴ内腔内において強度が減少していた。これは、毛細血管における強度が１２秒の値と同様であるレッド５００ｋＤに関して当てはまらなかった。赤血球（ＲＢＣ）は、染料を除いた暗い対象として観察された。１００及び２００秒の時点において、ＦＩＴＣ−イヌリン強度は、ろ過がそれを身体から除去し続けるために、毛細血管中、及びＰＴ内腔において減少し続けた。これはまた、ろ過されないためにこの時間間隔の間に強度が変化しない５００ｋＤテキサスレッド（登録商標）デキストランにおいては当てはまらなかった。結果的に、血管からの強度の相対的な強さは、ＦＩＴＣ−イヌリンの血漿クリアランスのために、５００ｋＤテキサスレッド（登録商標）デキストランとＦＩＴＣ−イヌリンとの濃度比における相対的増加を示した。このタイプの時系列画像集は、腎臓の糸球体ろ過障壁を通過し、ろ液の一部となる既定の分子に関する動的情報を含む。これは、本発明における血漿クリアランス速度及びＧＦＲの測定のための基礎を提供する。
【００６４】
分子ろ過の動力学を定量化するために、ＦＩＴＣ−イヌリンと５００ｋＤテキサスレッド（登録商標）デキストランとの強度比を使用した（図３参照）。図３における血管からの強度比は、２つの染料の相対的濃度変化と共に経時的に変化する。５００ｋＤデキストラン分子が、その大きなサイズのために腎臓によってではなく、血管培養組織から最小量で除去されるため、それは注射後長時間血漿中において安定であり続ける。通常、染料の注入後における時間内（５〜３０分間程度）において、顕著な強度減少は無かった。これは、経時的に視覚化された強度比の減少という結果となった。生物学的試験の出力として蛍光強度を使用する問題を、このタイプの比は大いに最小化する。
【００６５】
本発明者はまた、ろ過をさらに最小化し、且つ染料の血漿における存続時間を延長するために、同様の試験に関して５００ｋＤ蛍光性デキストランを使用した。図４は、ボーラス注入後６０分までの、血管から測定された５００ｋＤ ＦＩＴＣデキストランの強度時系列の例である。初期強度のスパイク（内部図を参照）は、染料の注入及び、全血漿容積への染料分子の迅速な分布によるものであった。曲線の残りの部分において、それは有意な強度減少を見せなかった。事実上、標識化されたイヌリンと標識化された５００ｋＤデキストランとの蛍光強度比の減少は、標識化されたイヌリンの濃度減少と相関する。
【００６６】
図５は、最小二乗適合の結果に従った時間の関数としての、２０ｋＤのＦＩＴＣデキストランと、５００ｋＤテキサスレッド（登録商標）デキストランとの、ボーラス注入の強度比のプロットである。図５における各々のデータポイントは、画像時間系列（例えば図３において示された画像）から抽出された、血管からの同一領域の平均比の値であった。データポイントは、０．５秒ごとに、２００秒までプロットされた。減衰が２段階、すなわち初期段階及びクリアランス段階（又はろ過段階／除去段階）で起こった。初期段階における漸増は、ＩＶ注入後の、腎臓における相対的な染料分布及び蓄積によるものであった。曲線の最高点（約１２秒）はクリアランス段階の出発点を示し、そして近位尿細管内におけるＦＩＴＣ−イヌリンの出現開始と相関する。
【００６７】
クリアランス段階のデータ点は、単一の指数関数と十分に一致した。本発明者は、（９５％信頼限界を使用して）０．００４５８（ｓ-1）の２０ｋＤ ＦＩＴＣデキストラン血漿クリアランス速度定数ｋを得た。
【００６８】
ＧＦＲレポーター分子のボーラス注入後、ＧＦＲレポーター分子の血漿濃度は、腎クリアランスに起因する時間の関数として減少する。異なる時点における血漿試料を得ることによって、血漿クリアランス速度定数（ｋ）を得るために、時間トレースの最小二乗適合が直接的に計算されるか又は実行される。その後、ＧＦＲは以下の式：
【００６９】
【数１】
【００７０】
［式中、
ｋは、血漿クリアランス速度であり、及びＶDはＧＦＲマーカーが希釈される分布容積である］
に従って決定され得る。この方法を使用して測定されたＧＦＲは、安定な腎臓機能を有する患者において、及びげっ歯類において検証され、そして正確であり、且つ他の方法を使用して測定されたものと十分に相関することが立証された。
【００７１】
クリアランス速度を測定するための、強度比の使用と、デキストランと結合した３ｋＤ ＦＩＴＣ（３ｋＤ ＦＩＴＣデキストラン）の強度値の直接的使用との間における比較を図６に示す。根本的な差異は、有意により少ないノイズと、分布段階のより優れた同定である。
【００７２】
３ｋＤ ＦＩＴＣデキストラン単体における強度の変動は、完全に有意であった（図６Ｂ）。結果的に、クリアランス速度定数ｋのフィッティング結果は、より多くの誤差を含み、そしてあまり規定されなかった。対照的に、（３ｋＤ ＦＩＴＣデキストランと５００ ｋＤテキサスレッド（登録商標）デキストランとの間の）強度比は、有意により少ないノイズを有し、そして測定されたクリアランス速度定数ｋは、たった３％の誤差で、より良く規定された。部分的にこれは、蛍光強度が通常、顕微鏡における焦点及び試料の移動における微かな変化でさえ敏感に反応するためである。一方で強度比は、画像の奥行及び動きにおける小さな変化に対しては反応しない。本発明者は、血液からの蛍光シグナルに焦点を当てている。さらに、血液からの染料の強度シグナルは、血流速度が変化するときに変化し得る。しかし、２つの分子間の相対強度比は、（クリアランスがないと仮定した場合）血流速度又は血液量が変化するときでさえ変化しない。これは、染料分子の両方が血液中に存在し、そして一緒に移動するからである。本発明者によって開発された方法は、この問題を限定する。
【００７３】
初期の染料分布と、クリアランス段階との間における分離は、強度比を使用して十分に規定される。単一の染料のみの強度を使用するとき、どの時点でクリアランス段階が始まるかを決定することはより困難である。強度曲線における最も高いデータ点は通常、近位尿細管内腔におけるより小さな分子の出現時と相関しない。したがって、染料分布及びろ過段階は、曲線の強度に関連する。多光子顕微鏡法の使用はかかる相関を可能とし、そしてそれは非常に有益である。
【００７４】
サイズ分布又は分子量の観点において、デキストランの純度は極めて重要であると考えられる。さらに、分子量の分布は、どの程度十分にＧＦＲが測定され得るかに関して重要な役割を果たす。デキストランは医学的利用に広範囲で使用されるが、これらの従来の利用は本発明における使用に要求されるより厳しいサイズ制御が必要ではなかった。
【００７５】
図７において、ボーラス注入後の２匹のラットから得られる強度値のプロットが図示される。一のラットは、３ｋＤ ＦＩＴＣデキストラン及び５００ ｋＤテキサスレッド（登録商標）デキストランの混合物を注入された。第二のラットは、２０ｋＤ ＦＩＴＣデキストランと、５００ｋＤテキサスレッド（登録商標）デキストランとを注入された。当該プロットは、３ｋＤ／５００ｋＤの蛍光比の曲線において早期の減少を示す。これは、間質腔への移動を伴う迅速なクリアランスを示唆する。しかしその相当な部分は、図８に示された肝臓画像の１０ｋＤデキストランデータから見られる非腎臓性血漿クリアランスに起因する。
【００７６】
図８は、（両方の腎臓を除去した）一対の無腎ラットから得た。ラットの一方は、１０ｋＤ ＦＩＴＣデキストラン、及び５００ｋＤテキサスレッド（登録商標）デキストランの混合物を注入された。他方のラットは、２０ｋＤ ＦＩＴＣデキストランと５００ｋＤテキサスレッド（登録商標）デキストランとの混合物を注入された。１０ｋＤ／５００ｋＤの比率の曲線は、１０ｋＤデキストランの非腎臓性血漿クリアランスが相当量存在するという明確な証拠が存在することを示している。その一方で、糸球体によってろ過され得る２０ｋＤａのデキストランは、最少の非腎臓性血漿クリアランスを示す。したがって、それはＧＦＲを決定するために使用され得る。
【００７７】
さらに、２画分動態モデルと共に、レポーター分子として３ｋＤ〜５ｋＤのより小さな分子が、器官の機能を測定するために使用され得る。したがって本発明者は、ろ過された分子の好ましい分子量は、３ｋＤ〜５００ｋＤの、より好ましくは３〜１５０ｋＤの、さらにより好ましくは３ｋＤ〜７ｋＤの、さらにより好ましくは３ｋＤ〜７０ｋＤの、さらにより好ましくは３ｋＤ〜５ｋＤの範囲内で、そして最も好ましくは約５ｋＤであると、或いは任意の範囲、又はそれらの範囲の組み合わせであると見出した。本方法はまた、既知の一般的な大きさ、例えば１０ｋＤ及び５００ｋＤのデキストランの使用を、並びにあまり一般的ではない大きさである２０ｋＤ、７０ｋＤ及び１５０ｋＤのものの使用を意図している。アミノフルオレセインデキストランが好ましい。
【００７８】
蛍光検出器
蛍光検出器２００は、データの読み込み及び報告のためのソフトウェア、装置１０を制御し、及び結果を再検討するためのユーザー・インターフェース２０２、及び蛍光性シグナル２０４を送信及び受信するための装置を含む（図９、１０、及び１２〜１４を参照）。このユニット２００は、標準的ＩＶポンプスタンドと適合するように設計されるか、又はそれはテーブルポンプ面上で操作され得る。それは、ＡＣ電源との接続無しで２時間作動可能であるバッテリーバックアップシステムを組み込んでいる。
【００７９】
ユーザー・インターフェース２０２は、任意の臨床医によって使用され得る。それは、大部分のソフトウェアユーザー・インターフェースのために、タッチスクリーン技術を含む。これは、どのようにしてデータが臨床医に示されるかにおける柔軟性を提供する。
【００８０】
多光子顕微鏡を使用する比法を完全なものとするためになされる一連の研究に基づいて、本発明者は、対象の血流に配置される光ファイバーカテーテルが蛍光分子を測定することができると見出した。多光子顕微鏡を使用する従来法は、組織がより深く貫通されているために蛍光強度が減少することに起因する、大きな変動が発生する。本明細書に開示された光ファイバーカテーテルの使用は、測定が血液中において直接に、リアルタイム又は実質的にリアルタイムでなされるため、これらの変動を排除するだろう。当該光ファイバーカテーテルは以下においてより詳細に説明される。
【００８１】
図９及び１０は、単一の多色ＬＥＤ２０６（発光ダイオード）を光源として使用する２チャンネル装置２０４を図示する。この装置２０４の目的は、どれ程蛍光性シグナルが光ファイバーエレメント２１０から戻ってくるかを決定することである。図９及び１０は、この装置において使用される光学系の略図及びコンピューターモデルの両方を示す。当該装置は、光電子増倍管（ＰＭＴ）２０８ａ、ｂを、これらの装置が周知の特性を有するために、検出器として含む。代替的に当該検出器は、光検出器、固体検出器、電荷結合素子、又は本発明の趣旨から離れることのない、任意の他の等価な装置であり得る。この装置は、ＬＥＤ及びＰＭＴ２０８ａ、ｂへ電力を提供するために、一つ以上の電力供給装置２０７、２０９、及び／又はコントローラーを有し得る。
【００８２】
光学経路２１２は、バンドパス２１６及びダイクロイックフィルター２２０による選択を通過したＬＥＤ源２０６からの光の焦点をその後、光ファイバーエレメント２１０上に合わせる。励起光はその後、光ファイバーエレメント２１０を通過して、血流中の蛍光性デキストランのおおよそのレベルをシミュレートするために選択された試験溶液へと入る。光ファイバーエレメント２１０は一般的に、直径が０．５〜１ｍｍの範囲、又はそれよりも小さい光ファイバーケーブルである。
【００８３】
一度励起されたら、少量の蛍光性シグナルはその後、光ファイバーエレメント２１０を通じて戻ってくる。当該シグナルはその後、ＰＭＴ２０８ａのカソード上に達する前に、収束レンズ２２４、二色性ビームスプリッター２２８、及びバンドパスフィルター２３２を通過する。
【００８４】
容易に検出可能である蛍光シグナルが、フルオレセイン染料に関してＰＭＴ２０８ａ、ｂから測定される。この染料は、約４９４ｎｍの励起ピークを有し、そして５１９ｎｍを中心とした広帯域の波長の光を放出する。フルオレセイン染料は、マーカー染料の一例に過ぎない。ローダミン染料が同様に使用され得る；しかしＬＥＤ源２０６は、ローダミン染料を励起するために十分な強度を有さなければならない。フルオレセイン、ローダミン、及びテキサスレッド（登録商標）のスペクトル応答を図１１において見ることができる。
【００８５】
標準的ＬＥＤに関連した狭いスペクトルバンド幅は、バックグラウンド光を減少させるために優れているが、蛍光物質をＬＥＤの鋳型に添加することに基づいた白色ＬＥＤの出現は、本装置２００において使用され得る。光源の強度、及びどの程度効率的にエネルギーが光ファイバー２１０へと送られ得るかが重要である。
【００８６】
レーザーダイオードは、ＬＥＤの代替として使用され得る。レーザーダイオードは、血流中の染料マーカー濃度を減少させる追加の光エネルギーを提供する。しかし、利用可能な波長の大部分は、フルオレセイン及びスルホローダミン１０１の好ましい蛍光分子のために理想的ではない。
【００８７】
幾つかのベンダーからのＬＥＤが評価された。幾つかのＬＥＤは、装置の要求に合致した。これらのＬＥＤは、最も優れた単位面積当たりの流速密度を提供し、そしてオフ波長バックグラウンドの優れた排除を提供するフィルターと良好に作用する。
【００８８】
フルオレセインのために、オーストリアのＲＯＩＴＨＮＥＲ ＬＡＳＥＲＴＥＣＨＮＩＫ ＧｍｂＨによって製造されたＬＥＤ４９０−０３Ｕが選択され得る。このＬＥＤは、フルオレセインの励起のために、４９０ｎｍのピーク波長を有する。このＬＥＤは、１．２ｍｗと評定される。或いは、フルオレセインのために、Ｄｕｒｈａｍ，ＮＣのＣｒｅｅ Ｉｎｃ．によって製造されたＸＲＥＢＬＵ−Ｌ１−００００−００Ｋ０１ ＬＥＤが好ましい。この部品は、優れた熱的特性を有する高出力表面実装ＬＥＤである。この適用のためのピーク波長は、３０．６ルーメンの最小フラックス出力で４８５ｎｍである。同様の特性を有するように選別され得る表面実装部は、この部分の代替であり得る。
【００８９】
スルホローダミン１０１の励起のために、北米及び全世界で販売されているＯＰＴＥＫの、ピーク波長５９５ｎｍの８２８−ＯＶＴＬ０１ＬＧＡＡＳが使用され得る。この表面実装ＬＥＤはより高い流束密度を有し、そのためそれは、波長熱ドリフトを最小化するためのより低い出力設定で作動され得る。１ｍｍ光ファイバーのための標的出力電力は、約５０マイクロワットであろう。スルホローダミン１０１の励起のために、Ｄｕｒｈａｍ，ＮＣのＣｒｅｅ Ｉｎｃ．によって製造されたＸＲＣＡＭＢ−Ｌ１−００００−００Ｋ０１ＬＥＤが好ましい。このタイプのＬＥＤは、５８５ｎｍ〜５９５ｎｍの範囲を超えるピーク波長によって分類され得る。５９０ｎｍのピーク出力が、当該適用のために選択された。これらは、優れた熱的特性を有する高出力表面実装ＬＥＤである。このＬＥＤの光束出力はまた、３０．６ルーメンである。
【００９０】
フィルターの選択は、このシステムの実行に重要である。光ファイバー２１０を通じて戻ってくる蛍光シグナルが、多桁倍だけ励起エネルギーより小さいため、フィルターブロッキング及びバンドパスの特性は、適切な実行のために重要である。顕微鏡及び他の適用において長年使用されている蛍光マーカーは、当技術分野において周知である。したがって、優れたフィルターセットが多くの製造業者、例えば米国のＳＥＭＲＯＣＫから入手可能である。これらのフィルターは、本適用において理想的である。
【００９１】
蛍光シグナル２０４を送信及び受信するための２つの追加の装置が、本発明者によって意図されている。これらの装置は図１２及び１３において示され、そして改善された光学的形状（ｏｐｔｉｃａｌ ｇｅｏｍｅｔｒｙ）を目的とする。単一チャンネル装置を図１２に示す。単一チャンネル装置の目的の一つは、シグナル対バックグラウンド比を改善し、そして全血液中における蛍光標識されたデキストランの標的シグナル強度を決定することである。改善された光学的形状は、１桁超バックグラウンドレベルを有意に減少させた。この新規光学的形状及びファイバー結合は、我々に３０：１のシグナル対バックグラウンド比を提供した。
【００９２】
図１２は、単一チャンネル光学系のブロック図である。図１２に示された単一チャンネル装置は、単純な光学的設計を使用する。４９０ｎｍのＬＥＤ２０６からの光は、バンドパスダイクロイックフィルター２２０を通じて中継され、その後光ファイバー表面実装アダプター（ＳＭＡ）コネクター２４４上に焦点を合わせられる。単純集光レンズエレメント２４０は、０．５〜１ｍｍの小さな光ファイバー標的２１０上に焦点を合わせる能力を制限する、球面収差を最小化するために使用される。ファイバーレンズ２２４は、光源光のための最後の集束エレメント、及び蛍光発光のための最初のコリメータの両方として働く。蛍光発光の光は、ダイクロイックフィルター２２０を通じて再度中継され、そしてＰＭＴ２０８上へと再度焦点を合わせられる。ＰＭＴ２０８上の標的サイズは重要ではないため、単純両凸レンズ２４８はこのために使用され、そしてＦＩＴＣ発光フィルターはバンドパスフィルターとして提供される。コンポーネント構造物中において優れた光吸収性コーティング材を利用することによって、この系における光及び反射を迷走（ｓｔｒａｙ）させることについて特に注意が払われる。
【００９３】
図１３及び１４において、２チャンネル光学系が示される。単一チャンネル設計において選択されたものと同様のコンポーネントが２チャンネル設計において使用される。主要な差異は、ホルダー２５４ａ、ｂ内の追加のダイクロイックフィルターが存在する点、並びに４９０ｎｍ ＬＥＤ２０６ａ及び５９５ｎｍ ＬＥＤ２０６ｂからの光を結集させるために使用されるスペーサー２５６ａ、ｂによって、メインブロック２５５から間隔を空けられている点である。各々の源は、ホルダー２４２ａ、ｂ内に存在する、それ自身の集光レンズアセンブリ２４０ａ、ｂ、及びバンドパスフィルター２１６ａ、ｂ、５９５ｎｍフィルター及び４９０ｎｍフィルターをそれぞれ利用する。ＬＥＤ２０６ａ、ｂからの光線はその後、特殊なデュアルバンドダイクロイックフィルター２５２を通じて中継され、その後レンズ２２４によってファイバー結合器２４４上へ、特に光ファイバー標的２１０上へ焦点を合わせられる。このデュアルバンドフィルターは、ＳＥＭＲＯＣＫから容易に入手可能である。両蛍光分子からの発光はその後、光ファイバー２１０を通じて反対方向に進行する。ファイバーレンズ２２４は、ホルダー２５８及びリング２６２内でメインブロック２５５と接続され、そしてデュアルバンド・ダイクロイックフィルターを通じた反対方向の中継、及びその後、最後の発光ダイクロイックフィルター２２８を使用して好適なＰＭＴ２０８ａ、ｂへと分裂させるために、この光を平行とするために使用される。各々のＰＭＴアセンブリ２０８ａ、ｂは、最終集束レンズ２４８ａ、ｂ、並びにホルダー２６０ａ、ｂ内の発光フィルター２３２ａ、ｂ、好ましくはＦＩＴＣ発光フィルター及びスルホローダミン１０１発光フィルターの各々、並びにＰＭＴアダプター２６２ａ，ｂを有する。メインブロック２５５は、密封プレート２６４ａ、ｂ、及びガスケット２６６ａ、ｂによって、留め具２６８を用いて密閉される。
【００９４】
電気回路は、ＬＥＤ２０６ａ、ｂへの両方のパルス繰返し数（ｐｕｌｓｅ ｒａｔｅ）を調節するための、及びＰＭＴ２０８ａ、ｂからの読み込みに同時性を持たせるためのマイクロコントローラーを含む。ＬＥＤ２０６ａ、ｂは、１００Ｈｚの周波数で短時間電圧をかけられる。２つの蛍光性マーカーを通過する幾つかの出血を排除する、ＬＥＤ２０６ａ、ｂの両方は照明されない。高速１６ビットアナログ／デジタル変換器は、ＰＭＴ２０８ａ、ｂを読み込み、そしてデータを平均化するために使用される。ラップトップコンピューターが、このシステムのソフトウェアコンポーネントのために使用され得るか、又は、電気回路、マイクロコントローラー、及びソフトウェアは、蛍光検出器２００に内蔵され得る。
【００９５】
数学的モデル
２つの標識化されたデキストラン分子の強度比からＧＦＲを計算するために、２コンパートメント数学モデルが使用され得る。このモデルは、外部コンピューターに、又は蛍光検出器２００内に記憶され得るソフトウェア中に含まれ得る。或いは、当該数学モデルは、装置に対して内部又は外部のいずれかに存在する、ハードウェアに組み込まれた電気回路であり得る。
【００９６】
ＧＦＲ及び明確な分布容積は、単回ボーラス注入によりによって静脈内投与された蛍光標識されたデキストラン分子の血漿中における消失を観測することによって測定さ得る。図１５は、３コンポーネントモデルとしても知られている、広く使用される２コンパートメントモデルを示す。対象とする２コンパートメントは、血管腔及び間質腔である。本モデルのための基本的前提は、ボーラス注入後に、注入されたリポーター分子は血管腔から間質腔へと分布するが、マーカー分子は血管腔内に保持されるということである。レポーター分子の血漿除去は、血管腔からのみ生じる。
【００９７】
血漿クリアランス速度及びコンパートメント間クリアランス速度をそれぞれＧ及びｋで示す。血管腔及び間質腔の仮想容積をそれぞれＶ1及びＶ2で示す。Ｓａｐｉｒｓｔｅｉｎ他によって実証された通り（Ｓａｐｉｒｓｔｅｉｎ，Ｌ．Ａ．，Ｄ．Ｇ．Ｖｉｄｔ，ｅｔ ａｌ．（１９５５）．”Ｖｏｌｕｍｅｓ ｏｆ ｄｉｓｔｒｉｂｕｔｉｏｎ ａｎｄ ｃｌｅａｒａｎｃｅｓ ｏｆ ｉｎｔｒａｖｅｎｏｕｓｌｙ ｉｎｊｅｃｔｅｄ ｃｒｅａｔｉｎｉｎｅ ｉｎ ｔｈｅ ｄｏｇ．”Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｙ １８１（２）：３３０−６）、Ｖ1における単位時間当たりの量変化は、以下の式によって与えられる。
【００９８】
【数２】
【００９９】
全注入量Ｄは、以下の式：
【０１００】
【数３】
【０１０１】
［式中、
Ｃ1及びＣ2はそれぞれ、血管腔及び間質腔におけるレポーター分子の濃度を示す］
として表され得る。
【０１０２】
上の２つの方程式の結合は、二次線形微分方程式を与える（Ｓａｐｉｒｓｔｅｉｎ，Ｖｉｄｔ ｅｔ ａｌ．１９５５）。
【０１０３】
【数４】
【０１０４】
方程式（４）に対する一般解は、以下の方程式（５）：
【０１０５】
【数５】
【０１０６】
［式中、減衰（ｄｅｃａｙ）定数α及びβは、ｋ、Ｇ、Ｖ1及びＶ2で表され得る］
で表される二重指数関数である（Ｓａｐｉｒｓｔｅｉｎ，Ｌ．Ａ．，Ｄ．Ｇ．Ｖｉｄｔ，ｅｔ ａｌ．（１９５５）．”Ｖｏｌｕｍｅｓ ｏｆ ｄｉｓｔｒｉｂｕｔｉｏｎ ａｎｄ ｃｌｅａｒａｎｃｅｓ ｏｆ ｉｎｔｒａｖｅｎｏｕｓｌｙ ｉｎｊｅｃｔｅｄ ｃｒｅａｔｉｎｉｎｅ ｉｎ ｔｈｅ ｄｏｇ．”Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｙ １８１（２）：３３０−６）。
【０１０７】
Ｖ1におけるコンパートメント間混合が完了する前に、コンパートメント間運動が無視可能であると仮定すると、以下の２つの境界条件がｔ＝０において有効となる：Ｃ0＝Ｄ／Ｖ1及びＣ2＝０。
【０１０８】
方程式（２）、（３）、（５）、及び２つの境界条件から、我々は以下：
【０１０９】
【数６】
【０１１０】
［式中、全細胞外分布容積Ｖdは、Ｖ1とＶ2との合計である］
を導くことができる。
【０１１１】
パラメーターＡ、Ｂ、α及びβは、実験データを方程式（５）に当てはめることによって得られる。
【０１１２】
実際面において我々は、マーカー分子を使用してＶ1を得ることができる。濃度と蛍光強度との間の直線関係がレポーター分子において適用できる場合、方程式（５）はその後、以下：
【０１１３】
【数７】
【０１１４】
［式中、
Ｆ1は時間の関数としてのレポーター分子の蛍光強度であり、Ａ1及びＢ1は定数である］
と書き換えられ得る。
【０１１５】
したがって、方程式（６）及び（８）は以下：
【０１１６】
【数８】
【０１１７】
［式中、
方程式（１０）は、単一の自由にろ過可能なレポーター分子種からのＧＦＲを表し、そして方程式（１１）は、単一の自由にろ過可能なレポーター分子種に関連する分布容積を表す］
のように書き換えられ得る。
【０１１８】
さらに、当該マーカーの蛍光性は、経時的に一定であり、方程式（９）はまた、マーカー分子を超えるレポーター分子の蛍光比の観点で表現され得る。したがって、双指数関数方程式は：
【０１１９】
【数９】
【０１２０】
［式中、
Ｒ（ｔ）は、マーカー分子を超えるレポーター分子の蛍光比である］
となる。
【０１２１】
定数Ａ2、Ｂ2、α、及びβは、上の方程式へ実験データを当てはめることによって得られる。したがって、クリアランスＧＦＲ及び全分布容積は、以下：
【０１２２】
【数１０】
【０１２３】
［式中、
方程式（１３）は、自由にろ過可能なレポーター分子種と、より大きなマーカー分子種との間の強度比からのＧＦＲを示し、そして方程式（１１）は、自由にろ過可能なレポーター分子種と、より大きなマーカー分子種からと関連した分布容積を示す］
として表現され得る。
【０１２４】
明らかに、コンパートメント間容積変化率がゼロに接近するとき、このモデルは単一コンパートメントモデルとなる。しかし、血漿クリアランスレベルが増大するとき、この単一指数関数近似はＧＦＲの過大評価をもたらし得ることが示された（Ｓｃｈｗａｒｔｚ，Ｇ．Ｊ．，Ｓ．Ｆｕｒｔｈ，ｅｔ ａｌ．（２００６）．”Ｇｌｏｍｅｒｕｌａｒ ｆｉｌｔｒａｔｉｏｎ ｒａｔｅ ｖｉａ ｐｌａｓｍａ ｉｏｈｅｘｏｌ ｄｉｓａｐｐｅａｒａｎｃｅ：ｐｉｌｏｔ ｓｔｕｄｙ ｆｏｒ ｃｈｒｏｎｉｃ ｋｉｄｎｅｙ ｄｉｓｅａｓｅ ｉｎ ｃｈｉｌｄｒｅｎ．”Ｋｉｄｎｅｙ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ ６９（１１）：２０７０−７；Ｙｕ，Ｗ．，Ｒ．Ｍ．Ｓａｎｄｏｖａｌ，ｅｔ ａｌ．（２００７）．”Ｒａｐｉｄ ｄｅｔｅｒｍｉｎａｔｉｏｎ ｏｆ ｒｅｎａｌ ｆｉｌｔｒａｔｉｏｎ ｆｕｎｃｔｉｏｎ ｕｓｉｎｇ ａｎ ｏｐｔｉｃａｌ ｒａｔｉｏｍｅｔｒｉｃ ｉｍａｇｉｎｇ ａｐｐｒｏａｃｈ．”Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｙ−Ｒｅｎａｌ Ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｙ２９２（６）：Ｆ１８７３−８０）。
【０１２５】
光学カテーテル
図１６及び１７に、本発明を用いた使用のためのカテーテル３００が示される。カテーテル３００は、光ファイバー挿入ツール３０４、デュアルポート管腔３０８、及びフレンチ（Ｆｒｅｎｃｈ）５〜８サイズイントロデューサー３１２を含む。標準的１ｍｍプラスティック光ファイバーケーブル３１６は、イントロデューサー３１２と一緒になった管腔３０８を一緒になった挿入具３０４の組み合わせによって規定される導管（ｐａｓｓａｇｅｗａｙ）３２０を通じて挿入され得る。したがって、これらのコンポーネントの各々は、チューブ状形態のものである。好ましくは、０．７５ｍｍ光ファイバーケーブルが、導管３２０を通じて挿入される。直径０．７５ｍｍは、標準的１８ゲージイントロデューサーの使用を許容するためにのみ選択された。
【０１２６】
挿入具３０４は、第二のチューブ状部材３２８内にスライド可能である第一のチューブ状部材３２４を含む。流体封入シールが、第一チューブ状部材３２４及び光ファイバーケーブル３１６のそれぞれに関して、ｏ−リング３３２によって第二チューブ状部材３２８の反対末端に提供される。光ファイバーケーブル３１６は、しっかりと固定されるか、または挿入具３０４内に、挿入具３０４の反対末端においてシール３３６によって固定される。
【０１２７】
挿入具３０４は、管腔３０８上のポート３４０ａの一つと連結される。ホモスタティック（Ｈｏｍｏｓｔａｔｉｃ）シール３４４ａ、ｂは、ポート３４０ａ、ｂ上に配置される。他方のポート３４０ｂは、蛍光分子のボーラス注入又は連続的注入を提供し得る。管腔３０８の反対末端のルアーコネクター３４８は、対象とイントロデューサー３１２で連結する。
【０１２８】
光ファイバーケーブル３１６は、発光及び励起の光送達及び回収のために、単一又は多重単一ファイバーを含み得る。光ファイバーケーブル３１６は、第二のチューブ状部材３２８を通じて、第一チューブ状部材３２４、及び、カテーテル３００から伸長可能である光ファイバーケーブル３１６を押圧することによって、対象の静脈３５２内へ挿入される。光ケーブル３１６は、ルアーコネクタ−３４８を通るイントロデューサー３１２を通過して対象を横切り、対象の静脈３５２へと入る。光ファイバーケーブル３１６は、対象の静脈３５２へと挿入される末端において小さい固定屈曲を有し得る。この屈曲は、組織を貫通し、そして静脈内における光ファイバーケーブル３１６の妨害を最小化するために有用である。
【０１２９】
使用上において、評価のために、蛍光検出器２００へ対象の静脈で生じたシグナル（単数又は複数）を伝達するために、光ファイバーケーブル３１６は、蛍光検出器２００の光ファイバーケーブル２１０の延長上にあるか、又は通信がなされている。
【０１３０】
本発明は、腎臓機能を定量化するための特有且つ新規の方法、及び装置を開示するだけではなく、肝機能を定量的に決定する特有の方法を提示する。例えば、より大きな分子量のマーカー分子、及びより小さい分子量のレポーター分子の染料組成物は、対象へと注入され、そしてレポーター分子とマーカー分子の減少の比が、腎臓機能を検出するために使用される。より小さいレポーター分子は、腎臓によってろ過され、一方でマーカー分子は血管系内に残存される。マーカー分子とシグナル分子との妥当な比が検出されるために、マーカー分子は、診断試験中において比較的一貫したレベルで血液内に残存しなければならない。最終的に、より長い時間スケール（通常１２〜２４時間）において、マーカー分子は通常、腎臓の代わりに肝臓によって、血管系から吸収且つ処理されるだろう。本明細書において新規方法及び装置が記載されており、それにより、相対的肝臓機能及び健康状態が、経時的に、マーカー分子の絶対的減少を測定することによって定量的に決定され得る。本方法は、肝臓の健康状態と相関する任意のスケールでの定量的な値を提供することによって、他の方法を超える利点を有するであろう。結果として、医療の専門家は、すぐれた治療を患者に提供し、且つ特定の薬剤の適切な投与量を予測することが可能である、新規ツールを提供されるだろう。本方法は、以前に記載された装置と同一のものを使用し得、そして以前に記載された染料組成物と同一のものを利用し得るが、それは、追加の機能及び有用性を提供するために、以下の方程式：
【０１３１】
【数１１】
【０１３２】
を使用して結果を分析する方法を提供するだろう。
【０１３３】
特定の実施形態が図示され且つ説明されるが、多くの改良が本発明の趣旨から著しく離れることなく想到され、そして保護の範囲は、添付の特許請求の範囲によってのみに限定される。
【特許請求の範囲】
【請求項１】
器官機能を分析するための、哺乳動物対象の血管系への導入のための組成物であって：
レポーター分子；及び
マーカー分子を含み、ここで前記レポーター分子及び前記マーカー分子は分子特性を共有し、前記レポーター分子の分子特性は第一の性質を有し、そして前記マーカー分子の分子特性は前記第一の性質と区別可能な第二の性質を有する、前記組成物。
【請求項２】
前記分子特性が、分子量、分子の大きさ、分子の形、分子の電荷、化合物及び無線周波数から成る群から選択される、請求項１に記載の組成物。
【請求項３】
前記レポーター分子が第一の蛍光特性を有し、そして前記マーカー分子が第二の蛍光特性を有する、請求項１に記載の組成物。
【請求項４】
前記レポーター分子が第一の蛍光特性を有し、そして前記マーカー分子が第二の蛍光特性を有し、ここで前記第一の蛍光特性及び前記第二の蛍光特性が区別可能である、請求項１に記載の組成物。
【請求項５】
前記レポーター分子が第一の蛍光特性を有し、そして前記マーカー分子が第二の蛍光特性を有し、ここで前記第一の蛍光特性は第一の蛍光励起波長及び第一の蛍光発光波長であり、前記第二の蛍光特性は第二の蛍光励起波長及び第二の蛍光発光波長であり、前記第一及び第二の蛍光励起波長、並びに前記第一及び第二の蛍光発光波長が等しくない、請求項１に記載の組成物。
【請求項６】
前記分子特性が分子量であり、そして前記レポーター分子は第一の分子量を有し、前記第一の分子量は前記マーカー分子の第二の分子量未満である、請求項１に記載の組成物。
【請求項７】
前記第二の分子量が、ヒトの腎臓によるマーカー分子のろ過に抵抗するために十分に大きい、請求項６に記載の組成物。
【請求項８】
前記第一の分子量が、適切に機能する哺乳動物の腎臓によってろ過される大きさである、請求項６に記載の組成物。
【請求項９】
前記第一の分子量は、前記レポーター分子が適切に機能する哺乳動物の腎臓によって速やかにろ過される大きさであり、そして前記第二の分子量は、哺乳動物の腎臓によるマーカー分子のろ過に抵抗するために十分に大きい、請求項６に記載の組成物。
【請求項１０】
前記第一の分子量が前記第二の分子量よりも実質的に小さい、請求項６に記載の組成物。
【請求項１１】
前記第一の分子量が１ｋＤ〜５００ｋＤ、３ｋＤ〜１５０ｋＤ、１０ｋＤ〜１５０ｋＤ、１０ｋＤ〜７０ｋＤ、及び２０ｋＤ〜７０ｋＤから成る範囲の群から選択される、請求項６に記載の組成物。
【請求項１２】
前記第一の分子量が５００ｋＤ未満である、請求項６に記載の組成物。
【請求項１３】
前記第一の分子量が１ｋＤ〜５００ｋＤである、請求項６に記載の組成物。
【請求項１４】
前記第一の分子量が３ｋＤ〜１５０ｋＤである、請求項６に記載の組成物。
【請求項１５】
前記第一の分子量が３ｋＤ〜７０ｋＤである、請求項６に記載の組成物。
【請求項１６】
前記第一の分子量が３ｋＤ〜２０ｋＤである、請求項６に記載の組成物。
【請求項１７】
前記第一の分子量が約５ｋＤである、請求項６に記載の組成物。
【請求項１８】
前記レポーター分子がデキストランである、請求項１に記載の組成物。
【請求項１９】
前記マーカー分子がデキストランである、請求項１に記載の組成物。
【請求項２０】
前記レポーター分子がアミノフルオレセインデキストランである、請求項１に記載の組成物。
【請求項２１】
前記マーカー分子が、前記器官によってろ過されない、より大きなスルホローダミン１０１デキストランである、請求項１に記載の組成物。
【請求項２２】
前記レポーター分子がフルオレセインイソチオシアネート−イヌリンである、請求項１に記載の組成物。
【請求項２３】
前記マーカー分子が約０の糸球体ふるい係数を有する、請求項１に記載の組成物。
【請求項２４】
前記マーカー分子が、哺乳動物の腎臓によって実質的に分泌され、再吸収され、又はろ過されない、請求項１に記載の組成物。
【請求項２５】
前記マーカー分子が糸球体ろ過障壁を通過することができない、請求項１に記載の組成物。
【請求項２６】
前記レポーター分子及び前記マーカー分子が、フルオレセインと結合したデキストランである、請求項１に記載の組成物。
【請求項２７】
前記レポーター分子及び前記マーカー分子が、フルオレセインと結合したデキストランであり、そして前記レポーター分子のフルオレセインが、前記マーカー分子の蛍光励起波長と等しくない蛍光励起波長を有する、請求項１に記載の組成物。
【請求項２８】
前記レポーター分子が糸球体ろ過障壁を通過することができる、請求項１に記載の組成物。
【請求項２９】
哺乳動物の腎臓の作動状態を分析するための装置であって：
蛍光分子源；
血管系への、前記蛍光分子の導入手段；
前記血管系内に存在する前記蛍光分子の測定手段；及び
前記血管系内に存在する前記測定された蛍光分子の報告手段
を含む、前記装置。
【請求項３０】
前記導入手段がカテーテルを含む、請求項２９に記載の装置。
【請求項３１】
前記測定手段が、検出器と通信している光ファイバーを含む、請求項２９に記載の装置。
【請求項３２】
前記報告手段が、前記血管系内で測定された２つ以上のフルオレセイン間の強度比を決定することを含む、請求項２９に記載の装置。
【請求項３３】
前記蛍光分子源が複数の蛍光性結合分子を含む、請求項２９に記載の装置。
【請求項３４】
方程式：
【数１】
［式中、
Ｖlは血管腔の仮想容積であり；Ａ2及びＢ2は定数であり；αは高速相減衰定数であり；及びβは低速相減衰定数である］
に従って、糸球体ろ過率を計算する手段をさらに含む、請求項２９に記載の、哺乳動物の腎臓の作動状態を分析するための装置。
【請求項３５】
方程式：
【数２】
［式中、
Ｖdは、合計の細胞外容積であり；Ｖlは血管腔の仮想容積であり；Ａ2及びＢ2は定数であり；αは高速相減衰定数であり；及びβは低速相減衰定数である］
を利用して、糸球体ろ過率を計算する手段をさらに含む、請求項２９に記載の、哺乳動物の腎臓の作動状態を分析するための装置。
【請求項３６】
哺乳動物の腎臓の作動状態を分析するための装置であって：
第一の蛍光分子へ第一の励起波長を提供する光学的手段；及び
前記第一の励起波長に応答する、前記第一の蛍光分子からの発光の測定手段
を含む、前記装置。
【請求項３７】
前記光学手段が、第二の蛍光分子へ第二の励起波長を放射する、請求項３６に記載の装置。
【請求項３８】
前記第二の励起波長に応答する、前記第二の蛍光分子からの発光の測定手段をさらに含む、請求項３７に記載の装置。
【請求項３９】
前記第一の蛍光分子からの前記発光と、前記第二の蛍光分子からの前記発光との比の計算手段をさらに含む、請求項３７に記載の装置。
【請求項４０】
前記比の報告手段をさらに含む、請求項３９に記載の装置。
【請求項４１】
血管系内の、複数の蛍光性糸球体ろ過率分子の相対的な量を測定するための光学装置であって：
第一の蛍光励起波長源；
前記蛍光励起波長が通過する送達光学経路；
前記蛍光励起波長が送達される励起部位；
放出された蛍光シグナルが通過する、復路の光学経路；及び
放出された蛍光シグナルの強度の検出手段
を含む、前記光学装置。
【請求項４２】
第二の蛍光励起波長源をさらに含む、請求項４１に記載の光学装置。
【請求項４３】
前記検出手段が、光電子増倍管、光検出器、固体検出器、及び電荷結合素子から成る群から選択される、請求項４１に記載の光学装置。
【請求項４４】
前記励起部位が光ファイバーケーブルを含む、請求項４１に記載の光学装置。
【請求項４５】
血管系内の、複数の蛍光性糸球体ろ過率分子の相対的な量を測定するための光学装置であって：
第一の蛍光励起波長源；
第二の蛍光励起波長源；
前記第一及び第二の蛍光励起波長が通過する送達光学経路；
前記第一及び第二の蛍光励起波長が送達される励起部位；
第一の放出された蛍光シグナル及び第二の放出された蛍光シグナルが、前記励起部位から通過する、復路の光学経路；
前記第一の放出された蛍光シグナルの強度の第一検出手段；及び
前記第二の放出された蛍光シグナルの強度の第二検出手段
を含む、前記光学装置。
【請求項４６】
前記第一又は第二の蛍光励起波長の少なくとも一方を、前記励起部位へと焦点を合わせるための第一のレンズをさらに含む、請求項４５に記載の光学装置。
【請求項４７】
前記第一又は第二の放出された蛍光シグナルの少なくとも一方を、前記第一又は第二検出手段の一方に焦点を合わせるための第二のレンズをさらに含む、請求項４６に記載の光学装置。
【請求項４８】
前記第一又は第二の放出された蛍光シグナルを、前記第一又は第二の検出手段の他方へと焦点を合わせるための第三のレンズをさらに含む、請求項４７に記載の光学装置。
【請求項４９】
前記第一の蛍光励起波長と関連する収差を最小化するための、第一の集束レンズをさらに含む、請求項４５〜４８のいずれか一項に記載の光学装置。
【請求項５０】
前記第二の蛍光励起波長と関連する収差を最小化するための、第二の集束レンズをさらに含む、請求項４９に記載の光学装置。
【請求項５１】
前記送達光学経路内に、第一のダイクロイックフィルターをさらに含む、請求項４５〜５０のいずれか一項に記載の光学装置。
【請求項５２】
前記復路の光学経路内に、第二のダイクロイックフィルターをさらに含む、請求項４５〜５１のいずれか一項に記載の光学装置。
【請求項５３】
前記送達光学経路と前記復路の光学経路との間に配置された、第三のダイクロイックフィルターをさらに含む、請求項４５〜５２のいずれか一項に記載の光学装置。
【請求項５４】
腎臓の作動状態の分析における使用のためのカテーテルであって：
遠位末端の反対に近接端を有し、且つ導管を規定するチューブ状主要部材：及び、
前記遠位末端から伸長可能な光ファイバーケーブル
を含む、前記カテーテル。
【請求項５５】
前記チューブ状部材と一端で接続され、且つ血管系へと挿入可能な反対の端を有するイントロデューサーをさらに含む、請求項５４に記載のカテーテル。
【請求項５６】
挿入具をさらに含む、請求項５４に記載のカテーテル。
【請求項５７】
一本の前記光ファイバーケーブルが前記挿入具内に流体封入される、請求項５４に記載のカテーテル。
【請求項５８】
前記挿入具が、第二のチューブ状部材内にスライド可能である第一のチューブ状部材を含む、請求項５７に記載のカテーテル。
【請求項５９】
前記第一及及び第二のチューブ状部材が流体密閉される、請求項５８に記載のカテーテル。
【請求項６０】
前記光ファイバーケーブルが、前記第一のチューブ状部材の一部に固定される、請求項５９に記載のカテーテル。
【請求項６１】
前記光ファイバーケーブルが、前記カテーテル内にスライド可能であり、且つそれから伸長可能である、請求項６０に記載のカテーテル。
【請求項６２】
前記光ファイバーケーブルが、血管系へ挿入可能である、遠位末端における屈曲を含む、請求項６１に記載のカテーテル。
【請求項６３】
第二のチューブ状部材で密閉され、且つその中へスライド可能である、第一のチューブ状部材を含む挿入具をさらに含み、前記光ファイバーケーブルが前記第一のチューブ状部材の一部によって捕捉され、前記挿入具が前記チューブ状主要部材のポートへ連結され、ここで前記光ファイバーケーブルは前記挿入具を貫通し、そして前記チューブ状主要部材へと入り、前記チューブ状主要部材がコネクターによって前記イントロデューサーへと連結され、前記第一及び第二のチューブ状部材間の相対的運動時において、前記光ファイバーケーブルが前記イントロデューサーから伸長可能である、請求項５４に記載のカテーテル。
【請求項６４】
腎臓の作動状態の分析における使用のためのカテーテルであって、
光ファイバーケーブル；
第二のチューブ状部材に密閉され、且つそれと共に相対的運動が可能である第一のチューブ状部材を有する、一本の前記光ファイバーケーブルについての光ファイバー挿入具、ここで前記光ファイバーケーブルは、前記第一のチューブ状部材による運動が前記光ファイバーケーブルへの運動に移行するように、前記第一のチューブ状部材の一部に取り付けられている；並びに
前記挿入具に密閉されたチューブ状本体、ここで前記光ファイバーケーブルは、前記チューブ状本体中の導管を通過し、且つ前記第一及び第二チューブ状部材間の相対的運動時においてそれから伸長可能である、前記チューブ状本体
を含む、前記カテーテル。
【請求項６５】
前記チューブ状本体へと接続されるイントロデューサーをさらに含み、前記イントロデューサーが血管系内に挿入可能であり、且つ前記光ファイバーケーブルがそれから伸長可能である、請求項６４に記載のカテーテル。
【請求項６６】
前記光ファイバーケーブルが一端で屈曲を有し、前記一端が血管内に挿入可能である、請求項６４に記載のカテーテル。
【請求項６７】
哺乳動物の腎臓における糸球体ろ過率の測定方法であって、以下のステップ：
複数の第一の蛍光分子を提供し；
複数の第二の蛍光分子を提供し；
前記第一の蛍光分子及び前記第二の蛍光分子を哺乳動物対象の血流へ導入し；
第一の蛍光励起波長を用いて前記第一の蛍光分子を励起し、第一の蛍光発光波長を有する第一の蛍光発光シグナルを発生させ、そして第二の蛍光励起波長を用いて前記第二の蛍光分子を励起し、第二の蛍光発光波長を有する第二の蛍光発光シグナルを発生させ；
前記導入ステップの後に、前記第一の蛍光発光シグナルの強度、及び前記第二の蛍光発光シグナルの強度を測定し；並びに、
前記第一の蛍光発光シグナルの強度と、前記第二の蛍光発光シグナルの強度との比を計算すること
を含む、前記方法。
【請求項６８】
前記測定及び計算ステップが、既定の間隔で行われ、そして少なくとも実質的にリアルタイムで報告される、請求項６７に記載の方法。
【請求項６９】
哺乳動物器官の糸球体ろ過率の測定方法であって、以下のステップ：
複数のレポーター分子及び複数のマーカー分子を、既定の比率で含む液体を提供し；
前記液体を対象の血管系へ導入し；並びに
前記対象の血管系内における経過時間後、前記レポーター及びマーカー分子の各々の特性を測定すること
を含む、前記方法。
【請求項７０】
以下のステップ：
前記測定ステップ後、前記レポーター分子の特性と前記マーカー分子の特性との比を計算すること
をさらに含む、請求項６９に記載の方法。
【請求項７１】
以下のステップ：
前記比率を報告すること
をさらに含む、請求項７０に記載の方法。
【請求項７２】
前記報告ステップが、複数の経過時間において行われる、請求項７１に記載の方法。
【請求項７３】
前記計算及び報告ステップが、少なくとも実質的にリアルタイムで行われる、請求項７２に記載の方法。
【請求項７４】
前記レポーター分子が、糸球体ろ過障壁を通過することができる、請求項６９に記載の方法。
【請求項７５】
前記マーカー分子が、糸球体ろ過障壁をレポーター分子ほど通過することができない、請求項６９に記載の方法。
【請求項７６】
前記レポーター分子及び前記マーカー分子がフルオレセインである、請求項７０に記載の方法。
【請求項７７】
前記レポーター分子及び前記マーカー分子がデキストランを含む、請求項７１に記載の方法。
【請求項７８】
前記マーカー分子が、前記レポーター分子よりも大きな分子量を有する、請求項６９に記載の方法。
【請求項７９】
前記レポーター分子が１ｋＤ〜１５０ｋＤの分子量を有する、請求項７８に記載の方法。
【請求項８０】
前記マーカー分子が１００ｋＤ超の分子量を有する、請求項７８に記載の方法。
【請求項８１】
哺乳動物の腎臓における糸球体ろ過率の測定方法であって、以下のステップ：
既知の波長を有する光源を提供し；
蛍光分子を前記光源へ曝露し、ここで前記蛍光分子は、既定の時間で哺乳動物対象の血管系内において励起され；並びに
前記励起された蛍光分子の特性を測定すること、ここで前記特性は、前記血管系の状態と相関性を有する、
を含む、前記方法。
【請求項８２】
方程式：
【数３】
［式中、
Ｖlは血管腔の仮想容積であり；Ａ2及びＢ2は定数であり；αは高速相減衰定数であり；並びにβは低速相減衰定数である］
に従って、糸球体ろ過率を計算するステップをさらに含む、請求項８１に記載の方法。
【請求項８３】
方程式：
【数４】
［式中、
Ｄは前記蛍光分子内のレポーター分子の容積であり；Ｃ2は前記蛍光分子からのマーカー分子の血漿濃度であり；Ａ及びＢは定数であり；αは高速相減衰定数であり；並びにβは低速相減衰定数である］
に従って、糸球体ろ過率を計算するステップをさらに含む、請求項８１に記載の方法。
【請求項８４】
方程式：
【数５】
［式中、
Ｖｄは全体の細胞外容積であり；Ｖ１は血管腔の仮想容積であり；Ａ２及びＢ２は定数であり；αは高速相減衰定数であり；並びにβは低速相減衰定数である］
を利用して、糸球体ろ過率を計算するステップをさらに含む、請求項８１に記載の方法。
【請求項１】
器官機能を分析するための、哺乳動物対象の血管系への導入のための組成物であって：
レポーター分子；及び
マーカー分子を含み、ここで前記レポーター分子及び前記マーカー分子は分子特性を共有し、前記レポーター分子の分子特性は第一の性質を有し、そして前記マーカー分子の分子特性は前記第一の性質と区別可能な第二の性質を有する、前記組成物。
【請求項２】
前記分子特性が、分子量、分子の大きさ、分子の形、分子の電荷、化合物及び無線周波数から成る群から選択される、請求項１に記載の組成物。
【請求項３】
前記レポーター分子が第一の蛍光特性を有し、そして前記マーカー分子が第二の蛍光特性を有する、請求項１に記載の組成物。
【請求項４】
前記レポーター分子が第一の蛍光特性を有し、そして前記マーカー分子が第二の蛍光特性を有し、ここで前記第一の蛍光特性及び前記第二の蛍光特性が区別可能である、請求項１に記載の組成物。
【請求項５】
前記レポーター分子が第一の蛍光特性を有し、そして前記マーカー分子が第二の蛍光特性を有し、ここで前記第一の蛍光特性は第一の蛍光励起波長及び第一の蛍光発光波長であり、前記第二の蛍光特性は第二の蛍光励起波長及び第二の蛍光発光波長であり、前記第一及び第二の蛍光励起波長、並びに前記第一及び第二の蛍光発光波長が等しくない、請求項１に記載の組成物。
【請求項６】
前記分子特性が分子量であり、そして前記レポーター分子は第一の分子量を有し、前記第一の分子量は前記マーカー分子の第二の分子量未満である、請求項１に記載の組成物。
【請求項７】
前記第二の分子量が、ヒトの腎臓によるマーカー分子のろ過に抵抗するために十分に大きい、請求項６に記載の組成物。
【請求項８】
前記第一の分子量が、適切に機能する哺乳動物の腎臓によってろ過される大きさである、請求項６に記載の組成物。
【請求項９】
前記第一の分子量は、前記レポーター分子が適切に機能する哺乳動物の腎臓によって速やかにろ過される大きさであり、そして前記第二の分子量は、哺乳動物の腎臓によるマーカー分子のろ過に抵抗するために十分に大きい、請求項６に記載の組成物。
【請求項１０】
前記第一の分子量が前記第二の分子量よりも実質的に小さい、請求項６に記載の組成物。
【請求項１１】
前記第一の分子量が１ｋＤ〜５００ｋＤ、３ｋＤ〜１５０ｋＤ、１０ｋＤ〜１５０ｋＤ、１０ｋＤ〜７０ｋＤ、及び２０ｋＤ〜７０ｋＤから成る範囲の群から選択される、請求項６に記載の組成物。
【請求項１２】
前記第一の分子量が５００ｋＤ未満である、請求項６に記載の組成物。
【請求項１３】
前記第一の分子量が１ｋＤ〜５００ｋＤである、請求項６に記載の組成物。
【請求項１４】
前記第一の分子量が３ｋＤ〜１５０ｋＤである、請求項６に記載の組成物。
【請求項１５】
前記第一の分子量が３ｋＤ〜７０ｋＤである、請求項６に記載の組成物。
【請求項１６】
前記第一の分子量が３ｋＤ〜２０ｋＤである、請求項６に記載の組成物。
【請求項１７】
前記第一の分子量が約５ｋＤである、請求項６に記載の組成物。
【請求項１８】
前記レポーター分子がデキストランである、請求項１に記載の組成物。
【請求項１９】
前記マーカー分子がデキストランである、請求項１に記載の組成物。
【請求項２０】
前記レポーター分子がアミノフルオレセインデキストランである、請求項１に記載の組成物。
【請求項２１】
前記マーカー分子が、前記器官によってろ過されない、より大きなスルホローダミン１０１デキストランである、請求項１に記載の組成物。
【請求項２２】
前記レポーター分子がフルオレセインイソチオシアネート−イヌリンである、請求項１に記載の組成物。
【請求項２３】
前記マーカー分子が約０の糸球体ふるい係数を有する、請求項１に記載の組成物。
【請求項２４】
前記マーカー分子が、哺乳動物の腎臓によって実質的に分泌され、再吸収され、又はろ過されない、請求項１に記載の組成物。
【請求項２５】
前記マーカー分子が糸球体ろ過障壁を通過することができない、請求項１に記載の組成物。
【請求項２６】
前記レポーター分子及び前記マーカー分子が、フルオレセインと結合したデキストランである、請求項１に記載の組成物。
【請求項２７】
前記レポーター分子及び前記マーカー分子が、フルオレセインと結合したデキストランであり、そして前記レポーター分子のフルオレセインが、前記マーカー分子の蛍光励起波長と等しくない蛍光励起波長を有する、請求項１に記載の組成物。
【請求項２８】
前記レポーター分子が糸球体ろ過障壁を通過することができる、請求項１に記載の組成物。
【請求項２９】
哺乳動物の腎臓の作動状態を分析するための装置であって：
蛍光分子源；
血管系への、前記蛍光分子の導入手段；
前記血管系内に存在する前記蛍光分子の測定手段；及び
前記血管系内に存在する前記測定された蛍光分子の報告手段
を含む、前記装置。
【請求項３０】
前記導入手段がカテーテルを含む、請求項２９に記載の装置。
【請求項３１】
前記測定手段が、検出器と通信している光ファイバーを含む、請求項２９に記載の装置。
【請求項３２】
前記報告手段が、前記血管系内で測定された２つ以上のフルオレセイン間の強度比を決定することを含む、請求項２９に記載の装置。
【請求項３３】
前記蛍光分子源が複数の蛍光性結合分子を含む、請求項２９に記載の装置。
【請求項３４】
方程式：
【数１】
［式中、
Ｖlは血管腔の仮想容積であり；Ａ2及びＢ2は定数であり；αは高速相減衰定数であり；及びβは低速相減衰定数である］
に従って、糸球体ろ過率を計算する手段をさらに含む、請求項２９に記載の、哺乳動物の腎臓の作動状態を分析するための装置。
【請求項３５】
方程式：
【数２】
［式中、
Ｖdは、合計の細胞外容積であり；Ｖlは血管腔の仮想容積であり；Ａ2及びＢ2は定数であり；αは高速相減衰定数であり；及びβは低速相減衰定数である］
を利用して、糸球体ろ過率を計算する手段をさらに含む、請求項２９に記載の、哺乳動物の腎臓の作動状態を分析するための装置。
【請求項３６】
哺乳動物の腎臓の作動状態を分析するための装置であって：
第一の蛍光分子へ第一の励起波長を提供する光学的手段；及び
前記第一の励起波長に応答する、前記第一の蛍光分子からの発光の測定手段
を含む、前記装置。
【請求項３７】
前記光学手段が、第二の蛍光分子へ第二の励起波長を放射する、請求項３６に記載の装置。
【請求項３８】
前記第二の励起波長に応答する、前記第二の蛍光分子からの発光の測定手段をさらに含む、請求項３７に記載の装置。
【請求項３９】
前記第一の蛍光分子からの前記発光と、前記第二の蛍光分子からの前記発光との比の計算手段をさらに含む、請求項３７に記載の装置。
【請求項４０】
前記比の報告手段をさらに含む、請求項３９に記載の装置。
【請求項４１】
血管系内の、複数の蛍光性糸球体ろ過率分子の相対的な量を測定するための光学装置であって：
第一の蛍光励起波長源；
前記蛍光励起波長が通過する送達光学経路；
前記蛍光励起波長が送達される励起部位；
放出された蛍光シグナルが通過する、復路の光学経路；及び
放出された蛍光シグナルの強度の検出手段
を含む、前記光学装置。
【請求項４２】
第二の蛍光励起波長源をさらに含む、請求項４１に記載の光学装置。
【請求項４３】
前記検出手段が、光電子増倍管、光検出器、固体検出器、及び電荷結合素子から成る群から選択される、請求項４１に記載の光学装置。
【請求項４４】
前記励起部位が光ファイバーケーブルを含む、請求項４１に記載の光学装置。
【請求項４５】
血管系内の、複数の蛍光性糸球体ろ過率分子の相対的な量を測定するための光学装置であって：
第一の蛍光励起波長源；
第二の蛍光励起波長源；
前記第一及び第二の蛍光励起波長が通過する送達光学経路；
前記第一及び第二の蛍光励起波長が送達される励起部位；
第一の放出された蛍光シグナル及び第二の放出された蛍光シグナルが、前記励起部位から通過する、復路の光学経路；
前記第一の放出された蛍光シグナルの強度の第一検出手段；及び
前記第二の放出された蛍光シグナルの強度の第二検出手段
を含む、前記光学装置。
【請求項４６】
前記第一又は第二の蛍光励起波長の少なくとも一方を、前記励起部位へと焦点を合わせるための第一のレンズをさらに含む、請求項４５に記載の光学装置。
【請求項４７】
前記第一又は第二の放出された蛍光シグナルの少なくとも一方を、前記第一又は第二検出手段の一方に焦点を合わせるための第二のレンズをさらに含む、請求項４６に記載の光学装置。
【請求項４８】
前記第一又は第二の放出された蛍光シグナルを、前記第一又は第二の検出手段の他方へと焦点を合わせるための第三のレンズをさらに含む、請求項４７に記載の光学装置。
【請求項４９】
前記第一の蛍光励起波長と関連する収差を最小化するための、第一の集束レンズをさらに含む、請求項４５〜４８のいずれか一項に記載の光学装置。
【請求項５０】
前記第二の蛍光励起波長と関連する収差を最小化するための、第二の集束レンズをさらに含む、請求項４９に記載の光学装置。
【請求項５１】
前記送達光学経路内に、第一のダイクロイックフィルターをさらに含む、請求項４５〜５０のいずれか一項に記載の光学装置。
【請求項５２】
前記復路の光学経路内に、第二のダイクロイックフィルターをさらに含む、請求項４５〜５１のいずれか一項に記載の光学装置。
【請求項５３】
前記送達光学経路と前記復路の光学経路との間に配置された、第三のダイクロイックフィルターをさらに含む、請求項４５〜５２のいずれか一項に記載の光学装置。
【請求項５４】
腎臓の作動状態の分析における使用のためのカテーテルであって：
遠位末端の反対に近接端を有し、且つ導管を規定するチューブ状主要部材：及び、
前記遠位末端から伸長可能な光ファイバーケーブル
を含む、前記カテーテル。
【請求項５５】
前記チューブ状部材と一端で接続され、且つ血管系へと挿入可能な反対の端を有するイントロデューサーをさらに含む、請求項５４に記載のカテーテル。
【請求項５６】
挿入具をさらに含む、請求項５４に記載のカテーテル。
【請求項５７】
一本の前記光ファイバーケーブルが前記挿入具内に流体封入される、請求項５４に記載のカテーテル。
【請求項５８】
前記挿入具が、第二のチューブ状部材内にスライド可能である第一のチューブ状部材を含む、請求項５７に記載のカテーテル。
【請求項５９】
前記第一及及び第二のチューブ状部材が流体密閉される、請求項５８に記載のカテーテル。
【請求項６０】
前記光ファイバーケーブルが、前記第一のチューブ状部材の一部に固定される、請求項５９に記載のカテーテル。
【請求項６１】
前記光ファイバーケーブルが、前記カテーテル内にスライド可能であり、且つそれから伸長可能である、請求項６０に記載のカテーテル。
【請求項６２】
前記光ファイバーケーブルが、血管系へ挿入可能である、遠位末端における屈曲を含む、請求項６１に記載のカテーテル。
【請求項６３】
第二のチューブ状部材で密閉され、且つその中へスライド可能である、第一のチューブ状部材を含む挿入具をさらに含み、前記光ファイバーケーブルが前記第一のチューブ状部材の一部によって捕捉され、前記挿入具が前記チューブ状主要部材のポートへ連結され、ここで前記光ファイバーケーブルは前記挿入具を貫通し、そして前記チューブ状主要部材へと入り、前記チューブ状主要部材がコネクターによって前記イントロデューサーへと連結され、前記第一及び第二のチューブ状部材間の相対的運動時において、前記光ファイバーケーブルが前記イントロデューサーから伸長可能である、請求項５４に記載のカテーテル。
【請求項６４】
腎臓の作動状態の分析における使用のためのカテーテルであって、
光ファイバーケーブル；
第二のチューブ状部材に密閉され、且つそれと共に相対的運動が可能である第一のチューブ状部材を有する、一本の前記光ファイバーケーブルについての光ファイバー挿入具、ここで前記光ファイバーケーブルは、前記第一のチューブ状部材による運動が前記光ファイバーケーブルへの運動に移行するように、前記第一のチューブ状部材の一部に取り付けられている；並びに
前記挿入具に密閉されたチューブ状本体、ここで前記光ファイバーケーブルは、前記チューブ状本体中の導管を通過し、且つ前記第一及び第二チューブ状部材間の相対的運動時においてそれから伸長可能である、前記チューブ状本体
を含む、前記カテーテル。
【請求項６５】
前記チューブ状本体へと接続されるイントロデューサーをさらに含み、前記イントロデューサーが血管系内に挿入可能であり、且つ前記光ファイバーケーブルがそれから伸長可能である、請求項６４に記載のカテーテル。
【請求項６６】
前記光ファイバーケーブルが一端で屈曲を有し、前記一端が血管内に挿入可能である、請求項６４に記載のカテーテル。
【請求項６７】
哺乳動物の腎臓における糸球体ろ過率の測定方法であって、以下のステップ：
複数の第一の蛍光分子を提供し；
複数の第二の蛍光分子を提供し；
前記第一の蛍光分子及び前記第二の蛍光分子を哺乳動物対象の血流へ導入し；
第一の蛍光励起波長を用いて前記第一の蛍光分子を励起し、第一の蛍光発光波長を有する第一の蛍光発光シグナルを発生させ、そして第二の蛍光励起波長を用いて前記第二の蛍光分子を励起し、第二の蛍光発光波長を有する第二の蛍光発光シグナルを発生させ；
前記導入ステップの後に、前記第一の蛍光発光シグナルの強度、及び前記第二の蛍光発光シグナルの強度を測定し；並びに、
前記第一の蛍光発光シグナルの強度と、前記第二の蛍光発光シグナルの強度との比を計算すること
を含む、前記方法。
【請求項６８】
前記測定及び計算ステップが、既定の間隔で行われ、そして少なくとも実質的にリアルタイムで報告される、請求項６７に記載の方法。
【請求項６９】
哺乳動物器官の糸球体ろ過率の測定方法であって、以下のステップ：
複数のレポーター分子及び複数のマーカー分子を、既定の比率で含む液体を提供し；
前記液体を対象の血管系へ導入し；並びに
前記対象の血管系内における経過時間後、前記レポーター及びマーカー分子の各々の特性を測定すること
を含む、前記方法。
【請求項７０】
以下のステップ：
前記測定ステップ後、前記レポーター分子の特性と前記マーカー分子の特性との比を計算すること
をさらに含む、請求項６９に記載の方法。
【請求項７１】
以下のステップ：
前記比率を報告すること
をさらに含む、請求項７０に記載の方法。
【請求項７２】
前記報告ステップが、複数の経過時間において行われる、請求項７１に記載の方法。
【請求項７３】
前記計算及び報告ステップが、少なくとも実質的にリアルタイムで行われる、請求項７２に記載の方法。
【請求項７４】
前記レポーター分子が、糸球体ろ過障壁を通過することができる、請求項６９に記載の方法。
【請求項７５】
前記マーカー分子が、糸球体ろ過障壁をレポーター分子ほど通過することができない、請求項６９に記載の方法。
【請求項７６】
前記レポーター分子及び前記マーカー分子がフルオレセインである、請求項７０に記載の方法。
【請求項７７】
前記レポーター分子及び前記マーカー分子がデキストランを含む、請求項７１に記載の方法。
【請求項７８】
前記マーカー分子が、前記レポーター分子よりも大きな分子量を有する、請求項６９に記載の方法。
【請求項７９】
前記レポーター分子が１ｋＤ〜１５０ｋＤの分子量を有する、請求項７８に記載の方法。
【請求項８０】
前記マーカー分子が１００ｋＤ超の分子量を有する、請求項７８に記載の方法。
【請求項８１】
哺乳動物の腎臓における糸球体ろ過率の測定方法であって、以下のステップ：
既知の波長を有する光源を提供し；
蛍光分子を前記光源へ曝露し、ここで前記蛍光分子は、既定の時間で哺乳動物対象の血管系内において励起され；並びに
前記励起された蛍光分子の特性を測定すること、ここで前記特性は、前記血管系の状態と相関性を有する、
を含む、前記方法。
【請求項８２】
方程式：
【数３】
［式中、
Ｖlは血管腔の仮想容積であり；Ａ2及びＢ2は定数であり；αは高速相減衰定数であり；並びにβは低速相減衰定数である］
に従って、糸球体ろ過率を計算するステップをさらに含む、請求項８１に記載の方法。
【請求項８３】
方程式：
【数４】
［式中、
Ｄは前記蛍光分子内のレポーター分子の容積であり；Ｃ2は前記蛍光分子からのマーカー分子の血漿濃度であり；Ａ及びＢは定数であり；αは高速相減衰定数であり；並びにβは低速相減衰定数である］
に従って、糸球体ろ過率を計算するステップをさらに含む、請求項８１に記載の方法。
【請求項８４】
方程式：
【数５】
［式中、
Ｖｄは全体の細胞外容積であり；Ｖ１は血管腔の仮想容積であり；Ａ２及びＢ２は定数であり；αは高速相減衰定数であり；並びにβは低速相減衰定数である］
を利用して、糸球体ろ過率を計算するステップをさらに含む、請求項８１に記載の方法。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【公表番号】特表２０１１−５２１８９９（Ｐ２０１１−５２１８９９Ａ）
【公表日】平成２３年７月２８日（２０１１．７．２８）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２０１１−５０５２３６（Ｐ２０１１−５０５２３６）
【出願日】平成２１年４月１７日（２００９．４．１７）
【国際出願番号】ＰＣＴ／ＵＳ２００９／０４０９９４
【国際公開番号】ＷＯ２００９／１４００２６
【国際公開日】平成２１年１１月１９日（２００９．１１．１９）
【出願人】（５１０２７７０３９）ファーマコフォトニクス，インコーポレイティド (2)
【Ｆターム（参考）】
【公表日】平成２３年７月２８日（２０１１．７．２８）
【国際特許分類】
【出願日】平成２１年４月１７日（２００９．４．１７）
【国際出願番号】ＰＣＴ／ＵＳ２００９／０４０９９４
【国際公開番号】ＷＯ２００９／１４００２６
【国際公開日】平成２１年１１月１９日（２００９．１１．１９）
【出願人】（５１０２７７０３９）ファーマコフォトニクス，インコーポレイティド (2)
【Ｆターム（参考）】
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