JP2879141B2 - 濃度測定装置およびその方法 - Google Patents
濃度測定装置およびその方法Info
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- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
- G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
- G01N21/47—Scattering, i.e. diffuse reflection
- G01N21/49—Scattering, i.e. diffuse reflection within a body or fluid
- G01N21/53—Scattering, i.e. diffuse reflection within a body or fluid within a flowing fluid, e.g. smoke
- G01N21/532—Scattering, i.e. diffuse reflection within a body or fluid within a flowing fluid, e.g. smoke with measurement of scattering and transmission
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、無希釈、非溶血の
キュベット内全血試料中のｎ種のヘモグロビン誘導体の
濃度を測定するための装置および測定方法に関し、詳し
くは波長の異なる少なくともｎ種の基本的に単色の狭帯
域放射光成分を有する一次光線を供給する装置と、キュ
ベットを透過する放射光を測定する検出装置と、この検
出装置と連結された分析装置とを備えた装置および測定
方法に関する。
キュベット内全血試料中のｎ種のヘモグロビン誘導体の
濃度を測定するための装置および測定方法に関し、詳し
くは波長の異なる少なくともｎ種の基本的に単色の狭帯
域放射光成分を有する一次光線を供給する装置と、キュ
ベットを透過する放射光を測定する検出装置と、この検
出装置と連結された分析装置とを備えた装置および測定
方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】溶血された血中のヘモグロビン誘導体、
Ｏ2Ｈｂ、ＲＨｂ、ＣＯＨｂ、ＭｅｔＨｂ又はＳＨｂ、
の測定（これはＣＯ−酸素計測法とも称される）は、透
過分光分析法とランベルト−ベールの吸収法則を基礎と
した公知の信頼度の高い方法である。この方法において
全血試料は、それが複数の異なる波長の光で照射される
前に、望ましくない光の散乱を除去するため、超音波に
よるか又は化学的方法で溶血される。この場合、最多に
て、励起に使用された波長の数と同数の種類のヘモグロ
ビン誘導体を測定することができる。溶血された血液は
種々のヘモグロビン血色素を含んだ透明性の高い液体で
あり、ランベルト−ベールの吸収法則に従う理想的な液
体である。多成分系分析を用いることにより未知の濃度
を算出することができる。
Ｏ2Ｈｂ、ＲＨｂ、ＣＯＨｂ、ＭｅｔＨｂ又はＳＨｂ、
の測定（これはＣＯ−酸素計測法とも称される）は、透
過分光分析法とランベルト−ベールの吸収法則を基礎と
した公知の信頼度の高い方法である。この方法において
全血試料は、それが複数の異なる波長の光で照射される
前に、望ましくない光の散乱を除去するため、超音波に
よるか又は化学的方法で溶血される。この場合、最多に
て、励起に使用された波長の数と同数の種類のヘモグロ
ビン誘導体を測定することができる。溶血された血液は
種々のヘモグロビン血色素を含んだ透明性の高い液体で
あり、ランベルト−ベールの吸収法則に従う理想的な液
体である。多成分系分析を用いることにより未知の濃度
を算出することができる。
【０００３】これに対して、溶血されていない全血は、
血漿にヘモグロビン含有赤血球が混じった懸濁液であ
り、赤血球と血漿との屈折率の相違が原因となって光の
散乱が生ずる。赤血球の大きさ（約５μｍ）が分析波長
（可視光線または近赤外線）の１０倍もあることから、
単一の血球の散乱にはミー理論を利用することができ
る。しかし、光の散乱が拡散であり 個々の血球間の間
隔がわずかであることから、複雑な多重散乱が生ずるこ
ととなる。その際、散乱光の多重吸収も生ずることが予
測される。非溶血全血のもう１つの問題は、フィルター
効果である。入射光は異なった光路を通過する。その
際、光線の一部は血球に衝突して弱められるが（吸収お
よび／又は散乱）、他の一部は妨害されることも弱めら
れることもなく試料中を通過する。こうした現象が、ラ
ンベルト−ベールの法則が当てはまらない原因であり、
同法則は理論的に連続体中の平行光線に当てはまるにす
ぎない。さらに、パルス酸素計測法の経験的方法の基礎
を固めるため、非溶血全血の酸素飽和度に関する理論式
を見いだそうとすることもすでに試みられた。しかし、
透過した光の強度の信号の合計から酸素飽和度とヘモグ
ロビン含有量以外の付加的パラメーターを分離して得る
ことには成功しなかった。
血漿にヘモグロビン含有赤血球が混じった懸濁液であ
り、赤血球と血漿との屈折率の相違が原因となって光の
散乱が生ずる。赤血球の大きさ（約５μｍ）が分析波長
（可視光線または近赤外線）の１０倍もあることから、
単一の血球の散乱にはミー理論を利用することができ
る。しかし、光の散乱が拡散であり 個々の血球間の間
隔がわずかであることから、複雑な多重散乱が生ずるこ
ととなる。その際、散乱光の多重吸収も生ずることが予
測される。非溶血全血のもう１つの問題は、フィルター
効果である。入射光は異なった光路を通過する。その
際、光線の一部は血球に衝突して弱められるが（吸収お
よび／又は散乱）、他の一部は妨害されることも弱めら
れることもなく試料中を通過する。こうした現象が、ラ
ンベルト−ベールの法則が当てはまらない原因であり、
同法則は理論的に連続体中の平行光線に当てはまるにす
ぎない。さらに、パルス酸素計測法の経験的方法の基礎
を固めるため、非溶血全血の酸素飽和度に関する理論式
を見いだそうとすることもすでに試みられた。しかし、
透過した光の強度の信号の合計から酸素飽和度とヘモグ
ロビン含有量以外の付加的パラメーターを分離して得る
ことには成功しなかった。
【０００４】Applied Optics［応用光学］、Vol.27、40
27-4033（1988 "Comparison of MieTheory and light s
cattering of red blood cells”［ミー理論と赤血球の
光散乱の比較］）において、高度に希釈された非溶血全
血の角度相関散乱分布と正確なミー理論の結果との比較
が行われた。しかしながら、同論文中で得られた結果
は、多重散乱が生じており、これは、高度に希釈された
試料（２％）においてのみ無視し得ることから、この技
術を無希釈の非溶血全血に転用することはできない。散
乱光の角度相関分布は、複数の要因、たとえば、ヘマト
クリット（Ｈ）、平均赤血球ヘモグロビン濃度（ＭＣＨ
Ｃ）、血球形状および血球配列などに依存していると予
測されなければならない。しかし、これらの要因は在来
のＣＯ−酸素計測法では不可知であり、それらのデータ
を得ることもできないことから、非溶血全血に関する信
頼できる正確な結果は、Ａ）これらの要因の影響が最小
限に抑止されるか、又はＢ）付加的な情報が得られるか
する場合にのみ入手することができるにすぎない。
27-4033（1988 "Comparison of MieTheory and light s
cattering of red blood cells”［ミー理論と赤血球の
光散乱の比較］）において、高度に希釈された非溶血全
血の角度相関散乱分布と正確なミー理論の結果との比較
が行われた。しかしながら、同論文中で得られた結果
は、多重散乱が生じており、これは、高度に希釈された
試料（２％）においてのみ無視し得ることから、この技
術を無希釈の非溶血全血に転用することはできない。散
乱光の角度相関分布は、複数の要因、たとえば、ヘマト
クリット（Ｈ）、平均赤血球ヘモグロビン濃度（ＭＣＨ
Ｃ）、血球形状および血球配列などに依存していると予
測されなければならない。しかし、これらの要因は在来
のＣＯ−酸素計測法では不可知であり、それらのデータ
を得ることもできないことから、非溶血全血に関する信
頼できる正確な結果は、Ａ）これらの要因の影響が最小
限に抑止されるか、又はＢ）付加的な情報が得られるか
する場合にのみ入手することができるにすぎない。
【０００５】無希釈の非溶血全血試料中のヘモグロビン
誘導体の濃度を測定するための冒頭に述べた装置と方法
は、ＷＯ ９４／０８２３７号公報から公知に属する
が、この公知の装置と方法においては、できるだけ多く
の散乱光を捕捉するため、広い面積の検出器が使用され
ている。この方法は、測定された総信号から散乱光成分
を除去してランベルト−ベールの法則を適用できるよう
にするため、複雑な反復式散乱補正法を利用している。
全血試料中の測定される成分濃度は、使用されたそれぞ
れの波長について検出された強度を基礎とし、また測定
される各成分に関して前もって決定されたモル吸光係数
に基づいて得られる。ＥＰ−Ａ２０ ５７５ ７１２号
公報から、直接にガラス器内血液循環または体外血液循
環において、同時にヘマトクリット値ともう１つの値、
たとえばナトリウム濃度を測定することは公知に属す
る。この場合、２基の光検出器が使用されており、その
際、第一の検出器は入射光の方向に配置され（中心配
置）、第二の検出器は中心方向とは離れて配置されてい
る。その結果、第二の検出器によって捕捉された信号
は、ナトリウム濃度と共に激しく変化する。この測定方
法は、血球形状と血球容積に影響するナトリウム濃度が
透過光束の配置機構に及ぼす影響を利用している。
誘導体の濃度を測定するための冒頭に述べた装置と方法
は、ＷＯ ９４／０８２３７号公報から公知に属する
が、この公知の装置と方法においては、できるだけ多く
の散乱光を捕捉するため、広い面積の検出器が使用され
ている。この方法は、測定された総信号から散乱光成分
を除去してランベルト−ベールの法則を適用できるよう
にするため、複雑な反復式散乱補正法を利用している。
全血試料中の測定される成分濃度は、使用されたそれぞ
れの波長について検出された強度を基礎とし、また測定
される各成分に関して前もって決定されたモル吸光係数
に基づいて得られる。ＥＰ−Ａ２０ ５７５ ７１２号
公報から、直接にガラス器内血液循環または体外血液循
環において、同時にヘマトクリット値ともう１つの値、
たとえばナトリウム濃度を測定することは公知に属す
る。この場合、２基の光検出器が使用されており、その
際、第一の検出器は入射光の方向に配置され（中心配
置）、第二の検出器は中心方向とは離れて配置されてい
る。その結果、第二の検出器によって捕捉された信号
は、ナトリウム濃度と共に激しく変化する。この測定方
法は、血球形状と血球容積に影響するナトリウム濃度が
透過光束の配置機構に及ぼす影響を利用している。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】本発明の課題は、前記
従来の技術水準を基にして、コスト増をもたらす反復的
な数学的解析方法の使用を広く回避して、無希釈の非溶
血全血試料中の複数のヘモグロビン誘導体の濃度を同時
に測定するための装置と方法を提供することである。
従来の技術水準を基にして、コスト増をもたらす反復的
な数学的解析方法の使用を広く回避して、無希釈の非溶
血全血試料中の複数のヘモグロビン誘導体の濃度を同時
に測定するための装置と方法を提供することである。
【０００７】
【課題を解決するための手段】上記目的は、請求項記載
の各発明により達成される。まず、本発明に係る濃度測
定装置の特徴構成は、キュベット内にある無希釈、非溶
血の全血試料中のｎ種のヘモグロビン誘導体の濃度を測
定するための装置であって、波長の異なる少なくともｎ
種の基本的に単色の狭帯域放射光成分を有する一次光線
を供給する装置と、前記キュベットを透過する放射光を
測定する検出装置と、この検出装置と連結された分析装
置とを備えていて、１本の中心光線と少なくとも１本の
散乱光線とのスペクトル捕捉のために少なくとも２基の
測定配置機構が設けられていて、前記キュベット内の第
一の測定箇所から発する前記中心光線の検出が前記一次
光線の軸上の第一の測定位置で行なわれると共に、前記
散乱光線の検出が第一の測定箇所から発して第二の測定
位置で行なわれるか、もしくは前記キュベット内の第二
の測定箇所から発して前記第一の測定位置で行なわれる
ようになっており、その際の前記中心光線と１又は複数
本の散乱光線との軸が角度αiをなし、前記分析装置が
少なくとも２基の測定配置機構によって捕捉された少な
くとも２ｎ個の測定値と前もって決定された検定行列と
から、ｎ種のヘモグロビン誘導体の濃度を算出する装置
を備える点にある。角度αiは、中心光線と散乱光線と
の分離が確実とされているかぎり、それぞれの測定レイ
アウトと異なった測定位置または測定箇所の数とに応じ
て任意の値にすることができる。異なった波長の単色放
射光成分は、時間的に順次キュベットを透過するのが好
ましい。これによって、測定値の検出が簡易化される。
ただし、単色放射光成分を同時に試料中に入射させ、検
出器側で初めてスペクトル分離を行なうことも可能であ
る。
の各発明により達成される。まず、本発明に係る濃度測
定装置の特徴構成は、キュベット内にある無希釈、非溶
血の全血試料中のｎ種のヘモグロビン誘導体の濃度を測
定するための装置であって、波長の異なる少なくともｎ
種の基本的に単色の狭帯域放射光成分を有する一次光線
を供給する装置と、前記キュベットを透過する放射光を
測定する検出装置と、この検出装置と連結された分析装
置とを備えていて、１本の中心光線と少なくとも１本の
散乱光線とのスペクトル捕捉のために少なくとも２基の
測定配置機構が設けられていて、前記キュベット内の第
一の測定箇所から発する前記中心光線の検出が前記一次
光線の軸上の第一の測定位置で行なわれると共に、前記
散乱光線の検出が第一の測定箇所から発して第二の測定
位置で行なわれるか、もしくは前記キュベット内の第二
の測定箇所から発して前記第一の測定位置で行なわれる
ようになっており、その際の前記中心光線と１又は複数
本の散乱光線との軸が角度αiをなし、前記分析装置が
少なくとも２基の測定配置機構によって捕捉された少な
くとも２ｎ個の測定値と前もって決定された検定行列と
から、ｎ種のヘモグロビン誘導体の濃度を算出する装置
を備える点にある。角度αiは、中心光線と散乱光線と
の分離が確実とされているかぎり、それぞれの測定レイ
アウトと異なった測定位置または測定箇所の数とに応じ
て任意の値にすることができる。異なった波長の単色放
射光成分は、時間的に順次キュベットを透過するのが好
ましい。これによって、測定値の検出が簡易化される。
ただし、単色放射光成分を同時に試料中に入射させ、検
出器側で初めてスペクトル分離を行なうことも可能であ
る。
【０００８】従来技術に係るあらゆる方法および装置と
異なり、ここに述べる本発明は初めて散乱光に含まれて
いる付加的スペクトル情報を利用し、非溶血全血試料の
正確なＣＯ−酸素計測法に必要な補正をガラス器内透過
分光分析法によって実施する。前もって決定された検定
行列（Ｋａｌｉｂｒｉｅｒｍａｔｒｉｘ）─これは既知
の全血試料の１回の測定によって得ることができる─を
利用することにより、たとえば、Ｏ2Ｈｂ、ＲＨｂ、Ｃ
ＯＨｂ、ＭｅｔＨｂならびにＳＨｂの濃度測定を、反復
とその後の補正とを要することなく一度に実施すること
が可能である。
異なり、ここに述べる本発明は初めて散乱光に含まれて
いる付加的スペクトル情報を利用し、非溶血全血試料の
正確なＣＯ−酸素計測法に必要な補正をガラス器内透過
分光分析法によって実施する。前もって決定された検定
行列（Ｋａｌｉｂｒｉｅｒｍａｔｒｉｘ）─これは既知
の全血試料の１回の測定によって得ることができる─を
利用することにより、たとえば、Ｏ2Ｈｂ、ＲＨｂ、Ｃ
ＯＨｂ、ＭｅｔＨｂならびにＳＨｂの濃度測定を、反復
とその後の補正とを要することなく一度に実施すること
が可能である。
【０００９】第一の実施形態において、本発明に基づく
装置は一次光線の光路に光学装置、好ましくは旋回式も
しくはスライド式の鏡を有しており、一次光線は光学装
置の基本位置においてキュベット内の第一の測定箇所
を、光学装置の少なくとももう１つ別の位置に第二の測
定箇所を定め、その際、双方の測定箇所は単一の測定位
置から見て角度αiをなしている。この実施形態におい
ては、単一の検出装置しか必要とされず、中心光線から
の情報と少なくとも１本の散乱光線からの情報とは時間
的に順次に捕捉される。鏡を段階的にスライドさせる
か、または旋回させることにより簡単な方法で連続的に
多数の異なった散乱角度αiを得ることができる。
装置は一次光線の光路に光学装置、好ましくは旋回式も
しくはスライド式の鏡を有しており、一次光線は光学装
置の基本位置においてキュベット内の第一の測定箇所
を、光学装置の少なくとももう１つ別の位置に第二の測
定箇所を定め、その際、双方の測定箇所は単一の測定位
置から見て角度αiをなしている。この実施形態におい
ては、単一の検出装置しか必要とされず、中心光線から
の情報と少なくとも１本の散乱光線からの情報とは時間
的に順次に捕捉される。鏡を段階的にスライドさせる
か、または旋回させることにより簡単な方法で連続的に
多数の異なった散乱角度αiを得ることができる。
【００１０】本発明の第二の実施形態では、キュベット
内の単一の測定箇所から発して、第一の検出装置を備え
た第一の測定位置の他に、中心光線の軸に対して角度α
iをなす少なくとももう１つの第二の測定位置が設けら
れ、この第二の測定位置にもう１基の別の検出装置が配
置されているか、または第一の検出装置が旋回して第二
の測定位置に移動できるように構成されている。
内の単一の測定箇所から発して、第一の検出装置を備え
た第一の測定位置の他に、中心光線の軸に対して角度α
iをなす少なくとももう１つの第二の測定位置が設けら
れ、この第二の測定位置にもう１基の別の検出装置が配
置されているか、または第一の検出装置が旋回して第二
の測定位置に移動できるように構成されている。
【００１１】又、本発明に係る濃度測定方法は、以下を
特徴としている、即ち、 ａ）波長の異なる少なくともｎ種の基本的に単色の放射
光成分を有する一次光線を試料中に入射し、 ｂ）試料を透過する放射光を、第一の、一次光線または
中心光線の軸上にある測定位置で検出し、その際、中心
光線の一組の吸収値Ａ0（λ）を測定する、 ｃ）試料を透過する放射光を、少なくとももう１つ別
の、一次光線の軸に対して角度αiをなす散乱光線の軸
上にある測定位置で検出し、その際、少なくとももう一
組の散乱放射光の吸収値Ａαi（λ）を測定する、 ｄ）ｎ種のヘモグロビン誘導体の濃度を、吸収値Ａ
0（λ）、Ａαi（λ）と前もって決定された検定行列Ｋ
との関数として算出すること。付加的に散乱光成分から
得られた情報は、従来の方法が頓挫する原因となってい
た赤血球の血球特性を明らかにする。また、解析方法に
役立つ付加的な値として強度比Ｉαi（λ）／Ｉ0（λ）
を利用することができる。波長の異なるｎ種の基本的に
単色の狭帯域放射光成分で非溶血血液を照射し、たとえ
ば２つの測定位置で測定すると、２ｎ種の信号が得ら
れ、これによって最多２ｎ種の未知成分を測定すること
ができる。たとえば、測定される成分が４種（Ｏ2Ｈ
ｂ、ＲＨｂ、ＣＯＨｂ、ＭｅｔＨｂ）で、波長が４種あ
る場合には、決められた連立方程式（８個の方程式）を
用いてさらに４種の要因、たとえば平均赤血球ヘモグロ
ビン濃度、ヘマトクリット、赤血球の容積および形状な
どを考慮することができる。
特徴としている、即ち、 ａ）波長の異なる少なくともｎ種の基本的に単色の放射
光成分を有する一次光線を試料中に入射し、 ｂ）試料を透過する放射光を、第一の、一次光線または
中心光線の軸上にある測定位置で検出し、その際、中心
光線の一組の吸収値Ａ0（λ）を測定する、 ｃ）試料を透過する放射光を、少なくとももう１つ別
の、一次光線の軸に対して角度αiをなす散乱光線の軸
上にある測定位置で検出し、その際、少なくとももう一
組の散乱放射光の吸収値Ａαi（λ）を測定する、 ｄ）ｎ種のヘモグロビン誘導体の濃度を、吸収値Ａ
0（λ）、Ａαi（λ）と前もって決定された検定行列Ｋ
との関数として算出すること。付加的に散乱光成分から
得られた情報は、従来の方法が頓挫する原因となってい
た赤血球の血球特性を明らかにする。また、解析方法に
役立つ付加的な値として強度比Ｉαi（λ）／Ｉ0（λ）
を利用することができる。波長の異なるｎ種の基本的に
単色の狭帯域放射光成分で非溶血血液を照射し、たとえ
ば２つの測定位置で測定すると、２ｎ種の信号が得ら
れ、これによって最多２ｎ種の未知成分を測定すること
ができる。たとえば、測定される成分が４種（Ｏ2Ｈ
ｂ、ＲＨｂ、ＣＯＨｂ、ＭｅｔＨｂ）で、波長が４種あ
る場合には、決められた連立方程式（８個の方程式）を
用いてさらに４種の要因、たとえば平均赤血球ヘモグロ
ビン濃度、ヘマトクリット、赤血球の容積および形状な
どを考慮することができる。
【００１２】ラボにおける効率的な多変量検定方法、特
に部分最小２乗法（ＰＬＳ）と主成分回帰法（ＰＣＲ）
との１回的利用により、構造が同一で光学的条件が不変
ないずれの装置にも利用することのできる信頼度の高い
演繹的な検定行列を決定することができる。この種の検
定行列は理想的でない条件、たとえば単色放射光成分の
理想的帯域からの逸脱ならびに理想的でない吸光係数を
すでに考慮している。たとえば、キュベット内の試料の
層厚さまたは検出光学素子の種々の製造許容差を補正す
るためのさらに別途の簡単な検定と補正は透明な対照液
と懸濁した対照液を用いて実施することができる。透明
な対照液はもっぱら中心測定位置に対応させられる。こ
の場合、ランベルト−ベールの法則が当てはまることか
ら、色素測定によって層の厚さの補正を実施することが
できる。同時に、敏感な散乱光検出器に達する二次反射
を捕捉し、補正を行なうことができる。
に部分最小２乗法（ＰＬＳ）と主成分回帰法（ＰＣＲ）
との１回的利用により、構造が同一で光学的条件が不変
ないずれの装置にも利用することのできる信頼度の高い
演繹的な検定行列を決定することができる。この種の検
定行列は理想的でない条件、たとえば単色放射光成分の
理想的帯域からの逸脱ならびに理想的でない吸光係数を
すでに考慮している。たとえば、キュベット内の試料の
層厚さまたは検出光学素子の種々の製造許容差を補正す
るためのさらに別途の簡単な検定と補正は透明な対照液
と懸濁した対照液を用いて実施することができる。透明
な対照液はもっぱら中心測定位置に対応させられる。こ
の場合、ランベルト−ベールの法則が当てはまることか
ら、色素測定によって層の厚さの補正を実施することが
できる。同時に、敏感な散乱光検出器に達する二次反射
を捕捉し、補正を行なうことができる。
【００１３】懸濁液の場合には、一定の限定された角度
分布が予測される。この場合には、個々の検出器相互の
感度許容差を考慮するため、たとえば散乱光と中心光と
の比によって規格化を実施することができよう。前述し
た新しい方法は溶血の程度に対して不感であり、１００
％溶血した血液の場合にも正確な結果をもたらし得るこ
とは明白である。１００％溶血した血液の場合には、散
乱光位置（単一もしくは複数）における信号はゼロであ
り、これが試料中に散乱中心がないことを示し、その結
果、ランベルト−ベールの法則がもっぱら中心信号に適
用できることになる。
分布が予測される。この場合には、個々の検出器相互の
感度許容差を考慮するため、たとえば散乱光と中心光と
の比によって規格化を実施することができよう。前述し
た新しい方法は溶血の程度に対して不感であり、１００
％溶血した血液の場合にも正確な結果をもたらし得るこ
とは明白である。１００％溶血した血液の場合には、散
乱光位置（単一もしくは複数）における信号はゼロであ
り、これが試料中に散乱中心がないことを示し、その結
果、ランベルト−ベールの法則がもっぱら中心信号に適
用できることになる。
【００１４】
【発明の実施の形態】以下に、図示した実施形態に基づ
き、本発明を詳細に説明する。図１に示したｎ種のヘモ
グロビン誘導体の濃度を測定するための装置は、キュベ
ット１内に無希釈の非溶血全血試料２を有すると共に、
平行またはほぼ平行な一次光線４を供給する光源装置３
を備える。この一次光線４は、波長λiの異なる少なく
ともｎ種の単色の狭帯域放射光成分を有している。第一
の検出装置５が、一次光線４又はその中心光線７の軸
４’上の第一の測定位置ｍ0に配置されていて、相対的
に小さな光線入射面６を有して、基本的に中心光線７の
放射光を測定する。一次光線４の軸４’に対して角度α
1をなす第二の測定位置ｍ1 には、散乱放射光９を捕捉
するためのもう１つの検出装置８が軸９’上に配置され
ている。両検出装置５と８は、測定箇所ａ0から発する
放射光を捕捉すると共に、信号線を介して分析装置１０
と連結されている。この分析装置１０は、メモリされた
検定行列によってｎ種のヘモグロビン誘導体の濃度を算
出する装置１１を内蔵している。
き、本発明を詳細に説明する。図１に示したｎ種のヘモ
グロビン誘導体の濃度を測定するための装置は、キュベ
ット１内に無希釈の非溶血全血試料２を有すると共に、
平行またはほぼ平行な一次光線４を供給する光源装置３
を備える。この一次光線４は、波長λiの異なる少なく
ともｎ種の単色の狭帯域放射光成分を有している。第一
の検出装置５が、一次光線４又はその中心光線７の軸
４’上の第一の測定位置ｍ0に配置されていて、相対的
に小さな光線入射面６を有して、基本的に中心光線７の
放射光を測定する。一次光線４の軸４’に対して角度α
1をなす第二の測定位置ｍ1 には、散乱放射光９を捕捉
するためのもう１つの検出装置８が軸９’上に配置され
ている。両検出装置５と８は、測定箇所ａ0から発する
放射光を捕捉すると共に、信号線を介して分析装置１０
と連結されている。この分析装置１０は、メモリされた
検定行列によってｎ種のヘモグロビン誘導体の濃度を算
出する装置１１を内蔵している。
【００１５】狭帯域単色放射光の発生は、異なった方法
で実施することができる。たとえば、白色光光線の放射
光を回折格子またはプリズムによってスペクトルに分解
することが可能である。その他に、広帯域単色放射光を
干渉フィルターを介して濾過するか、又はスペクトル線
灯の個々の発光線をフィルターを利用して選択すること
も可能である。例えば、４種のヘモグロビン誘導体の濃
度を算出するため、波長の異なる少なくとも４種の狭帯
域（帯域は５ｎｍ以下、好ましくは２ｎｍ以下）の単色
放射光を、試料中に透過させる。これに よって、少な
くとも２ｎ＝８種のスペクトル信号（第一の検出装置５
によって得られる４種の信号ならびに第二の検出装置８
によって得られる４種の信号）が得られる。一次光線の
異なった単色放射光は、逐次的または同時に試料を透過
させることができるが、この透過は逐次的に実施するの
が好ましく、これによって測定コストを最小限に抑制す
ることができる。統計的検定方法（たとえばＰＬＳおよ
びＰＣＲ）を好適に利用し得るようにするには、システ
ムを高度に過剰に立てなければならない。換言すれば、
未知成分が４種の場合、ｎは４よりも遥かに大でなけれ
ばならない。例えば、６６種の放射成分が好ましい。波
長は、可視スペクトルと近赤外スペクトル（５００ｎｍ
〜７００ｎｍ）から任意に選択することができる。たと
えば、次の６６種の波長（５２０ｎｍから６５０ｎｍま
で２ｎｍおきの波長）を用いるのが好ましい。
で実施することができる。たとえば、白色光光線の放射
光を回折格子またはプリズムによってスペクトルに分解
することが可能である。その他に、広帯域単色放射光を
干渉フィルターを介して濾過するか、又はスペクトル線
灯の個々の発光線をフィルターを利用して選択すること
も可能である。例えば、４種のヘモグロビン誘導体の濃
度を算出するため、波長の異なる少なくとも４種の狭帯
域（帯域は５ｎｍ以下、好ましくは２ｎｍ以下）の単色
放射光を、試料中に透過させる。これに よって、少な
くとも２ｎ＝８種のスペクトル信号（第一の検出装置５
によって得られる４種の信号ならびに第二の検出装置８
によって得られる４種の信号）が得られる。一次光線の
異なった単色放射光は、逐次的または同時に試料を透過
させることができるが、この透過は逐次的に実施するの
が好ましく、これによって測定コストを最小限に抑制す
ることができる。統計的検定方法（たとえばＰＬＳおよ
びＰＣＲ）を好適に利用し得るようにするには、システ
ムを高度に過剰に立てなければならない。換言すれば、
未知成分が４種の場合、ｎは４よりも遥かに大でなけれ
ばならない。例えば、６６種の放射成分が好ましい。波
長は、可視スペクトルと近赤外スペクトル（５００ｎｍ
〜７００ｎｍ）から任意に選択することができる。たと
えば、次の６６種の波長（５２０ｎｍから６５０ｎｍま
で２ｎｍおきの波長）を用いるのが好ましい。
【００１６】図１に示すように、一次光線４を絞り１５
により約２ｍｍにコリメートすることができる。第一の
測定位置ｍ0の検出装置５は、０°〜５°─好ましくは
０°〜３−の中心光線範囲を捕捉し、第二の測定位置ｍ
1の第二の検出装置８は５°〜３０°−好ましくは５°
〜１５°−の散乱光線範囲を捕捉する。第二の検出装置
を、対称的な散乱位置８’に配置することもできる。ま
た、単一の検出装置を使用し、この装置を測定位置ｍ0
から測定位置ｍ1に旋回移動またはスライド移動させる
ように構成することもできる。平行中心光線７と透過拡
散散乱光線９との分離を向上させるため、キュベット１
と検出装置５、８との間に光学装置１７を配置すること
が可能であるが、この光学装置１７としては、１個のレ
ンズまたはレンズ系であることが好ましい。
により約２ｍｍにコリメートすることができる。第一の
測定位置ｍ0の検出装置５は、０°〜５°─好ましくは
０°〜３−の中心光線範囲を捕捉し、第二の測定位置ｍ
1の第二の検出装置８は５°〜３０°−好ましくは５°
〜１５°−の散乱光線範囲を捕捉する。第二の検出装置
を、対称的な散乱位置８’に配置することもできる。ま
た、単一の検出装置を使用し、この装置を測定位置ｍ0
から測定位置ｍ1に旋回移動またはスライド移動させる
ように構成することもできる。平行中心光線７と透過拡
散散乱光線９との分離を向上させるため、キュベット１
と検出装置５、８との間に光学装置１７を配置すること
が可能であるが、この光学装置１７としては、１個のレ
ンズまたはレンズ系であることが好ましい。
【００１７】図２に示した実施形態は、一次光線の軸
４’をキュベット内の第一の測定箇所ａ0から第二の測
定箇所ａ1に移動させることによって、散乱光線からの
情報を得るようになっている。これは、たとえば、鏡な
どの光学装置１６を矢印１８に沿って位置１６’にスラ
イド移動させることによって行なうことができる。両測
定箇所ａ0とａ1とは、検出装置５が位置している測定位
置ｍ0から見て角度α1をなしている。鏡１６は、段階的
にスライド移動または旋回させられることにより、さら
に別の測定箇所を生み出すことができる。
４’をキュベット内の第一の測定箇所ａ0から第二の測
定箇所ａ1に移動させることによって、散乱光線からの
情報を得るようになっている。これは、たとえば、鏡な
どの光学装置１６を矢印１８に沿って位置１６’にスラ
イド移動させることによって行なうことができる。両測
定箇所ａ0とａ1とは、検出装置５が位置している測定位
置ｍ0から見て角度α1をなしている。鏡１６は、段階的
にスライド移動または旋回させられることにより、さら
に別の測定箇所を生み出すことができる。
【００１８】図３および４に示すように、図１の装置に
おいて、検出装置８と１２（図４）とを、中心に配置さ
れた第一の検出装置５の周囲に同心環状に配置すること
が可能である。このような配置において、フォトダイオ
ードの他に、光導波路の束（Ｌｉｃｈｔｗｅｌｌｅｎ
ｌｅｉｔｅｒｂｕｅｎｄｅｌ）を使用することも可能で
ある。図５に示す、さらに別の実施形態は、列形のフォ
トダイオードアレイ１３が使用されており、図６に示す
実施形態においては、ＣＣＤユニット１４が使用されて
いる。図７は、異なった測定位置αiに関して得られる
異なった吸収スペクトルを表わす。
おいて、検出装置８と１２（図４）とを、中心に配置さ
れた第一の検出装置５の周囲に同心環状に配置すること
が可能である。このような配置において、フォトダイオ
ードの他に、光導波路の束（Ｌｉｃｈｔｗｅｌｌｅｎ
ｌｅｉｔｅｒｂｕｅｎｄｅｌ）を使用することも可能で
ある。図５に示す、さらに別の実施形態は、列形のフォ
トダイオードアレイ１３が使用されており、図６に示す
実施形態においては、ＣＣＤユニット１４が使用されて
いる。図７は、異なった測定位置αiに関して得られる
異なった吸収スペクトルを表わす。
【００１９】
【発明の効果】以上の結果、コスト増をもたらす反復的
な数学的解析方法の使用を広範に回避して、無希釈の非
溶血全血試料中の複数のヘモグロビン誘導体の濃度を同
時に測定するための装置と方法を提供することができ
た。
な数学的解析方法の使用を広範に回避して、無希釈の非
溶血全血試料中の複数のヘモグロビン誘導体の濃度を同
時に測定するための装置と方法を提供することができ
た。
【００２０】尚、特許請求の範囲の項に図面との対照を
便利にするために符号を記すが、該記入により本発明は
添付図面の構造に限定されるものではない。
便利にするために符号を記すが、該記入により本発明は
添付図面の構造に限定されるものではない。
【図１】本発明の濃度測定装置の測定原理を示す図
【図２】本発明の濃度測定装置の実施形態を示す図
【図３】別実施形態に係る検出装置を示す部分図
【図４】更に別実施形態に係る検出装置を示す部分図
【図５】別実施形態に係る検出装置を示す部分図
【図６】更に別実施形態に係る検出装置を示す部分図
【図７】図１または図２の装置で捕捉された吸収スペク
トルを示す図
トルを示す図
１ キュベット ２ 全血試料 ３ 一次光線供給装置 ４ 一次光線 ４’ 軸 ５ 検出装置 ７ 中心光線 ８ 検出装置 ９ 散乱光線 ９’ 軸 １０ 分析装置 １１ 濃度算出装置 １２ 検出装置 １３ ダイオードアレイ １４ ＣＣＤユニット １７ 光学装置 ａ0 第一の測定箇所 ａ1 第二の測定箇所 ｍ0 第一の測定位置 ｍ1 第二の測定位置
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (73)特許権者 595078219 ＳＴＥＴＴＥＭＥＲＳＴＲＡＳＳＥ 28， 8207 ＳＣＨＡＦＦＨＡＵＳＥ Ｎ， ＳＷＩＴＺＥＲＬＡＮＤ (56)参考文献 特開 昭59−94037（ＪＰ，Ａ) 特開 昭58−115346（ＪＰ，Ａ) 特開 平６−11510（ＪＰ，Ａ) 特開 平３−26236（ＪＰ，Ａ) 特開 平３−245042（ＪＰ，Ａ) 特開 平３−170866（ＪＰ，Ａ) 特開 昭63−92335（ＪＰ，Ａ) 特開 昭61−259171（ＪＰ，Ａ) 特開 平２−95262（ＪＰ，Ａ) 特公 昭42−20592（ＪＰ，Ｂ１) (58)調査した分野(Int.Cl.6，ＤＢ名) G01N 33/49
Claims (10)
- 【請求項１】 キュベット（１）内にある無希釈、非溶
血の全血試料（２）中のｎ種のヘモグロビン誘導体の濃
度を測定するための装置であって、波長の異なる少なく
ともｎ種の基本的に単色の狭帯域放射光成分を有する一
次光線（４）を供給する装置（３）と、前記キュベット
（１）を透過する放射光を測定する検出装置（５）と、
この検出装置（５）と連結された分析装置（１０）とを
備えていて、１本の中心光線（７）と少なくとも１本の
散乱光線（９）とのスペクトル捕捉のために少なくとも
２基の測定配置機構が設けられていて、前記キュベット
（１）内の第一の測定箇所（ａ0）から発する前記中心
光線（７）の検出が前記一次光線（４）の軸（４’）上
の第一の測定位置（ｍ0）で行なわれると共に、前記散
乱光線（９）の検出が第一の測定箇所（ａ0）から発し
て第二の測定位置（ｍ1）で行なわれるか、もしくは前
記キュベット（１）内の第二の測定箇所（ａ1）から発
して前記第一の測定位置（ｍ0）で行なわれるようにな
っており、その際の前記中心光線（７）と１又は複数本
の散乱光線（９）との軸（４’，９’）が角度αiをな
し、前記分析装置（１０）が少なくとも２基の測定配置
機構によって捕捉された少なくとも２ｎ個の測定値と前
もって決定された検定行列とから、ｎ種のヘモグロビン
誘導体の濃度を算出する装置（１１）を備えることを特
徴とする濃度測定装置。 - 【請求項２】 前記一次光線（４）の光路に光学装置
（１６）が設けられていて、前記一次光線（４）が前記
光学装置（１６）の基本位置において前記キュベット
（１）内の第一の測定箇所（ａ0）を、前記光学装置
（１６）の少なくとももう１つ別の位置（１６’）にお
いて第二の測定箇所（ａ1）を定め、双方の測定箇所が
単一の測定位置（ｍ0）から見て角度αiをなしている請
求項１に記載の濃度測定装置。 - 【請求項３】 前記キュベット（１）内の単一の測定箇
所（ａ0）から発して、前記第一の検出装置（５）を備
えた第一の測定位置（ｍ0）の他に、前記中心光線
（７）の軸（４’）に対して角度αiをなす少なくとも
１つの第二の測定位置（ｍ1）が設けられていて、この
第二の位置（ｍ1）にもう１つの別の第二の検出装置
（８）が配置されているか又は前記第一の検出装置
（５）が旋回して前記第二の測定位置（ｍ1）に移動で
きるように構成されている請求項１に記載の濃度測定装
置。 - 【請求項４】 小さな光線入射面（６）を備えた前記第
一の測定位置（ｍ0）の検出装置（５）が０°〜５°の
中心光線範囲を捕捉し、前記第二の測定位置（ｍ1）の
第二の検出装置（８）が前記中心光線範囲に連接する散
乱光線範囲を捕捉する請求項３に記載の濃度測定装置。 - 【請求項５】 前記第二の検出装置（８）とさらに別の
検出装置（１２）とが、中心に配置された前記第一の検
出装置（５）の周囲に同心環状に配置されている請求項
３又は４に記載の濃度測定装置。 - 【請求項６】 前記検出装置（５、８、１２）のすべて
が、ダイオードアレイ（１３）の形で配置される請求項
３又は４に記載の濃度測定装置。 - 【請求項７】 前記検出装置（５、８、１２）のすべて
が、ＣＣＤユニット（１４）として構成されている請求
項３又は４に記載の濃度測定装置。 - 【請求項８】 前記キュベット（１）と前記検出装置
（５、８、１２）との間に、前記中心光線（７）と透過
拡散した前記散乱光線（９）との分離を行なうための光
学装置 （１７）が設けられる請求項１〜７のいずれか
１項に記載の濃度測定装置。 - 【請求項９】 無希釈の非溶血全血試料中のｎ種のヘモ
グロビン誘導体の濃度を測定するための方法であって、 ａ）波長の異なる少なくともｎ種の基本的に単色の放射
光成分を有する一次光線を試料中に入射し、 ｂ）試料を透過する放射光を、一次光線または中心光線
の軸上にある第一の測定位置で検出すると共に、中心光
線の一組の吸収値Ａ0（λ）を測定し、 ｃ）前記試料を透過する放射光を、少なくとも、一次光
線の軸に対して角度α iをなす散乱光線の軸上にあるも
う１つ別の測定位置で検出すると共に、少なくとももう
一組の散乱放射光の吸収値Ａαi（λ）を測定し、 ｄ）ｎ種のヘモグロビン誘導体の濃度を、前記吸収値Ａ
0（λ）、Ａαi（λ）と前もって決定された検定行列Ｋ
との関数として算出する、ことを特徴とする濃度測定方
法。 - 【請求項１０】 吸収値に代えて、中心光線と少なくと
も１本の散乱光線との透過値を測定する請求項９に記載
の濃度測定方法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| AT591/96 | 1996-04-02 | ||
| AT0059196A AT403412B (de) | 1996-04-02 | 1996-04-02 | Vorrichtung und verfahren zur bestimmung der konzentration von hämoglobinderivaten in einer unverdünnten, unhämolysierten vollblutprobe |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH1019885A JPH1019885A (ja) | 1998-01-23 |
| JP2879141B2 true JP2879141B2 (ja) | 1999-04-05 |
Family
ID=3494647
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP9078659A Expired - Fee Related JP2879141B2 (ja) | 1996-04-02 | 1997-03-31 | 濃度測定装置およびその方法 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5898487A (ja) |
| EP (1) | EP0800074B1 (ja) |
| JP (1) | JP2879141B2 (ja) |
| AT (1) | AT403412B (ja) |
| DE (1) | DE59710488D1 (ja) |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| SE9804142D0 (sv) | 1998-11-30 | 1998-11-30 | Gambro Ab | Method and device for providing a signal |
| AT406912B (de) | 1999-05-20 | 2000-10-25 | Avl List Gmbh | Optische messanordnung zur bestimmung der transmissions- und streustrahlung |
| US6611320B1 (en) * | 1999-09-08 | 2003-08-26 | Optoq Ab | Method and apparatus |
| WO2001053806A1 (en) * | 2000-01-18 | 2001-07-26 | Radiometer Medical A/S | Apparatus, sample cuvette and method for optical measurements |
| US20020081747A1 (en) * | 2000-02-22 | 2002-06-27 | Jacobs Merrit N. | Aspirating and mixing of liquids within a probe tip |
| DE10023639A1 (de) * | 2000-05-13 | 2001-11-15 | Arnold Gerd H | Verfahren und Vorrichtung zur Ermittlung der Gemischzusammensetzung beliebiger Medien bzw. zur Stoffmengenmessung |
| US6468803B1 (en) * | 2001-05-25 | 2002-10-22 | Becton, Dickinson And Company | Method for calibrating a sample analyzer |
| SE0104443D0 (sv) * | 2001-12-28 | 2001-12-28 | Hemocue Ab | Analysis method and cuvette therefor |
| SE530896C2 (sv) * | 2005-04-01 | 2008-10-14 | Diaspect Medical Ab | Anordning för att fastställa en hemoglobinkoncentration i blod |
| SE530244C2 (sv) | 2006-05-05 | 2008-04-08 | Hemocue Ab | Förfarande och system för kvantitativ hemoglobinbestämning |
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| EP2466292B1 (en) * | 2010-10-29 | 2017-12-13 | F. Hoffmann-La Roche AG | System for performing scattering and absorbance assays |
| CN103917870B (zh) | 2011-11-16 | 2016-04-13 | 贝克顿·迪金森公司 | 用于检测样品中的分析物的方法和系统 |
| CN104870977B (zh) * | 2012-12-20 | 2018-03-27 | 雷迪奥米特医学公司 | 检测样品中的组分的装置 |
| US9638622B2 (en) * | 2012-12-21 | 2017-05-02 | Sony Corporation | Particle detection apparatus and particle detection method |
| AU2014205215B2 (en) | 2013-01-11 | 2019-02-14 | Becton, Dickinson And Company | Low-cost point-of-care assay device |
| EP2765405A1 (de) * | 2013-02-11 | 2014-08-13 | Siemens Healthcare Diagnostics Products GmbH | Nephelometriesystem |
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| BR112016010721B1 (pt) | 2013-11-13 | 2021-06-01 | Becton, Dickinson And Company | Método e sistema de análise de uma amostra para um analito |
| CN104020083B (zh) * | 2014-06-13 | 2016-06-29 | 重庆大学 | 一种确定水中悬浮颗粒物散射特性的方法 |
| PL3094252T3 (pl) | 2014-10-14 | 2022-02-21 | Becton, Dickinson And Company | Zarządzanie próbką krwi z zastosowaniem pianki otwartokomórkowej |
| AU2015334044B2 (en) | 2014-10-14 | 2018-02-15 | Becton, Dickinson And Company | Blood sample management using open cell foam |
| CN110075939B (zh) | 2015-03-10 | 2022-06-07 | 贝克顿·迪金森公司 | 生物流体微样本管理装置 |
| CN108136395B (zh) | 2015-09-01 | 2022-05-13 | 贝克顿·迪金森公司 | 用于分离样本相的深度过滤装置 |
| EP3394616B1 (en) | 2015-12-24 | 2019-04-24 | Koninklijke Philips N.V. | A method and a system for determinations of cell suspensions |
| GB2573126B (en) * | 2018-04-24 | 2022-11-09 | Entia Ltd | A method and apparatus for determining haemoglobin concentration |
| DE102020104266B3 (de) * | 2020-02-18 | 2021-04-22 | Technische Hochschule Lübeck | Vorrichtung und Methode zur Analyse von Blut |
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|---|---|---|---|---|
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| DK282085D0 (da) * | 1985-06-21 | 1985-06-21 | Radiometer As | Fremgangsmaade og apparat til bestemmelse af blodkomponenter |
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-
1996
- 1996-04-02 AT AT0059196A patent/AT403412B/de not_active IP Right Cessation
-
1997
- 1997-03-20 EP EP97890054A patent/EP0800074B1/de not_active Expired - Lifetime
- 1997-03-20 DE DE59710488T patent/DE59710488D1/de not_active Expired - Fee Related
- 1997-03-24 US US08/822,733 patent/US5898487A/en not_active Expired - Lifetime
- 1997-03-31 JP JP9078659A patent/JP2879141B2/ja not_active Expired - Fee Related
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| DE59710488D1 (de) | 2003-09-04 |
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