JPH08159954A - グリコヘモグロビン測定用の吸光度計 - Google Patents
グリコヘモグロビン測定用の吸光度計Info
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- JPH08159954A JPH08159954A JP30378494A JP30378494A JPH08159954A JP H08159954 A JPH08159954 A JP H08159954A JP 30378494 A JP30378494 A JP 30378494A JP 30378494 A JP30378494 A JP 30378494A JP H08159954 A JPH08159954 A JP H08159954A
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- sample cell
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- Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【目的】従来の、タングステンランプやハロゲンランプ
を用いたグリコヘモグロビン測定装置で見られた課題を
解決し、小型でランニングコスト等が良好な装置を提供
する。 【構成】少なくとも４１５ｎｍの波長の光を発する高輝
度青色発光ダイオ−ドを単一の発光源とした発光系と、
グリコヘモグロビンが測定されるべき試料を保持する光
透過性の試料セルと、試料セルを通過した光を受光して
電圧変換する光量検出素子からなる受光系と、前記発光
系からの光を前記試料セルへ導きかつ試料セルを透過し
た光を前記受光系へ導く光路系と、を含む試料中のグリ
コヘモグロビン測定用の吸光度計。
を用いたグリコヘモグロビン測定装置で見られた課題を
解決し、小型でランニングコスト等が良好な装置を提供
する。 【構成】少なくとも４１５ｎｍの波長の光を発する高輝
度青色発光ダイオ−ドを単一の発光源とした発光系と、
グリコヘモグロビンが測定されるべき試料を保持する光
透過性の試料セルと、試料セルを通過した光を受光して
電圧変換する光量検出素子からなる受光系と、前記発光
系からの光を前記試料セルへ導きかつ試料セルを透過し
た光を前記受光系へ導く光路系と、を含む試料中のグリ
コヘモグロビン測定用の吸光度計。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、グリコヘモグロビン測
定用の吸光度計に関するものである。
定用の吸光度計に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】グリコヘモグロビンは、ヘモグロビンに
グルコ−ス分子が非酵素反応的に化学結合した物質であ
り、従来から糖尿病診断のマ−カ−として臨床的に利用
されている。
グルコ−ス分子が非酵素反応的に化学結合した物質であ
り、従来から糖尿病診断のマ−カ−として臨床的に利用
されている。
【０００３】グリコヘモグロビンの最大吸収波長が４１
５ｎｍであることから、吸光度計を用いて試料中のグリ
コヘモグロビン濃度を測定することが行われているが、
従来は、その光源にタングステンランプやハロゲンラン
プが使用されている。
５ｎｍであることから、吸光度計を用いて試料中のグリ
コヘモグロビン濃度を測定することが行われているが、
従来は、その光源にタングステンランプやハロゲンラン
プが使用されている。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】従来のタングステンラ
ンプやハロゲンランプを用いたグリコヘモグロビン測定
装置では、これら光源の安定性が気温等の外部環境の変
化の影響を受けるため、設置場所が限定される等という
課題がある。一方、これらの光源からの発熱量もかなり
のものとなるため、前記外部環境以外にも装置内部の温
度変化によっても影響を受け、結果的に熱容量の大きな
ヒ−トシンク等を用いて安定性を得る必要があったた
め、装置全体として大型化を避けられないという課題も
ある。
ンプやハロゲンランプを用いたグリコヘモグロビン測定
装置では、これら光源の安定性が気温等の外部環境の変
化の影響を受けるため、設置場所が限定される等という
課題がある。一方、これらの光源からの発熱量もかなり
のものとなるため、前記外部環境以外にも装置内部の温
度変化によっても影響を受け、結果的に熱容量の大きな
ヒ−トシンク等を用いて安定性を得る必要があったた
め、装置全体として大型化を避けられないという課題も
ある。
【０００５】また、これらの光源では電源投入から一定
時間を経過しないと光源自体が安定しないという課題も
あり、このために従来では装置の電源を入れたままにし
たり、使用に先立ち、例えば３０分程度前に電源を投入
する必要もあり、装置の運転効率が高いとはいえず、緊
急測定が必要な場合等、特に課題となる。
時間を経過しないと光源自体が安定しないという課題も
あり、このために従来では装置の電源を入れたままにし
たり、使用に先立ち、例えば３０分程度前に電源を投入
する必要もあり、装置の運転効率が高いとはいえず、緊
急測定が必要な場合等、特に課題となる。
【０００６】更に、これらの光源では発光波長に熱線を
有するため、これを除去するために高価な熱線吸収フィ
ルタ−が必須となり、安定連続点灯時間が４０００時間
程度であるためランニングコストが上昇し、かつ消費電
力が大きいというコスト的な課題もある半面、電球であ
るために外部衝撃に弱いという課題もある。
有するため、これを除去するために高価な熱線吸収フィ
ルタ−が必須となり、安定連続点灯時間が４０００時間
程度であるためランニングコストが上昇し、かつ消費電
力が大きいというコスト的な課題もある半面、電球であ
るために外部衝撃に弱いという課題もある。
【０００７】
【課題を解決するための手段】従来のグリコヘモグロビ
ン測定用の吸光度計にみられた課題を解決すべく、本発
明者は鋭意検討を行った結果、本発明を完成するに至っ
た。即ち本発明は、少なくとも４１５ｎｍの波長の光を
発する高輝度青色発光ダイオ−ドを単一の発光源とした
発光系と、グリコヘモグロビンが測定されるべき試料を
保持する光透過性の試料セルと、試料セルを通過した光
を受光して電圧変換する光量検出素子からなる受光系
と、前記発光系からの光を前記試料セルへ導きかつ試料
を透過した光を前記受光系へ導く光路系と、を含む試料
中のグリコヘモグロビン測定用の吸光度計である。以
下、本発明を詳細に説明する。
ン測定用の吸光度計にみられた課題を解決すべく、本発
明者は鋭意検討を行った結果、本発明を完成するに至っ
た。即ち本発明は、少なくとも４１５ｎｍの波長の光を
発する高輝度青色発光ダイオ−ドを単一の発光源とした
発光系と、グリコヘモグロビンが測定されるべき試料を
保持する光透過性の試料セルと、試料セルを通過した光
を受光して電圧変換する光量検出素子からなる受光系
と、前記発光系からの光を前記試料セルへ導きかつ試料
を透過した光を前記受光系へ導く光路系と、を含む試料
中のグリコヘモグロビン測定用の吸光度計である。以
下、本発明を詳細に説明する。
【０００８】本発明で光源として使用する、少なくとも
４１５ｎｍの波長の光を発する高輝度青色発光ダイオ−
ドは、発熱がなく小型で安価なうえ、衝撃に強く消費電
力の少ない光源である。しかも発光ダイオ−ドは高速で
のパルス点灯が簡単にできるという好適な特徴を有す
る。
４１５ｎｍの波長の光を発する高輝度青色発光ダイオ−
ドは、発熱がなく小型で安価なうえ、衝撃に強く消費電
力の少ない光源である。しかも発光ダイオ−ドは高速で
のパルス点灯が簡単にできるという好適な特徴を有す
る。
【０００９】なお発光ダイオ−ドは、通常、発光部を樹
脂モ−ルドして製造されたものであるが、光の均一性を
高める等のためには当該樹脂モ−ルドが拡散性を有する
ことが好ましい。具体的には透明な樹脂にシリカ微粉や
酸化チタン微粉等を混入して得た樹脂を用いてモ−ルド
したものが例示できる。
脂モ−ルドして製造されたものであるが、光の均一性を
高める等のためには当該樹脂モ−ルドが拡散性を有する
ことが好ましい。具体的には透明な樹脂にシリカ微粉や
酸化チタン微粉等を混入して得た樹脂を用いてモ−ルド
したものが例示できる。
【００１０】より具体的に、本発明の光源として用いる
好適な発光ダイオ−ドとして、中心波長が４５０ｎｍで
半値幅が５０ｎｍの超光輝度発光ダイオ−ド（拡散性樹
脂モ−ルド型、日亜化学（株）製）が例示できる。
好適な発光ダイオ−ドとして、中心波長が４５０ｎｍで
半値幅が５０ｎｍの超光輝度発光ダイオ−ド（拡散性樹
脂モ−ルド型、日亜化学（株）製）が例示できる。
【００１１】グリコヘモグロビンが測定されるべき試料
を保持する光透過性の試料セルは、例えばガラスやプラ
スチック等で製造されたものを使用することができる。
セルは少なくとも光源からの光が透過し得るものであれ
ば完全な透過性を有するものでなく一部分が透過性のも
のでも良い。またその形状としては、通常使用される直
方体型のもの等を使用することができる。
を保持する光透過性の試料セルは、例えばガラスやプラ
スチック等で製造されたものを使用することができる。
セルは少なくとも光源からの光が透過し得るものであれ
ば完全な透過性を有するものでなく一部分が透過性のも
のでも良い。またその形状としては、通常使用される直
方体型のもの等を使用することができる。
【００１２】受光系を構成する光量検出素子は特に限定
されるものではないが、例えばフォトダイオ−ドや光電
管等を用いることができる。
されるものではないが、例えばフォトダイオ−ドや光電
管等を用いることができる。
【００１３】発光系からの光を前記試料セルへ導きかつ
試料セルを透過した光を受光系に導く光路系は、特に限
定されるものではなく、通常の吸光度計と同様にミラ−
等を配した構成とすることができる。また当然ながら、
前記ミラ−等を一切しようせず、単に発光系、試料セル
及び受光系を直線上に配置するような構成としても良
い。更に、発光系、試料セル及び受光系を直線上に配置
できないような場合等には、例えば光ファイバ−を用い
る等しても良い。
試料セルを透過した光を受光系に導く光路系は、特に限
定されるものではなく、通常の吸光度計と同様にミラ−
等を配した構成とすることができる。また当然ながら、
前記ミラ−等を一切しようせず、単に発光系、試料セル
及び受光系を直線上に配置するような構成としても良
い。更に、発光系、試料セル及び受光系を直線上に配置
できないような場合等には、例えば光ファイバ−を用い
る等しても良い。
【００１４】光源として使用する発光ダイオ−ドは点光
源であるため光は平行光ではない。従って、セル内で乱
反射が生じたり、干渉フィルタ−の通過波長のシフト等
の問題が発生する場合等、これを平行光線とする必要が
生じる場合には、例えば発光系から試料セルに至る光路
中に発光ダイオ−ドからの光を平行光線に変換するため
のコリメ−タ−レンズを配置することが好ましい。ま
た、発光ダイオ−ドの光が試料中のグリコヘモグロビン
の吸光度を測定する上で必要な４１５ｎｍ付近の波長の
光以外に、測定上無用の波長の光を含んでいる場合に
は、例えば発光ダイオ−ドから試料セルに至る光路中に
特定波長の光以外をカットする干渉フィルタ−を配置す
ることが好ましい。このように平行光でない光の場合に
は干渉フィルタ−は通過させる光の波長がずれるため、
前記コリメ−タ−レンズの後方に配置することが好まし
い。また波長の違いによるセル内の乱反射の悪影響を軽
減するためにもこの様に干渉フィルタ−を前記コリメ−
タ−レンズの後方に配置することが特に好ましい。
源であるため光は平行光ではない。従って、セル内で乱
反射が生じたり、干渉フィルタ−の通過波長のシフト等
の問題が発生する場合等、これを平行光線とする必要が
生じる場合には、例えば発光系から試料セルに至る光路
中に発光ダイオ−ドからの光を平行光線に変換するため
のコリメ−タ−レンズを配置することが好ましい。ま
た、発光ダイオ−ドの光が試料中のグリコヘモグロビン
の吸光度を測定する上で必要な４１５ｎｍ付近の波長の
光以外に、測定上無用の波長の光を含んでいる場合に
は、例えば発光ダイオ−ドから試料セルに至る光路中に
特定波長の光以外をカットする干渉フィルタ−を配置す
ることが好ましい。このように平行光でない光の場合に
は干渉フィルタ−は通過させる光の波長がずれるため、
前記コリメ−タ−レンズの後方に配置することが好まし
い。また波長の違いによるセル内の乱反射の悪影響を軽
減するためにもこの様に干渉フィルタ−を前記コリメ−
タ−レンズの後方に配置することが特に好ましい。
【００１５】本願発明の吸光度計においては、前記受光
系に加えて対照用受光系や対照用光路系等を付加するこ
とが好ましい。このような対照機構を設ければ、複数回
の測定を容易に同一条件下で実施できるようになり、グ
リコヘモグロビン吸光度の測定に際して測定精度を向上
させることが可能となる。特に後述のようなフィ−ドバ
ック制御するための機構を付加すれば、単に比較器にお
ける基準電圧を変化させることで、前記対照用受光系に
導かれる光量を任意の一定の値にすることが可能とな
り、特に意識しなくとも、自動的に高精度のグリコヘモ
グロビン測定が可能となる。
系に加えて対照用受光系や対照用光路系等を付加するこ
とが好ましい。このような対照機構を設ければ、複数回
の測定を容易に同一条件下で実施できるようになり、グ
リコヘモグロビン吸光度の測定に際して測定精度を向上
させることが可能となる。特に後述のようなフィ−ドバ
ック制御するための機構を付加すれば、単に比較器にお
ける基準電圧を変化させることで、前記対照用受光系に
導かれる光量を任意の一定の値にすることが可能とな
り、特に意識しなくとも、自動的に高精度のグリコヘモ
グロビン測定が可能となる。
【００１６】対照用受光系において使用する光量検出素
子は、測定用の受光系と同一の光量検出素子を使用する
が、これ以外に、一の光量検出素子を測定用と対照用に
切り替えて使用することも可能である。この場合には、
対照用光路系自体を測定用の光路系と重複させ、試料セ
ルを配置しない状態又は試料を保持していない試料セル
を配置した状態での測定値を対照用の値として用いるこ
とが例示できるが、対照用光路系を別途配置し、光源か
らの光を受光系の光量検出素子に導くように構成すれば
試料セルの配置に留意する必要等が不要となるため特に
好ましい。このように対照用光路系は、測定用光路系と
は別途配置することが好ましいが、この場合には試料用
セルに該当する対照用セル等を配置する必要はない。
子は、測定用の受光系と同一の光量検出素子を使用する
が、これ以外に、一の光量検出素子を測定用と対照用に
切り替えて使用することも可能である。この場合には、
対照用光路系自体を測定用の光路系と重複させ、試料セ
ルを配置しない状態又は試料を保持していない試料セル
を配置した状態での測定値を対照用の値として用いるこ
とが例示できるが、対照用光路系を別途配置し、光源か
らの光を受光系の光量検出素子に導くように構成すれば
試料セルの配置に留意する必要等が不要となるため特に
好ましい。このように対照用光路系は、測定用光路系と
は別途配置することが好ましいが、この場合には試料用
セルに該当する対照用セル等を配置する必要はない。
【００１７】光源である発光ダイオ−ドの点灯は、通常
の電源回路を用いた連続点灯でも良いが、より測定精度
を向上させるためにはパルス点灯、より好ましくは高速
パルス点灯させ、光源のパルス点灯と同期させつつパル
ス点灯周波数が通過周波数となるバンドパスフィルタを
通過した受光系からの出力を測定値とすると良い。光源
をパルス点灯させるためには、パルス周波数を発生する
発信回路や電源供給回路からなる光源駆動系を設ければ
良い。このように発光ダイオ−ドをパルス点灯すれば、
発光系からの光とは無関係に受光系に到達し、測定結果
に悪影響を与える外部からの迷光の影響等を排除するこ
とが可能である。
の電源回路を用いた連続点灯でも良いが、より測定精度
を向上させるためにはパルス点灯、より好ましくは高速
パルス点灯させ、光源のパルス点灯と同期させつつパル
ス点灯周波数が通過周波数となるバンドパスフィルタを
通過した受光系からの出力を測定値とすると良い。光源
をパルス点灯させるためには、パルス周波数を発生する
発信回路や電源供給回路からなる光源駆動系を設ければ
良い。このように発光ダイオ−ドをパルス点灯すれば、
発光系からの光とは無関係に受光系に到達し、測定結果
に悪影響を与える外部からの迷光の影響等を排除するこ
とが可能である。
【００１８】ここで、発光ダイオ−ドから対照用光路系
を通して対照用受光系に導かれた光を該対照用受光系の
光量検出素子で電圧変換した信号を任意の時間内の積算
を行う積算器に入力し、ある区間を平均化し、該比較器
で比較し、その出力により光源駆動系を駆動するように
構成することにより、対照用受光系に導かれる光量が一
定となるように好ましくフィ−ドバック制御することが
可能となる。即ち、光源から光が発せられると対照用光
路系を通して対照用受光系に導かれた光をまず当該受光
系の光量検出素子により電流変換した後、電圧変換器で
電圧変換する。次ぎにこのようにして得られた信号を積
分器に入力して平均化し、比較器に入力する。比較器に
おいて基準電圧と入力信号を比較し、入力信号が基準電
圧より大きい場合には光源駆動系の駆動を停止する信号
を出力するように構成する。
を通して対照用受光系に導かれた光を該対照用受光系の
光量検出素子で電圧変換した信号を任意の時間内の積算
を行う積算器に入力し、ある区間を平均化し、該比較器
で比較し、その出力により光源駆動系を駆動するように
構成することにより、対照用受光系に導かれる光量が一
定となるように好ましくフィ−ドバック制御することが
可能となる。即ち、光源から光が発せられると対照用光
路系を通して対照用受光系に導かれた光をまず当該受光
系の光量検出素子により電流変換した後、電圧変換器で
電圧変換する。次ぎにこのようにして得られた信号を積
分器に入力して平均化し、比較器に入力する。比較器に
おいて基準電圧と入力信号を比較し、入力信号が基準電
圧より大きい場合には光源駆動系の駆動を停止する信号
を出力するように構成する。
【００１９】このような構成によれば、例えば基準電圧
より入力信号が大きい場合、即ち積分器の時定数で決定
される、時間の平均値が基準値より大きい場合には光源
駆動系の駆動が停止し、基準電圧より入力信号が小さい
場合、即ち積分器の時定数で決定される時間の平均値が
小さい場合には光源駆動系が駆動されるから、対照用受
光系に到達する光量をパルス点灯しながら一定に保ち、
結果的に測定精度を向上させることが可能となる。な
お、対照用受光系と測定用の受光系は互いに固定された
位置関係を保っているため、対照用受光系に到達する光
量を一定に保つことは即ち、測定用の受光系に到達する
光量を一定に保つことに他ならない。
より入力信号が大きい場合、即ち積分器の時定数で決定
される、時間の平均値が基準値より大きい場合には光源
駆動系の駆動が停止し、基準電圧より入力信号が小さい
場合、即ち積分器の時定数で決定される時間の平均値が
小さい場合には光源駆動系が駆動されるから、対照用受
光系に到達する光量をパルス点灯しながら一定に保ち、
結果的に測定精度を向上させることが可能となる。な
お、対照用受光系と測定用の受光系は互いに固定された
位置関係を保っているため、対照用受光系に到達する光
量を一定に保つことは即ち、測定用の受光系に到達する
光量を一定に保つことに他ならない。
【００２０】以上のようなフィ−ドバック制御を可能と
する本発明の装置において、光量の調整は比較器におけ
る基準電圧を調整することにより実現できる。
する本発明の装置において、光量の調整は比較器におけ
る基準電圧を調整することにより実現できる。
【００２１】
【実施例】以下、本発明を図面に示す実施例に基づき更
に詳細に説明する。
に詳細に説明する。
【００２２】図１は本発明のグリコヘモグロビン用の吸
光度計の一例を示したものである。図中、１は中心波長
が４５０ｎｍで半値幅が５０ｎｍの超光輝度発光ダイオ
−ドであり、当該ダイオ−ドの発光点を中心とするピン
ホ−ル板２と所定の位置関係をなすように固定されてい
る。３はピンホ−ル板２の直径１ｍｍのピンホ−ルを通
過した光を平行光線に変換するためのコリメ−タ−レン
ズである。なおこの例では、光源をパルス点灯するよう
に構成してある。
光度計の一例を示したものである。図中、１は中心波長
が４５０ｎｍで半値幅が５０ｎｍの超光輝度発光ダイオ
−ドであり、当該ダイオ−ドの発光点を中心とするピン
ホ−ル板２と所定の位置関係をなすように固定されてい
る。３はピンホ−ル板２の直径１ｍｍのピンホ−ルを通
過した光を平行光線に変換するためのコリメ−タ−レン
ズである。なおこの例では、光源をパルス点灯するよう
に構成してある。
【００２３】コリメ−タ−レンズによって平行光線に変
換された光は、干渉用フィルタ−７を通過した後にブロ
ック４を照射する。ブロック４には、対照用光路系の一
部である貫通穴５及びフロ−セルとして構成された試料
用セル６が構成されている。貫通穴５は正に単なる穴で
あり、当然の事ながら空気で満たされている。一方試料
用セル６のコリメ−タ−レンズ側６ａ及びその他端６ｂ
は光透過性のプラスチックで密閉され、６ｃ及び６ｄの
みが開口した構造となっている。これら６ｃ及び６ｄ
は、不図示の試料導入装置及び廃液溜にポンプを介して
接続され、６ｃから導入された血液試料は吸光度測定の
後６ｄから排出されるようになっている。貫通穴５及び
試料用セル６を通過した光は、受光系を構成する光量検
出素子であるフォトダイオ−ド８（ａ、ｂ）に到達す
る。ここでフォトダイオ−ドは対照用の８ａ及び測定用
の８ｂが使用され、それぞれ前記対照用の貫通穴５又は
試料用セル６に対向して配置されている。
換された光は、干渉用フィルタ−７を通過した後にブロ
ック４を照射する。ブロック４には、対照用光路系の一
部である貫通穴５及びフロ−セルとして構成された試料
用セル６が構成されている。貫通穴５は正に単なる穴で
あり、当然の事ながら空気で満たされている。一方試料
用セル６のコリメ−タ−レンズ側６ａ及びその他端６ｂ
は光透過性のプラスチックで密閉され、６ｃ及び６ｄの
みが開口した構造となっている。これら６ｃ及び６ｄ
は、不図示の試料導入装置及び廃液溜にポンプを介して
接続され、６ｃから導入された血液試料は吸光度測定の
後６ｄから排出されるようになっている。貫通穴５及び
試料用セル６を通過した光は、受光系を構成する光量検
出素子であるフォトダイオ−ド８（ａ、ｂ）に到達す
る。ここでフォトダイオ−ドは対照用の８ａ及び測定用
の８ｂが使用され、それぞれ前記対照用の貫通穴５又は
試料用セル６に対向して配置されている。
【００２４】フォトダ−オ−ド８により電流変換された
信号は電流電圧変換器９（ａ、ｂ）により電圧変換され
た後、発光ダイオ−ドのレスポンスを考慮してパルス点
灯と同期される（具体的には、アナログスイッチによ
り、スイッチングしながらサンプリングされる）。更に
そのパルス点灯周波数信号のみを通過させるバンドパス
フィルタ−１０ａ又は１０ｂを通過する。この後、バン
ドパスフィルタ−１０ｂを通過した信号は、不図示の対
数変換器、Ａ／Ｄ変換器等を通して受光された光信号強
度に基づき吸光度を算出するようにプログラムされたコ
ンピュ−タ−に入力される。一方、バンドパスフィルタ
−１０ａを通過した信号は、積分器１４に入力されて平
均化された後、可変型基準電圧発生器とオペレ−ション
アンプにより構成された、ヒステリシス幅を持つ比較器
１１に入力される。このようにして入力された信号は、
比較器で基準電圧と比較され、基準電圧と比較器のヒス
テリシス幅を加算した電圧（１００＋０．０５ｍＶ）よ
りも高い電圧時には光源駆動系１３を停止する信号を出
力する。これによって光源である発光ダイオ−ドが消灯
される。その結果、積分器からの電圧信号は、基準電圧
より小さくなる。従ってその後は、駆動系１３は駆動信
号を出力し、光源である発光ダイオ−ドは点灯すること
になる。
信号は電流電圧変換器９（ａ、ｂ）により電圧変換され
た後、発光ダイオ−ドのレスポンスを考慮してパルス点
灯と同期される（具体的には、アナログスイッチによ
り、スイッチングしながらサンプリングされる）。更に
そのパルス点灯周波数信号のみを通過させるバンドパス
フィルタ−１０ａ又は１０ｂを通過する。この後、バン
ドパスフィルタ−１０ｂを通過した信号は、不図示の対
数変換器、Ａ／Ｄ変換器等を通して受光された光信号強
度に基づき吸光度を算出するようにプログラムされたコ
ンピュ−タ−に入力される。一方、バンドパスフィルタ
−１０ａを通過した信号は、積分器１４に入力されて平
均化された後、可変型基準電圧発生器とオペレ−ション
アンプにより構成された、ヒステリシス幅を持つ比較器
１１に入力される。このようにして入力された信号は、
比較器で基準電圧と比較され、基準電圧と比較器のヒス
テリシス幅を加算した電圧（１００＋０．０５ｍＶ）よ
りも高い電圧時には光源駆動系１３を停止する信号を出
力する。これによって光源である発光ダイオ−ドが消灯
される。その結果、積分器からの電圧信号は、基準電圧
より小さくなる。従ってその後は、駆動系１３は駆動信
号を出力し、光源である発光ダイオ−ドは点灯すること
になる。
【００２５】発光ダイオ−ドの駆動により積分器からの
電圧信号は増大する。そして、基準電圧よりも大きくな
るが、比較器はヒステリシス幅を有しているため、この
幅を越えた時点で駆動系１３は停止信号を出力して光源
である発光ダイオ−ドは消灯される。
電圧信号は増大する。そして、基準電圧よりも大きくな
るが、比較器はヒステリシス幅を有しているため、この
幅を越えた時点で駆動系１３は停止信号を出力して光源
である発光ダイオ−ドは消灯される。
【００２６】以上の動作を繰り返すことで、発光ダイオ
−ドはパルス点灯しながらフィ−ドバック制御されるこ
ととなり、単位時間当たりの光量を一定に保つことが可
能となる。この際のパルス点灯周波数は、積分器の時定
数と比較器１２のヒステリシスによって決定されるが、
この様子を図２にタイムチャ−トとして示す。
−ドはパルス点灯しながらフィ−ドバック制御されるこ
ととなり、単位時間当たりの光量を一定に保つことが可
能となる。この際のパルス点灯周波数は、積分器の時定
数と比較器１２のヒステリシスによって決定されるが、
この様子を図２にタイムチャ−トとして示す。
【００２７】以上の装置を用いて、ヒトの血を試料とし
てグリコヘモグロビンを測定した。なおグリコヘモグロ
ビンの４１５ｎｍの吸光係数は１．５（ＡＢＳ）であ
る。結果を図３に示す。
てグリコヘモグロビンを測定した。なおグリコヘモグロ
ビンの４１５ｎｍの吸光係数は１．５（ＡＢＳ）であ
る。結果を図３に示す。
【００２８】図３から明らかなように、発光ダイオ−ド
のパルス点灯に従ってａ〜ｆの５つの吸光度のピ−クが
出現する。この測定中に外気温度を約１０℃変化させた
が、前述のようなフィ−ドバック制御により、ベ−スラ
インは外気温変化という環境変化に対して安定であっ
た。
のパルス点灯に従ってａ〜ｆの５つの吸光度のピ−クが
出現する。この測定中に外気温度を約１０℃変化させた
が、前述のようなフィ−ドバック制御により、ベ−スラ
インは外気温変化という環境変化に対して安定であっ
た。
【００２９】
【発明の効果】本発明のグリコヘモグロビン測定用吸光
度計は、光源として発光ダイオ−ドを使用した結果、気
温等の外部環境が変化しても光源の安定性は影響され
ず、このため設置場所に影響のないという効果を達成す
る。また光源からの発熱、即ち外部環境以外の装置内部
の温度変化による影響がなく、熱容量の大きなヒ−トシ
ンク等を用いる必要がないために装置全体として小型化
できるという効果もある。また、発光ダイオ−ドは電源
投入から１０秒程度で安定するために、必要に応じて電
源を投入して測定を実施することができ、装置の運転効
率を格段に向上すると共に、緊急測定が必要な場合にも
十分に対応可能となる。
度計は、光源として発光ダイオ−ドを使用した結果、気
温等の外部環境が変化しても光源の安定性は影響され
ず、このため設置場所に影響のないという効果を達成す
る。また光源からの発熱、即ち外部環境以外の装置内部
の温度変化による影響がなく、熱容量の大きなヒ−トシ
ンク等を用いる必要がないために装置全体として小型化
できるという効果もある。また、発光ダイオ−ドは電源
投入から１０秒程度で安定するために、必要に応じて電
源を投入して測定を実施することができ、装置の運転効
率を格段に向上すると共に、緊急測定が必要な場合にも
十分に対応可能となる。
【００３０】更に、発光ダイオ−ドは発光波長に熱線を
有さないため、これを除去するための高価な熱線吸収フ
ィルタ−は不要であり、一般に連続点灯時間も１０００
００時間程度であるからランニングコストを低減でき、
かつ消費電力も小さいというコスト的にも効果的であ
る。
有さないため、これを除去するための高価な熱線吸収フ
ィルタ−は不要であり、一般に連続点灯時間も１０００
００時間程度であるからランニングコストを低減でき、
かつ消費電力も小さいというコスト的にも効果的であ
る。
【００３１】本発明において光源系をパルス点灯させた
場合には、発光系からの光とは無関係に受光系に到達
し、測定結果に悪影響を与える外部からの迷光の影響等
を排除することも可能となる。また、光源系をフィ−ド
バック制御すれば、比較器の基準電圧を変化させること
で光源の光量をフィ−ドバック制御しながら調整するこ
とも可能で、この結果、一定時間に試料用セルに到達す
る光量の積算量が任意の一定量になるように素早く、か
つ、確実に可能となる。
場合には、発光系からの光とは無関係に受光系に到達
し、測定結果に悪影響を与える外部からの迷光の影響等
を排除することも可能となる。また、光源系をフィ−ド
バック制御すれば、比較器の基準電圧を変化させること
で光源の光量をフィ−ドバック制御しながら調整するこ
とも可能で、この結果、一定時間に試料用セルに到達す
る光量の積算量が任意の一定量になるように素早く、か
つ、確実に可能となる。
【図１】図１は、本発明のグリコヘモグロビン用の吸光
度計の具体例の概要を示した図である。
度計の具体例の概要を示した図である。
【図２】図２は、図１に示した本発明のグリコヘモグロ
ビン用の吸光度計における光源のパルス点灯周波数が積
分器の時定数と比較器のヒステリシスによって決定され
る様子をタイムチャ−トとして示したものである。
ビン用の吸光度計における光源のパルス点灯周波数が積
分器の時定数と比較器のヒステリシスによって決定され
る様子をタイムチャ−トとして示したものである。
【図３】図３は、図１及び図２に示された装置を用いて
ヒトの血についてグリコヘモグロビンの吸光度を測定し
た結果を示した図である。図中、縦軸は吸光度を示し、
横軸は時間を示す。
ヒトの血についてグリコヘモグロビンの吸光度を測定し
た結果を示した図である。図中、縦軸は吸光度を示し、
横軸は時間を示す。
１ 発光ダイオ−ド ２ ピンホ−ル板 ３ コリメ−タ−レンズ ４ ブロック ５ 対照用光路系 ６ 試料用セル ７ 干渉フィルタ− ８ フォトセンサ− ９ 電流電圧変換器 １０ バンドパスフィルタ−（同期回路付） １１ 遅延器 １２ 比較器 １３ 駆動系 １４ 積分器
Claims (6)
- 【請求項１】 少なくとも４１５ｎｍの波長の光を発す
る高輝度青色発光ダイオ−ドを単一の発光源とした発光
系と、グリコヘモグロビンが測定されるべき試料を保持
する光透過性の試料セルと、試料セルを通過した光を受
光して電圧変換する光量検出素子からなる受光系と、前
記発光系からの光を前記試料セルへ導きかつ試料セルを
透過した光を前記受光系へ導く光路系と、を含む試料中
のグリコヘモグロビン測定用の吸光度計。 - 【請求項２】 前記光路系が、発光系から試料セルに至
る光路中に前記発光系中の単一の発光源からの光を平行
光線に変換するためのコリメ−タ−レンズを有する請求
項１の吸光度計。 - 【請求項３】 前記光路系が、更にコリメ−タ−レンズ
の後方に干渉フィルタ−を有する請求項２の吸光度計。 - 【請求項４】 前記受光系に加えて対照用受光系を有
し、ここで該対照用受光系は前記受光系と同一の光量検
出素子を有し、そして更に前記光路系に加えて前記発光
系からの光を試料セルを介さずに当該対対照受光系に導
く対照用光路系を有する請求項１又は２の吸光度計。 - 【請求項５】 前記発光源が発光ダイオ−ドを高速パル
ス点灯するための光源駆動系を有し、前記受光系が当該
パルス点灯に同期して測定を行うことを特徴とする請求
項１又は４の吸光度計。 - 【請求項６】 前記対照受光系が更に変換された電圧の
任意の時間内の積算を行う積分器と、任意の可変基準電
圧を保持し、入力信号が基準電圧より小さい場合に限っ
て前記光源駆動系を駆動するための信号を出力する比較
器を有しており、単一の発光源である発光ダイオ−ドか
ら対照用光路系を通して対照用受光系に導かれた光を該
対照用受光系の光量検出素子で電圧変換した信号を該任
意の時間内の積算を行う行う積算器を通過させて平均化
し、該比較器で比較し、その出力により前記光源駆動系
を駆動する、前記対照用受光系に導かれる光量が一定と
なるようにフィ−ドバック制御するための機構を供えた
請求項１、４又は５の吸光度計。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP30378494A JPH08159954A (ja) | 1994-12-07 | 1994-12-07 | グリコヘモグロビン測定用の吸光度計 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP30378494A JPH08159954A (ja) | 1994-12-07 | 1994-12-07 | グリコヘモグロビン測定用の吸光度計 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH08159954A true JPH08159954A (ja) | 1996-06-21 |
Family
ID=17925253
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP30378494A Pending JPH08159954A (ja) | 1994-12-07 | 1994-12-07 | グリコヘモグロビン測定用の吸光度計 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH08159954A (ja) |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007527499A (ja) * | 2003-12-16 | 2007-09-27 | カウンシル オブ サイエンティフィク アンド インダストリアル リサーチ | 全ゴシポール濃度の測定のための携帯用装置 |
| WO2007111283A1 (ja) * | 2006-03-24 | 2007-10-04 | Arkray, Inc. | グリコヘモグロビン濃度測定方法および濃度測定装置 |
| WO2007111282A1 (ja) * | 2006-03-24 | 2007-10-04 | Arkray, Inc. | グリコヘモグロビン濃度測定方法および濃度測定装置 |
| JP2009210565A (ja) * | 2008-02-04 | 2009-09-17 | Optex Fa Co Ltd | 光量モニタセンサおよびこれを備えた画像処理システム |
| JP2020502512A (ja) * | 2016-12-16 | 2020-01-23 | シーメンス・ヘルスケア・ダイアグノスティックス・インコーポレーテッドＳｉｅｍｅｎｓ Ｈｅａｌｔｈｃａｒｅ Ｄｉａｇｎｏｓｔｉｃｓ Ｉｎｃ． | 液体アッセイの複数検体の同時測定 |
-
1994
- 1994-12-07 JP JP30378494A patent/JPH08159954A/ja active Pending
Cited By (11)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007527499A (ja) * | 2003-12-16 | 2007-09-27 | カウンシル オブ サイエンティフィク アンド インダストリアル リサーチ | 全ゴシポール濃度の測定のための携帯用装置 |
| WO2007111283A1 (ja) * | 2006-03-24 | 2007-10-04 | Arkray, Inc. | グリコヘモグロビン濃度測定方法および濃度測定装置 |
| WO2007111282A1 (ja) * | 2006-03-24 | 2007-10-04 | Arkray, Inc. | グリコヘモグロビン濃度測定方法および濃度測定装置 |
| JPWO2007111282A1 (ja) * | 2006-03-24 | 2009-08-13 | アークレイ株式会社 | グリコヘモグロビン濃度測定方法および濃度測定装置 |
| JPWO2007111283A1 (ja) * | 2006-03-24 | 2009-08-13 | アークレイ株式会社 | グリコヘモグロビン濃度測定方法および濃度測定装置 |
| JP4989628B2 (ja) * | 2006-03-24 | 2012-08-01 | アークレイ株式会社 | グリコヘモグロビン濃度測定方法および濃度測定装置 |
| US8268625B2 (en) | 2006-03-24 | 2012-09-18 | Arkray, Inc. | Method of measuring glycated hemoglobin concentration and concentration measuring apparatus |
| JP5279485B2 (ja) * | 2006-03-24 | 2013-09-04 | アークレイ株式会社 | グリコヘモグロビン濃度測定方法および濃度測定装置 |
| JP2009210565A (ja) * | 2008-02-04 | 2009-09-17 | Optex Fa Co Ltd | 光量モニタセンサおよびこれを備えた画像処理システム |
| JP2020502512A (ja) * | 2016-12-16 | 2020-01-23 | シーメンス・ヘルスケア・ダイアグノスティックス・インコーポレーテッドＳｉｅｍｅｎｓ Ｈｅａｌｔｈｃａｒｅ Ｄｉａｇｎｏｓｔｉｃｓ Ｉｎｃ． | 液体アッセイの複数検体の同時測定 |
| US11668707B2 (en) | 2016-12-16 | 2023-06-06 | Siemens Healthcare Diagnostics Inc. | Simultaneous measurement of multiple analytes of a liquid assay |
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