JPH1090173A - 総ヘモグロビン濃度の光学的測定のための方法及び測定システム - Google Patents
総ヘモグロビン濃度の光学的測定のための方法及び測定システムInfo
- Publication number
- JPH1090173A JPH1090173A JP9185616A JP18561697A JPH1090173A JP H1090173 A JPH1090173 A JP H1090173A JP 9185616 A JP9185616 A JP 9185616A JP 18561697 A JP18561697 A JP 18561697A JP H1090173 A JPH1090173 A JP H1090173A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- measurement
- capillary channel
- measuring
- wavelengths
- cone
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
- 238000005259 measurement Methods 0.000 title claims abstract description 63
- 108010054147 Hemoglobins Proteins 0.000 title claims abstract description 30
- 102000001554 Hemoglobins Human genes 0.000 title claims abstract description 30
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 title claims abstract description 28
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims abstract description 26
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 claims abstract description 29
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 claims abstract description 25
- 239000008280 blood Substances 0.000 claims abstract description 25
- QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N atomic oxygen Chemical compound [O] QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims abstract description 15
- 229910052760 oxygen Inorganic materials 0.000 claims abstract description 15
- 239000001301 oxygen Substances 0.000 claims abstract description 15
- 230000005284 excitation Effects 0.000 claims description 31
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims description 26
- 238000012360 testing method Methods 0.000 claims description 10
- 239000007864 aqueous solution Substances 0.000 claims description 4
- 230000035515 penetration Effects 0.000 claims description 4
- 230000002596 correlated effect Effects 0.000 claims description 3
- 238000012937 correction Methods 0.000 claims description 2
- 230000002949 hemolytic effect Effects 0.000 abstract 2
- 238000003556 assay Methods 0.000 description 7
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 description 5
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 5
- 239000013307 optical fiber Substances 0.000 description 4
- 239000000306 component Substances 0.000 description 3
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 2
- 230000005855 radiation Effects 0.000 description 2
- 239000004065 semiconductor Substances 0.000 description 2
- 230000003595 spectral effect Effects 0.000 description 2
- 238000002798 spectrophotometry method Methods 0.000 description 2
- UGFAIRIUMAVXCW-UHFFFAOYSA-N Carbon monoxide Chemical compound [O+]#[C-] UGFAIRIUMAVXCW-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 108010061951 Methemoglobin Proteins 0.000 description 1
- 239000012491 analyte Substances 0.000 description 1
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 1
- 210000000601 blood cell Anatomy 0.000 description 1
- 239000012503 blood component Substances 0.000 description 1
- 239000012482 calibration solution Substances 0.000 description 1
- 229910002091 carbon monoxide Inorganic materials 0.000 description 1
- 238000010276 construction Methods 0.000 description 1
- 230000008878 coupling Effects 0.000 description 1
- 238000010168 coupling process Methods 0.000 description 1
- 238000005859 coupling reaction Methods 0.000 description 1
- 239000000463 material Substances 0.000 description 1
- 230000002093 peripheral effect Effects 0.000 description 1
- 230000010287 polarization Effects 0.000 description 1
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 1
- 239000007787 solid Substances 0.000 description 1
- 238000012795 verification Methods 0.000 description 1
Classifications
-
- G—PHYSICS
- 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
- G01N21/25—Colour; Spectral properties, i.e. comparison of effect of material on the light at two or more different wavelengths or wavelength bands
- G01N21/31—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry
- G01N21/314—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry with comparison of measurements at specific and non-specific wavelengths
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
- G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
- G01N33/483—Physical analysis of biological material
- G01N33/487—Physical analysis of biological material of liquid biological material
- G01N33/49—Blood
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
- G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
- G01N33/50—Chemical analysis of biological material, e.g. blood, urine; Testing involving biospecific ligand binding methods; Immunological testing
- G01N33/72—Chemical analysis of biological material, e.g. blood, urine; Testing involving biospecific ligand binding methods; Immunological testing involving blood pigments, e.g. haemoglobin, bilirubin or other porphyrins; involving occult blood
- G01N33/721—Haemoglobin
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Hematology (AREA)
- Immunology (AREA)
- Biochemistry (AREA)
- Urology & Nephrology (AREA)
- Pathology (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Analytical Chemistry (AREA)
- Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Food Science & Technology (AREA)
- Medicinal Chemistry (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Ecology (AREA)
- Biotechnology (AREA)
- Cell Biology (AREA)
- Microbiology (AREA)
- Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
- Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)
- Optical Measuring Cells (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【課題】 光学的構造が簡単で且つできるだけわず
かな計算コストで有用な測定結果が得られる、非溶血全
血試料の総ヘモグロビン濃度の光学的測定のための技術
を提案することである。 【解決手段】 少なくとも２種類の測定波長を使用して
非溶血全血試料の総ヘモグロビン濃度を光学的に測定す
るための技術において、２種類の測定波長λ1とλ2とに
対するヘモグロビン誘導体Ｏ2ＨｂとＲＨｂとの吸収係
数にσＯ（λ1）≒σＲ（λ2）およびσＲ（λ1）≒σ
Ｏ（λ2）が成立するような、波長λ1とλ 2とに対する
吸収値Ａ1とＡ2とが測定され、双方の測定値の和Ａ1＋
Ａ2が総ヘモグロビン濃度に比例し且つ酸素飽和度Ｏ
2satから独立した数量であるという技術を提供する。
かな計算コストで有用な測定結果が得られる、非溶血全
血試料の総ヘモグロビン濃度の光学的測定のための技術
を提案することである。 【解決手段】 少なくとも２種類の測定波長を使用して
非溶血全血試料の総ヘモグロビン濃度を光学的に測定す
るための技術において、２種類の測定波長λ1とλ2とに
対するヘモグロビン誘導体Ｏ2ＨｂとＲＨｂとの吸収係
数にσＯ（λ1）≒σＲ（λ2）およびσＲ（λ1）≒σ
Ｏ（λ2）が成立するような、波長λ1とλ 2とに対する
吸収値Ａ1とＡ2とが測定され、双方の測定値の和Ａ1＋
Ａ2が総ヘモグロビン濃度に比例し且つ酸素飽和度Ｏ
2satから独立した数量であるという技術を提供する。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は少なくとも２種類の
測定波長を使用して非溶血全血試料の総ヘモグロビン濃
度と酸素飽和度とを光学的に測定するための方法ならび
に本発明に基づく方法を実施するための測定システムに
関する。
測定波長を使用して非溶血全血試料の総ヘモグロビン濃
度と酸素飽和度とを光学的に測定するための方法ならび
に本発明に基づく方法を実施するための測定システムに
関する。
【０００２】
【従来の技術】以下の記述においては以下の略記号を使
用する： Ｈｂ ・・・・・ヘモグロビン ｔＨｂ ・・・・総ヘモグロビン濃度（血中のすべての
活性および不活性のヘモグロビン誘導体の総和） Ｏ2sat ・・・・酸素飽和度、パーセント Ｏ2Ｈｂ ・・・・酸素化ヘモグロビン ＲＨｂ ・・・・脱酸素ヘモグロビン ＣＯＨｂ ・・・一酸化炭素ヘモグロビン ＭｅｔＨｂ ・・メトヘモグロビン ＳｕｌｆＨｂ ・スルフヘモグロビン σＯ ・・・・・Ｏ2Ｈｂの吸収係数 σＲ ・・・・・ＲＨｂの吸収係数 σＣ ・・・・・ＣＯＨｂの吸収係数 σＭ ・・・・・ＭｅｔＨｂの吸収係数 ＣO ・・・・・Ｏ2Ｈｂの濃度 ＣR ・・・・・ＲＨｂの濃度 ＣC ・・・・・ＣＯＨｂの濃度
用する： Ｈｂ ・・・・・ヘモグロビン ｔＨｂ ・・・・総ヘモグロビン濃度（血中のすべての
活性および不活性のヘモグロビン誘導体の総和） Ｏ2sat ・・・・酸素飽和度、パーセント Ｏ2Ｈｂ ・・・・酸素化ヘモグロビン ＲＨｂ ・・・・脱酸素ヘモグロビン ＣＯＨｂ ・・・一酸化炭素ヘモグロビン ＭｅｔＨｂ ・・メトヘモグロビン ＳｕｌｆＨｂ ・スルフヘモグロビン σＯ ・・・・・Ｏ2Ｈｂの吸収係数 σＲ ・・・・・ＲＨｂの吸収係数 σＣ ・・・・・ＣＯＨｂの吸収係数 σＭ ・・・・・ＭｅｔＨｂの吸収係数 ＣO ・・・・・Ｏ2Ｈｂの濃度 ＣR ・・・・・ＲＨｂの濃度 ＣC ・・・・・ＣＯＨｂの濃度
【０００３】冒頭に述べた類の方法ならびに測定システ
ムは、たとえば米国特許US-A 5 061632から公知に属す
る。上記公報に記載されている、ｔＨｂとＯ2satとを測
定するための酸素計は非溶血全血試料を収容する１本の
毛管を有し、同毛管は円筒型解析ユニットの中心孔に挿
入することができる。同解析ユニットは軸方向に一定の
間隔を置いて、中心孔に対して直角方向に配置された２
本の半径方向孔を有し、同半径方向孔を経て２個のＬＥ
Ｄから測定光線が供給される。光線供給のための２本の
半径方向孔の間には中心孔に対して垂直を成すもう１本
の半径方向孔が配置され、同半径方向孔は試料から放出
された光を円筒型解析ユニットのジャケットに配置され
た検出器に供給する。第１のダイオードは波長約８００
ｎｍの赤外線を発し、ｔＨｂの測定に利用される。測定
がＯ2Ｈｂ〜ＲＨｂの分布から広範に独立しているよう
に、測定はできるかぎりＯ2ＨｂとＲＨｂとの吸収係数
の等吸収点の近傍で実施される。この種の点は約８０５
ｎｍに位置している（たとえば以下参照のこと、IEEE T
ransaction on Biomedical Engeneering［生体医用工学
紀要］, Vol.35,No.3,１９８８年３月）。第２のダイオ
ードは波長６６０ｎｍの赤色光を発し、酸素飽和度Ｏ
2satの測定に利用されるが、それは同波長に対してＯ2
ＨｂとＲＨｂとの吸収係数に有意的な相違が存在するか
らである。前記の方法においてその他のヘモグロビン誘
導体（ＣＯＨｂ、ＭｅｔＨｂおよびＳｕｌｆＨｂ）の寄
与は考慮されない。これにより、Ｏ2sat測定の誤差は約
１〜１５％に達する。
ムは、たとえば米国特許US-A 5 061632から公知に属す
る。上記公報に記載されている、ｔＨｂとＯ2satとを測
定するための酸素計は非溶血全血試料を収容する１本の
毛管を有し、同毛管は円筒型解析ユニットの中心孔に挿
入することができる。同解析ユニットは軸方向に一定の
間隔を置いて、中心孔に対して直角方向に配置された２
本の半径方向孔を有し、同半径方向孔を経て２個のＬＥ
Ｄから測定光線が供給される。光線供給のための２本の
半径方向孔の間には中心孔に対して垂直を成すもう１本
の半径方向孔が配置され、同半径方向孔は試料から放出
された光を円筒型解析ユニットのジャケットに配置され
た検出器に供給する。第１のダイオードは波長約８００
ｎｍの赤外線を発し、ｔＨｂの測定に利用される。測定
がＯ2Ｈｂ〜ＲＨｂの分布から広範に独立しているよう
に、測定はできるかぎりＯ2ＨｂとＲＨｂとの吸収係数
の等吸収点の近傍で実施される。この種の点は約８０５
ｎｍに位置している（たとえば以下参照のこと、IEEE T
ransaction on Biomedical Engeneering［生体医用工学
紀要］, Vol.35,No.3,１９８８年３月）。第２のダイオ
ードは波長６６０ｎｍの赤色光を発し、酸素飽和度Ｏ
2satの測定に利用されるが、それは同波長に対してＯ2
ＨｂとＲＨｂとの吸収係数に有意的な相違が存在するか
らである。前記の方法においてその他のヘモグロビン誘
導体（ＣＯＨｂ、ＭｅｔＨｂおよびＳｕｌｆＨｂ）の寄
与は考慮されない。これにより、Ｏ2sat測定の誤差は約
１〜１５％に達する。
【０００４】米国特許US-A 5 061 632に基づく方法の短
所は、まさにλi＝８０５ｎｍの等吸収点において標準
光源が得られず、すでに等吸収点からのわずかなずれ−
これはσＯとσＲとの対向曲線に起因する−が生じ、し
たがってｔＨｂとＯ2satとの測定に際して誤差が生じ得
ることにある。
所は、まさにλi＝８０５ｎｍの等吸収点において標準
光源が得られず、すでに等吸収点からのわずかなずれ−
これはσＯとσＲとの対向曲線に起因する−が生じ、し
たがってｔＨｂとＯ2satとの測定に際して誤差が生じ得
ることにある。
【０００５】総ヘモグロビン濃度を測定するための公知
の別途の方法は以下のように概括することができる： １）ランバート−ベールの法則に基づく吸収測定：定め
られた数の測定波長につき吸収測定が実施される。その
後に線形連立方程式の解析が行なわれるが、その際、複
数の波長が使用される場合には連立方程式の超過措定に
よって測定精度を高めることができる。ただしランバー
ト−ベールの法則を適用するための前提条件は均質な媒
体であり、換言すれば溶血された血液しか使用すること
ができず、さもない場合には近似的にランバート−ベー
ルの法則を適用し得るにすぎない。 ２）ＰＣＴ出願WO 94/08237には無希釈の全血試料によ
る直接の分光光度測定のための方法および装置が記載さ
れており、同方法および装置においては、λ1からλnま
での測定波長が試料中に入射され、大きな検出角度下で
捕捉される。したがって、定められた数の測定波長を使
用し、入射光の散乱成分の考慮下で吸収測定が実施され
る。この場合の不都合な点は非線形連立方程式が解かれ
なければならないことであり、その際の非線形性成分は
試料の厚さに相関している。
の別途の方法は以下のように概括することができる： １）ランバート−ベールの法則に基づく吸収測定：定め
られた数の測定波長につき吸収測定が実施される。その
後に線形連立方程式の解析が行なわれるが、その際、複
数の波長が使用される場合には連立方程式の超過措定に
よって測定精度を高めることができる。ただしランバー
ト−ベールの法則を適用するための前提条件は均質な媒
体であり、換言すれば溶血された血液しか使用すること
ができず、さもない場合には近似的にランバート−ベー
ルの法則を適用し得るにすぎない。 ２）ＰＣＴ出願WO 94/08237には無希釈の全血試料によ
る直接の分光光度測定のための方法および装置が記載さ
れており、同方法および装置においては、λ1からλnま
での測定波長が試料中に入射され、大きな検出角度下で
捕捉される。したがって、定められた数の測定波長を使
用し、入射光の散乱成分の考慮下で吸収測定が実施され
る。この場合の不都合な点は非線形連立方程式が解かれ
なければならないことであり、その際の非線形性成分は
試料の厚さに相関している。
【０００６】一般にこの種の測定方法における再現性あ
る結果は光路になんらの変化も生じない場合にのみ保証
されている。これらの変化はとりわけ−散乱光測定の場
合、試料を透過する光路距離がはっきりしていないこと
から−入出力損失の相違によって引き起される。したが
って交換式のキュベットまたはカセット（使い捨てセン
サー）が使用される場合には、個々のキュベットないし
カセットのフラットでない、相違した表面に起因して
（偏光効果、散乱等）、限定的な再現性を有するにすぎ
ない光の入出力係数が結果することとなる。
る結果は光路になんらの変化も生じない場合にのみ保証
されている。これらの変化はとりわけ−散乱光測定の場
合、試料を透過する光路距離がはっきりしていないこと
から−入出力損失の相違によって引き起される。したが
って交換式のキュベットまたはカセット（使い捨てセン
サー）が使用される場合には、個々のキュベットないし
カセットのフラットでない、相違した表面に起因して
（偏光効果、散乱等）、限定的な再現性を有するにすぎ
ない光の入出力係数が結果することとなる。
【０００７】東ドイツ特許公報DD 203 632 AからＣＯ−
Ｈｂの濃度を測光によって決定するための迅速な方法お
よび装置が公知に属する。同方法および装置においては
２種類の測定波長による操作が行なわれ、その際、ｍａ
ｘ．スペクトル放出が５６５ｎｍと９４０ｎｍとの発光
ダイオードが光源として使用される。光応答器としては
固体光検出器が使用され、同検出器は検査材料を含浸さ
せた特別な濾紙となされている試料に直接に向けられて
いる。スペクトル吸収を測定するため拡散反射および／
または透過の解析評価が行なわれ、その際、コンピュー
ターを介してＣＯ−Ｈｂ−濃度が出力される。
Ｈｂの濃度を測光によって決定するための迅速な方法お
よび装置が公知に属する。同方法および装置においては
２種類の測定波長による操作が行なわれ、その際、ｍａ
ｘ．スペクトル放出が５６５ｎｍと９４０ｎｍとの発光
ダイオードが光源として使用される。光応答器としては
固体光検出器が使用され、同検出器は検査材料を含浸さ
せた特別な濾紙となされている試料に直接に向けられて
いる。スペクトル吸収を測定するため拡散反射および／
または透過の解析評価が行なわれ、その際、コンピュー
ターを介してＣＯ−Ｈｂ−濃度が出力される。
【０００８】オーストリア特許公報AT-E 56 271 Bから
全血中のいくつかのヘモグロビン誘導体の濃度を分光測
光測定するための方法が公知に属し、同方法において複
数の異なった波長が血液試料中に入射され、吸収値が測
定される。個々のヘモグロビン誘導体の濃度は連立方程
式を解くことによって決定される。
全血中のいくつかのヘモグロビン誘導体の濃度を分光測
光測定するための方法が公知に属し、同方法において複
数の異なった波長が血液試料中に入射され、吸収値が測
定される。個々のヘモグロビン誘導体の濃度は連立方程
式を解くことによって決定される。
【０００９】血中成分を測定するためのその他の測光方
法は米国特許US-A 5 127 406および米国特許US-A 5 064
282から公知に属する。
法は米国特許US-A 5 127 406および米国特許US-A 5 064
282から公知に属する。
【００１０】
【発明が解決しようとする課題】本発明の第一の課題は
非溶血全血試料の総ヘモグロビン濃度の光学的測定のた
めの方法および測定システムであって、光学的構造が簡
単で且つできるだけわずかな計算コストで有用な測定結
果が得られるように構成された方法および測定システム
を提案することである。本発明の第二の課題は入出力損
失の変化の問題を解決して前記方法を酸素飽和度の測定
と交換式の使い捨てカセットにも利用可能とすることで
ある。
非溶血全血試料の総ヘモグロビン濃度の光学的測定のた
めの方法および測定システムであって、光学的構造が簡
単で且つできるだけわずかな計算コストで有用な測定結
果が得られるように構成された方法および測定システム
を提案することである。本発明の第二の課題は入出力損
失の変化の問題を解決して前記方法を酸素飽和度の測定
と交換式の使い捨てカセットにも利用可能とすることで
ある。
【００１１】
【課題を解決するための手段】前記第一の課題は本発明
に基づき、２種類の測定波長λ1とλ2とに対するヘモグ
ロビン誘導体Ｏ2ＨｂとＲＨｂとの吸収係数にσＯ
（λ1）≒σＲ（λ2）およびσＲ（λ1）≒σＯ（λ2）
が成立するようなλ1＜８０５ｎｍの第１の測定波長な
らびにλ2＞８０５ｎｍの第２の測定波長が利用され、
波長λ1とλ2とに対する吸収値Ａ1とＡ2とが測定され、
双方の測定値の和Ａ1＋Ａ2が総ヘモグロビン濃度ｔＨｂ
に比例し且つ酸素飽和度Ｏ2satから独立した数量である
ことによって解決される。図１には７４０ｎｍから８８
０ｎｍまでの波長範囲における個々のヘモグロビン誘導
体ＲＨｂ、Ｏ2Ｈｂ、ＣＯＨｂおよびＭｅｔＨｂのそれ
ぞれ異なった寄与が表わされている。主成分ＲＨｂとＯ
2Ｈｂとの等吸収点はλi＝８０５ｎｍの位置にある。同
図から、さらに、図示された波長λ1＝７８５ｎｍとλ2
＝８３６ｎｍにつきσＲ（λ1）＝σＯ（λ2）、σＯ
（λ1）＝σＲ（λ2）であることが認められる。こうし
た条件の利用下で、波長λ1とλ2とに対する２つの吸収
値Ａ1とＡ2との和は血液試料のｔＨｂに比例し且つ酸素
飽和度から独立している。図１から、またさらに、双方
の波長に対するＣＯＨｂの吸収係数がほぼ同じ大きさで
あり、σＣ（λ1）はσＣ（λ2）に相当していることが
認められる。ＣＯＨｂの吸収係数の値が小さく且つその
濃度がわずかであることから、それらの積は以下に示す
第一近似のｔＨｂの計算にはそれを無視することができ
る。本発明に基づく方法は２種類の等吸収点対称的な波
長を使用するが、その際、従来の半導体レーザーによる
セレクトされた波長により、等吸収点での直接の測定に
よって可能になると考えられるのと同一の長所が実現さ
れる。この場合、双方の波長λ1とλ2とに対するＯ2Ｈ
ｂとＲＨｂとの吸収係数はそれぞれ互いに±５％しかず
れていないことが必要であろう。さらに測定は試料の酸
素飽和度から広範に独立している。
に基づき、２種類の測定波長λ1とλ2とに対するヘモグ
ロビン誘導体Ｏ2ＨｂとＲＨｂとの吸収係数にσＯ
（λ1）≒σＲ（λ2）およびσＲ（λ1）≒σＯ（λ2）
が成立するようなλ1＜８０５ｎｍの第１の測定波長な
らびにλ2＞８０５ｎｍの第２の測定波長が利用され、
波長λ1とλ2とに対する吸収値Ａ1とＡ2とが測定され、
双方の測定値の和Ａ1＋Ａ2が総ヘモグロビン濃度ｔＨｂ
に比例し且つ酸素飽和度Ｏ2satから独立した数量である
ことによって解決される。図１には７４０ｎｍから８８
０ｎｍまでの波長範囲における個々のヘモグロビン誘導
体ＲＨｂ、Ｏ2Ｈｂ、ＣＯＨｂおよびＭｅｔＨｂのそれ
ぞれ異なった寄与が表わされている。主成分ＲＨｂとＯ
2Ｈｂとの等吸収点はλi＝８０５ｎｍの位置にある。同
図から、さらに、図示された波長λ1＝７８５ｎｍとλ2
＝８３６ｎｍにつきσＲ（λ1）＝σＯ（λ2）、σＯ
（λ1）＝σＲ（λ2）であることが認められる。こうし
た条件の利用下で、波長λ1とλ2とに対する２つの吸収
値Ａ1とＡ2との和は血液試料のｔＨｂに比例し且つ酸素
飽和度から独立している。図１から、またさらに、双方
の波長に対するＣＯＨｂの吸収係数がほぼ同じ大きさで
あり、σＣ（λ1）はσＣ（λ2）に相当していることが
認められる。ＣＯＨｂの吸収係数の値が小さく且つその
濃度がわずかであることから、それらの積は以下に示す
第一近似のｔＨｂの計算にはそれを無視することができ
る。本発明に基づく方法は２種類の等吸収点対称的な波
長を使用するが、その際、従来の半導体レーザーによる
セレクトされた波長により、等吸収点での直接の測定に
よって可能になると考えられるのと同一の長所が実現さ
れる。この場合、双方の波長λ1とλ2とに対するＯ2Ｈ
ｂとＲＨｂとの吸収係数はそれぞれ互いに±５％しかず
れていないことが必要であろう。さらに測定は試料の酸
素飽和度から広範に独立している。
【００１２】波長λ1とλ2との異なった励起強度Ｉ1と
Ｉ2との補償のため、本発明に基づき、総ヘモグロビン
濃度ｔＨｂが和Ａ1＋ｆＡ2に比例するようにして補正係
数ｆが導入されるが、その際、係数ｆは０．５と２．０
との間にあり且つセレクトされた測定システムに相関し
た検定量である。
Ｉ2との補償のため、本発明に基づき、総ヘモグロビン
濃度ｔＨｂが和Ａ1＋ｆＡ2に比例するようにして補正係
数ｆが導入されるが、その際、係数ｆは０．５と２．０
との間にあり且つセレクトされた測定システムに相関し
た検定量である。
【００１３】λ1の有利な測定波長は７８０ｎｍと７９
０ｎｍとの間にあって、好ましくは７８５±３ｎｍであ
り、λ2のそれは８３０ｎｍと８５０ｎｍとの間にあっ
て、好ましくは８３６±３ｎｍである。これらの波長に
は鋭く限定された放出波長を放射する標準半導体レーザ
ーを使用することができる（７８０〜７８５ｎｍないし
８４０〜８５０ｎｍ）。
０ｎｍとの間にあって、好ましくは７８５±３ｎｍであ
り、λ2のそれは８３０ｎｍと８５０ｎｍとの間にあっ
て、好ましくは８３６±３ｎｍである。これらの波長に
は鋭く限定された放出波長を放射する標準半導体レーザ
ーを使用することができる（７８０〜７８５ｎｍないし
８４０〜８５０ｎｍ）。
【００１４】本発明に基づき、求められた吸収値Ａ1と
Ａ2とから以下の算式− Ｏ2sat［％］＝１００・（σＲ（λ1）・Ａ2−σＲ（λ
2）・Ａ1）／（（Ａ1＋Ａ2）・（σＲ（λ1）−σＲ
（λ2））） −により近似的に酸素飽和度Ｏ2satを決定することがで
きる。こうした酸素飽和度の決定の基礎には以下の考察
が据えられている： ｔＨｂ＝ＣO＋ＣR＋ＣC ここにおいて ＣC≪ＣO＋ＣR よってＣC≒０ Ｏ2sat［％］＝１００・ＣO／（ＣO＋ＣR）≒１００・
ＣO／ｔＨｂ Ａ1＝σＲ1・ＣR＋σＯ1・ＣO＋σＣ1・ＣC ここにおいて σＣ1・ＣC≒０ Ａ2＝σＲ2・ＣR＋σＯ2・ＣO＋σＣ2・ＣC ここにおいて σＣ2・ＣC≒０ したがって ｔＨｂ＝［Ａ1（σＲ2−σＯ2）＋Ａ2（σＯ1−σ
Ｒ1）］／（σＲ2・σＯ1−σＲ1・σＯ2） ここにおいて σＲ1≒σＯ2、σＲ2≒σＯ1 したがって ｔＨｂ＝（Ａ1＋Ａ2）／（σＲ2＋σＲ1）＝Ｋ・（Ａ1
＋Ａ2） ＣO＝（Ａ1σＲ2−Ａ2σＲ1）／（σＲ2・σＯ1−σＲ1
・σＯ2） Ｏ2sat［％］＝１００・（Ａ2σＲ1−Ａ1σＲ2）／
［（Ａ1＋Ａ2）（σＲ1−σＲ2）］ ただし酸素飽和度の決定には第３の測定波長も利用する
ことが可能であり、その際、ＲＨｂとＯ2Ｈｂとの吸収
係数σＲとσＯとができるだけ大きな相違を有するいず
れの波長も許容される。好適な波長は、たとえば６８０
ｎｍである（ｍｅｔＨｂの影響、わずか）。
Ａ2とから以下の算式− Ｏ2sat［％］＝１００・（σＲ（λ1）・Ａ2−σＲ（λ
2）・Ａ1）／（（Ａ1＋Ａ2）・（σＲ（λ1）−σＲ
（λ2））） −により近似的に酸素飽和度Ｏ2satを決定することがで
きる。こうした酸素飽和度の決定の基礎には以下の考察
が据えられている： ｔＨｂ＝ＣO＋ＣR＋ＣC ここにおいて ＣC≪ＣO＋ＣR よってＣC≒０ Ｏ2sat［％］＝１００・ＣO／（ＣO＋ＣR）≒１００・
ＣO／ｔＨｂ Ａ1＝σＲ1・ＣR＋σＯ1・ＣO＋σＣ1・ＣC ここにおいて σＣ1・ＣC≒０ Ａ2＝σＲ2・ＣR＋σＯ2・ＣO＋σＣ2・ＣC ここにおいて σＣ2・ＣC≒０ したがって ｔＨｂ＝［Ａ1（σＲ2−σＯ2）＋Ａ2（σＯ1−σ
Ｒ1）］／（σＲ2・σＯ1−σＲ1・σＯ2） ここにおいて σＲ1≒σＯ2、σＲ2≒σＯ1 したがって ｔＨｂ＝（Ａ1＋Ａ2）／（σＲ2＋σＲ1）＝Ｋ・（Ａ1
＋Ａ2） ＣO＝（Ａ1σＲ2−Ａ2σＲ1）／（σＲ2・σＯ1−σＲ1
・σＯ2） Ｏ2sat［％］＝１００・（Ａ2σＲ1−Ａ1σＲ2）／
［（Ａ1＋Ａ2）（σＲ1−σＲ2）］ ただし酸素飽和度の決定には第３の測定波長も利用する
ことが可能であり、その際、ＲＨｂとＯ2Ｈｂとの吸収
係数σＲとσＯとができるだけ大きな相違を有するいず
れの波長も許容される。好適な波長は、たとえば６８０
ｎｍである（ｍｅｔＨｂの影響、わずか）。
【００１５】血液試料を収容する１本の毛管路と、少な
くとも２種類の測定波長を入射するための１基の励起装
置と、１基の検出装置とを備え、励起装置と検出装置と
の光軸が毛管路に向けられ、励起装置が放射光開き角α
によって定められた励起光円錐を有すると共に検出装置
が受け取り角βによって定められた検出円錐を有するよ
うに構成された非溶血全血試料の総ヘモグロビン濃度を
光学的に測定するための本発明に基づく装置は、検定を
有利に実施し得るようにするという部分的課題の趣旨に
おいて、光軸の傾斜角と、毛管と光軸との交差箇所にお
ける光軸間の間隔とが毛管直径に応じて決められ、これ
により毛管路が水溶液で満たされている場合には励起光
円錐と検出円錐とが毛管路の内壁で重なり合い、毛管路
が全血で満たされている場合には測定光線の平均侵入深
度が低下することから双方の円錐が重なり合わないよう
に改良される。
くとも２種類の測定波長を入射するための１基の励起装
置と、１基の検出装置とを備え、励起装置と検出装置と
の光軸が毛管路に向けられ、励起装置が放射光開き角α
によって定められた励起光円錐を有すると共に検出装置
が受け取り角βによって定められた検出円錐を有するよ
うに構成された非溶血全血試料の総ヘモグロビン濃度を
光学的に測定するための本発明に基づく装置は、検定を
有利に実施し得るようにするという部分的課題の趣旨に
おいて、光軸の傾斜角と、毛管と光軸との交差箇所にお
ける光軸間の間隔とが毛管直径に応じて決められ、これ
により毛管路が水溶液で満たされている場合には励起光
円錐と検出円錐とが毛管路の内壁で重なり合い、毛管路
が全血で満たされている場合には測定光線の平均侵入深
度が低下することから双方の円錐が重なり合わないよう
に改良される。
【００１６】したがって、前記第２の課題は本発明に基
づき以下のように解決される。毛管路が水溶液、たとえ
ば検定液で満たされている場合の励起光円錐と検定円錐
との重なり合いにより空測定を実施することができ、そ
の際、入出力損失を伴った測定光は毛管路内壁での反射
後に検出装置に達する。少なくとも２種類の測定波長の
利用により、相違した光学的損失を各測定前に把握する
ことができる。その際、有用な検定量を導出し得るため
には、毛管の内壁は２種類の測定波長に対して異なった
反射値を有していなければならない。これは、特に、毛
管路が本発明の好ましい実施形態に基づき、励起装置と
検出装置とを備えた解析装置に収納される使い捨てカセ
ット内に配置される場合にもそうである。
づき以下のように解決される。毛管路が水溶液、たとえ
ば検定液で満たされている場合の励起光円錐と検定円錐
との重なり合いにより空測定を実施することができ、そ
の際、入出力損失を伴った測定光は毛管路内壁での反射
後に検出装置に達する。少なくとも２種類の測定波長の
利用により、相違した光学的損失を各測定前に把握する
ことができる。その際、有用な検定量を導出し得るため
には、毛管の内壁は２種類の測定波長に対して異なった
反射値を有していなければならない。これは、特に、毛
管路が本発明の好ましい実施形態に基づき、励起装置と
検出装置とを備えた解析装置に収納される使い捨てカセ
ット内に配置される場合にもそうである。
【００１７】利用される測定波長の点から見て、毛管路
の内壁が少なくとも励起光円錐と検出円錐との重なり合
い部に赤い検定面を有するのが好ましい。この場合、赤
い検定面が、内周の約２０〜４０％に及ぶと共に励起装
置と検出装置とに向かい合っている毛管路内面表皮部を
蔽っているのが好ましい。
の内壁が少なくとも励起光円錐と検出円錐との重なり合
い部に赤い検定面を有するのが好ましい。この場合、赤
い検定面が、内周の約２０〜４０％に及ぶと共に励起装
置と検出装置とに向かい合っている毛管路内面表皮部を
蔽っているのが好ましい。
【００１８】本発明の別途構成において、毛管路は励起
光円錐と検出円錐との重なり合い部において拡大されて
測定チャンバを形成し、測定チャンバの一つの壁面が１
基の光学センサーを有し、測定されるパラメーターにと
って透過性を有する同センサーの表層が赤い検定面とな
されている。同光学センサーは、たとえば、全血試料の
ｐＯ2、ｐＣＯ2またはｐＨ値を測定するためのインジケ
ーターを備えたインジケーター層を有することができ
る。
光円錐と検出円錐との重なり合い部において拡大されて
測定チャンバを形成し、測定チャンバの一つの壁面が１
基の光学センサーを有し、測定されるパラメーターにと
って透過性を有する同センサーの表層が赤い検定面とな
されている。同光学センサーは、たとえば、全血試料の
ｐＯ2、ｐＣＯ2またはｐＨ値を測定するためのインジケ
ーターを備えたインジケーター層を有することができ
る。
【００１９】毛管路は使い捨てカセット内に配置され、
同カセットは励起装置と検出装置を備えた解析装置内に
収納されうる。
同カセットは励起装置と検出装置を備えた解析装置内に
収納されうる。
【００２０】
【発明の実施の形態】以下に一部を図解した図面に基づ
き本発明を詳細に説明する。
き本発明を詳細に説明する。
【００２１】実施例１ 図２と３は非溶血全血試料のｔＨｂを光学的に測定する
ための本発明に基づく測定システムの第１の実施例を示
している。同測定システムは血液試料を収容するための
１本の毛管路１と、少なくとも２種類の測定波長λ1と
λ2とを入射するための１基の励起装置２と、１基の検
出装置３とを有し、励起装置２と検出装置３との光軸
２’と３’とは毛管路１に向けられている。励起装置２
は２種類の測定波長λ1とλ2とを供するユニット４と、
光を供給するための導光手段、たとえば光ファイバー５
とを備えている。同じく検出装置３も光ファイバー６
と、検出器７とを備えている。励起装置２には光ファイ
バー５の開口数に基づき励起光円錐８に対する放射光開
き角αが対応している。同じく検出装置３は受け取り角
βによって定められた検出円錐９を有している。双方の
円錐８と９とは、毛管路が水溶液で満たされている場合
には、毛管路１の内壁１０で重なり合う。双方の円錐８
と９との重なり合い部１１を十分大きくするために、光
軸の少なくとも一方、２’および／または３’は毛管路
１の軸１’に立てた法線に対して角度β1および／また
はβ2だけ傾斜していてよい。励起装置２と検出装置３
との間の間隔ｅを変化させ、また双方の角度β1とβ2と
を変化させることにより、測定時ならびに検定時の感度
を最適化することができる。
ための本発明に基づく測定システムの第１の実施例を示
している。同測定システムは血液試料を収容するための
１本の毛管路１と、少なくとも２種類の測定波長λ1と
λ2とを入射するための１基の励起装置２と、１基の検
出装置３とを有し、励起装置２と検出装置３との光軸
２’と３’とは毛管路１に向けられている。励起装置２
は２種類の測定波長λ1とλ2とを供するユニット４と、
光を供給するための導光手段、たとえば光ファイバー５
とを備えている。同じく検出装置３も光ファイバー６
と、検出器７とを備えている。励起装置２には光ファイ
バー５の開口数に基づき励起光円錐８に対する放射光開
き角αが対応している。同じく検出装置３は受け取り角
βによって定められた検出円錐９を有している。双方の
円錐８と９とは、毛管路が水溶液で満たされている場合
には、毛管路１の内壁１０で重なり合う。双方の円錐８
と９との重なり合い部１１を十分大きくするために、光
軸の少なくとも一方、２’および／または３’は毛管路
１の軸１’に立てた法線に対して角度β1および／また
はβ2だけ傾斜していてよい。励起装置２と検出装置３
との間の間隔ｅを変化させ、また双方の角度β1とβ2と
を変化させることにより、測定時ならびに検定時の感度
を最適化することができる。
【００２２】測定システムの検定のため、毛管路１の内
壁１０には少なくとも双方の円錐８と９との重なり合い
部１１に赤い検定面１２が設けられている。この検定面
１２は内周面の広がりの約２０〜４０％におよんでい
る。毛管１の典型的な内径は１ｍｍである。検定の終了
後、毛管には全血が満たされ、これにより、測定放射光
の平均侵入深度は毛管の上側１／２ないし上側１／３に
制限される。双方の円錐８と９とはこれによりもはや重
なり合わず、その結果、測定は血球での散乱により矢印
１３に沿って行なわれる。
壁１０には少なくとも双方の円錐８と９との重なり合い
部１１に赤い検定面１２が設けられている。この検定面
１２は内周面の広がりの約２０〜４０％におよんでい
る。毛管１の典型的な内径は１ｍｍである。検定の終了
後、毛管には全血が満たされ、これにより、測定放射光
の平均侵入深度は毛管の上側１／２ないし上側１／３に
制限される。双方の円錐８と９とはこれによりもはや重
なり合わず、その結果、測定は血球での散乱により矢印
１３に沿って行なわれる。
【００２３】実施例２ 図４と５には本発明の別の実施例が示されており、同実
施例において毛管路１は励起円錐８と検出円錐９との重
なり合い部１１において拡大されて測定チャンバ１４を
形成し、その際、たとえば円形の測定チャンバ１４の底
面は光学センサー１５を有している。同光学センサー１
５は、たとえば、インジケーター層１６に全血試料のｐ
Ｏ2、ｐＣＯ2またはｐＨ値を測定するためのインジケー
ターを有すると共に検体にとって透過性を有する表層を
備えることができ、同表層は同時に赤い検定面１２とし
て利用される。測定チャンバ１４を有した毛管路１は図
４と５の実施例において使い捨てカセット１７内に配置
されており、同カセットは二体式構造（部品１８と部品
１９）とされ、ここには図示されていないが、光学装置
２と３とを有する解析装置中に差し込まれる。図４には
励起光円錐８と検出円錐９との重なり合い部１１を認め
ることができる。
施例において毛管路１は励起円錐８と検出円錐９との重
なり合い部１１において拡大されて測定チャンバ１４を
形成し、その際、たとえば円形の測定チャンバ１４の底
面は光学センサー１５を有している。同光学センサー１
５は、たとえば、インジケーター層１６に全血試料のｐ
Ｏ2、ｐＣＯ2またはｐＨ値を測定するためのインジケー
ターを有すると共に検体にとって透過性を有する表層を
備えることができ、同表層は同時に赤い検定面１２とし
て利用される。測定チャンバ１４を有した毛管路１は図
４と５の実施例において使い捨てカセット１７内に配置
されており、同カセットは二体式構造（部品１８と部品
１９）とされ、ここには図示されていないが、光学装置
２と３とを有する解析装置中に差し込まれる。図４には
励起光円錐８と検出円錐９との重なり合い部１１を認め
ることができる。
【００２４】図６と７は図４と５に示した測定システム
を三次元的に表わしたものであり、その際、図６は純幾
何学的な所与条件を表わすことを狙いとしている。図７
はフラットな毛管路を表わしており、同毛管路は流れに
有利なように拡大されて測定チャンバ１４を形成してい
る。毛管路と測定チャンバとの高さは約０．７ｍｍであ
り、利用された測定放射光の侵入深度は毛管が全血で満
たされている場合には約０．３ｍｍである。
を三次元的に表わしたものであり、その際、図６は純幾
何学的な所与条件を表わすことを狙いとしている。図７
はフラットな毛管路を表わしており、同毛管路は流れに
有利なように拡大されて測定チャンバ１４を形成してい
る。毛管路と測定チャンバとの高さは約０．７ｍｍであ
り、利用された測定放射光の侵入深度は毛管が全血で満
たされている場合には約０．３ｍｍである。
【００２５】検定に際して励起光は光ファイバー５を経
てカセット１７に入力され、検定面１２でそれぞれの波
長に応じて反射される。反射された光は受光光学系で検
出することができるが、その際、検定面１２がそれに対
して異なった吸収値と共に異なった反射値も示す少なく
とも２種類の波長が利用される場合には、入出力損失に
比例した検定量が示されることが判明した。検定量は、
たとえば、双方の測定波長の反射値の比率からこれを形
成することができる。この比率数は、検定が首尾よく完
了するためには、一定の、前以て定められた範囲になけ
ればならない。これにより、カセット固有なカップリン
グ損失を測定前に検定することが可能である。２種類を
越える種類の波長が利用される場合には、検定の精度を
相応して向上させることが可能である。
てカセット１７に入力され、検定面１２でそれぞれの波
長に応じて反射される。反射された光は受光光学系で検
出することができるが、その際、検定面１２がそれに対
して異なった吸収値と共に異なった反射値も示す少なく
とも２種類の波長が利用される場合には、入出力損失に
比例した検定量が示されることが判明した。検定量は、
たとえば、双方の測定波長の反射値の比率からこれを形
成することができる。この比率数は、検定が首尾よく完
了するためには、一定の、前以て定められた範囲になけ
ればならない。これにより、カセット固有なカップリン
グ損失を測定前に検定することが可能である。２種類を
越える種類の波長が利用される場合には、検定の精度を
相応して向上させることが可能である。
【００２６】実施例３ 縦軸に吸収値Ａ、横軸に酸素飽和度Ｏ2sat［％］を表わ
した図８と９のグラフは、波長λ1＝７８０ｎｍとλ2＝
８５０ｎｍとに対する吸収値Ａ1とＡ2との加算信号Ａ1
＋ｆ・Ａ2はＯ2satの値が種々異なっていようとも一定
であることを示している。図８においてはｔＨｂ＝１６
０ｍｇ／ｍｌであり、図９においてはｔＨｂ＝２２０ｍ
ｇ／ｍｌである。係数ｆ＝１．１３である。
した図８と９のグラフは、波長λ1＝７８０ｎｍとλ2＝
８５０ｎｍとに対する吸収値Ａ1とＡ2との加算信号Ａ1
＋ｆ・Ａ2はＯ2satの値が種々異なっていようとも一定
であることを示している。図８においてはｔＨｂ＝１６
０ｍｇ／ｍｌであり、図９においてはｔＨｂ＝２２０ｍ
ｇ／ｍｌである。係数ｆ＝１．１３である。
【００２７】本発明により非溶血全血試料の総ヘモグロ
ビン濃度の光学的測定のための方法および測定システム
であって、光学的構造が簡単で且つできるだけわずかな
計算コストで有用な測定結果が得られるように構成され
た方法および測定システムを提案することとができた。
また、入出力損失の変化の問題を解決して前記方法を酸
素飽和度の測定と交換式の使い捨てカセットにも利用す
ることが可能となった。
ビン濃度の光学的測定のための方法および測定システム
であって、光学的構造が簡単で且つできるだけわずかな
計算コストで有用な測定結果が得られるように構成され
た方法および測定システムを提案することとができた。
また、入出力損失の変化の問題を解決して前記方法を酸
素飽和度の測定と交換式の使い捨てカセットにも利用す
ることが可能となった。
【図１】個々のヘモグロビン誘導体の吸収が波長と相関
して相違していることを示すグラフである
して相違していることを示すグラフである
【図２】本発明に基づく測定システムの第１の実施例を
示す図である
示す図である
【図３】図２の測定システムを図２の線III-IIIに沿っ
て切断した図である
て切断した図である
【図４】本発明に基づく測定システムの別途実施例を示
す図である
す図である
【図５】本発明に基づく測定システムの別途実施例を示
す図である
す図である
【図６】本発明に基づく測定システムの別途実施例を示
す図である
す図である
【図７】本発明に基づく測定システムの別途実施例を示
す図である
す図である
【図８】Ｏ2satから独立したｔＨｂの加算信号を示すグ
ラフである
ラフである
【図９】Ｏ2satから独立したｔＨｂの加算信号を示すグ
ラフである
ラフである
１ 毛管路 ２ 励起装置 ３ 検出装置 ２’ 光軸 ３’ 光軸 ８ 励起光円錐 ９ 検出円錐 １０ 毛管路の内壁 １１ 励起光円錐と検出円錐との重なり合い部 １２ 赤い検定面 １４ 測定チャンバ １５ 光学センサー １６ インジケーター層 １７ 使い捨てカセット
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (71)出願人 595078219 ＳＴＥＴＴＥＭＥＲＳＴＲＡＳＳＥ 28, 8207 ＳＣＨＡＦＦＨＡＵＳＥＮ， Ｓ ＷＩＴＺＥＲＬＡＮＤ
Claims (10)
- 【請求項１】 少なくとも２種類の測定波長を使用して
非溶血全血試料の総ヘモグロビン濃度（ｔＨｂ）を光学
的に測定するための方法において、２種類の測定波長λ
1とλ2とに対するヘモグロビン誘導体Ｏ2ＨｂとＲＨｂ
との吸収係数にσＯ（λ1）≒σＲ（λ2）およびσＲ
（λ1）≒σＯ（λ2）が成立するようなλ1＜８０５ｎ
ｍの第１の測定波長ならびにλ2＞８０５ｎｍの第２の
測定波長が利用され、波長λ1とλ2とに対する吸収値Ａ
1とＡ2とが測定され、双方の測定値の和Ａ1＋Ａ2が総ヘ
モグロビン濃度ｔＨｂに比例し且つ酸素飽和度Ｏ2satか
ら独立した数量であることを特徴とする方法。 - 【請求項２】 波長λ1とλ2との異なった励起強度Ｉ1
とＩ2との補償のため、総ヘモグロビン濃度ｔＨｂが和
Ａ1＋ｆＡ2に比例するようにして補正係数ｆが導入さ
れ、同係数ｆが０．５と２．０との間にあり且つセレク
トされた測定システムに相関した検定量である請求項１
に記載の方法。 - 【請求項３】 波長λ1が７８０ｎｍと７９０ｎｍとの
間であって、波長λ2が８３０ｎｍと８５０ｎｍとの間
である請求項１または２に記載の方法。 - 【請求項４】 求められた吸収値Ａ1とＡ2とから以下の
算式、 Ｏ2sat［％］＝１００・（σＲ（λ1）・Ａ2−σＲ（λ
2）・Ａ1）／（（Ａ1＋Ａ2）・（σＲ（λ1)−σＲ（λ
2）））、 によって酸素飽和度Ｏ2satが近似的に決定される請求項
１〜３のいずれか１項に記載の方法。 - 【請求項５】 血液試料を収容する１本の毛管路（１）
と、少なくとも２種類の測定波長（λ1およびλ2）を入
射するための１基の励起装置（２）と、１基の検出装置
（３）とを備え、励起装置（２）と検出装置（３）との
光軸（２’、３’）が毛管路（１）に向けられ、励起装
置（２）が放射光開き角αによって定められた励起光円
錐（８）を有すると共に検出装置（３）が受け取り角β
によって定められた検出円錐（９）を有するように構成
された非溶血全血試料の総ヘモグロビン濃度を光学的に
測定するための装置において、光軸（２’、３’）の傾
斜角（β1、β2）と、毛管（１）と光軸（２’、３’）
との交差箇所における光軸間の間隔（ｅ）とが毛管直径
に応じて決められ、これにより毛管路（１）が水溶液で
満たされている場合には励起光円錐（８）と検出円錐
（９）とが毛管路（１）の内壁（１０）で重なり合い、
毛管路（１）が全血で満たされている場合には測定光線
の平均侵入深度が低下することから双方の円錐が重なり
合わないことを特徴とする測定システム。 - 【請求項６】 毛管路（１）の内壁（１０）が少なくと
も励起光円錐（８）と検出円錐（９）との重なり合い部
（１１）に赤い検定面（１２）を有する請求項５に記載
の測定システム。 - 【請求項７】 赤い検定面（１２）が、内周の約２０〜
４０％に及ぶと共に励起装置と検出装置（２、３）とに
向かい合っている毛管路（１）の内面（１０）の表皮部
を蔽っている請求項６に記載の測定システム。 - 【請求項８】 毛管路（１）が励起光円錐と検出円錐
（８、９）との重なり合い部（１１）において拡大され
て測定チャンバ（１４）を形成し、測定チャンバ（１
４）の一つの壁面が１基の光学センサー（１５）を有
し、測定されるパラメーターにとって透過性を有する同
センサーの表層が赤い検定面（１２）となされている請
求項６に記載の測定システム。 - 【請求項９】 光学センサー（１５）が全血試料のｐＯ
2、ｐＣＯ2またはｐＨ値を測定するためのインジケータ
ーを備えたインジケーター層（１６）を有する請求項８
に記載の測定システム。 - 【請求項１０】 毛管路（１）が使い捨てカセット（１
７）内に配置され、同カセットが励起装置と検出装置
（２、３）を備えた解析装置内に収納される請求項５〜
９のいずれか１項に記載の測定システム。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| AT1262/96 | 1996-07-12 | ||
| AT0126296A AT404513B (de) | 1996-07-12 | 1996-07-12 | Verfahren und messanordnung zur optischen bestimmung der totalen hämoglobinkonzentration |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH1090173A true JPH1090173A (ja) | 1998-04-10 |
| JP3000350B2 JP3000350B2 (ja) | 2000-01-17 |
Family
ID=3510088
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP9185616A Expired - Lifetime JP3000350B2 (ja) | 1996-07-12 | 1997-07-11 | 総ヘモグロビン濃度の光学的測定のための方法及び測定システム |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (2) | US5773301A (ja) |
| EP (2) | EP1028318B1 (ja) |
| JP (1) | JP3000350B2 (ja) |
| AT (1) | AT404513B (ja) |
| DE (2) | DE59710933D1 (ja) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2003502632A (ja) * | 1999-06-16 | 2003-01-21 | ハッチンソン テクノロジー インコーポレーティッド | 全ヘモグロビン濃度測定 |
| JP2005274568A (ja) * | 2004-03-22 | 2005-10-06 | Spectromedical Inc | 全ヘモグロビン測定のための分光分析方法および装置 |
| JP2011179994A (ja) * | 2010-03-02 | 2011-09-15 | National Institute Of Advanced Industrial Science & Technology | 濃度に依存しない吸光度スペクトル測定法 |
| KR101423770B1 (ko) * | 2008-01-08 | 2014-07-25 | 엘지전자 주식회사 | 전혈과 용혈에 의한 헤모글로빈의 정량적 측정 방법 및측정 장치 |
Families Citing this family (60)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6306347B1 (en) * | 1998-01-21 | 2001-10-23 | Bayer Corporation | Optical sensor and method of operation |
| JP3110017B2 (ja) * | 1998-05-26 | 2000-11-20 | 株式会社テイエフビー | 試料の抗酸化能の測定方法並びにそれを用いた糖尿病及び高脂血症の診断方法 |
| US6980285B1 (en) * | 1998-06-12 | 2005-12-27 | Radiometer Medical A/S | Method in quality control of a spectrophotometer |
| ATE468068T1 (de) | 1998-07-04 | 2010-06-15 | Whitland Res Ltd | Unblutige messung von analyten aus blut |
| DE19844500A1 (de) * | 1998-09-29 | 2000-03-30 | Roche Diagnostics Gmbh | Verfahren zur photometrischen Auswertung von Testelementen |
| US6144444A (en) * | 1998-11-06 | 2000-11-07 | Medtronic Avecor Cardiovascular, Inc. | Apparatus and method to determine blood parameters |
| SE9804142D0 (sv) | 1998-11-30 | 1998-11-30 | Gambro Ab | Method and device for providing a signal |
| US6187592B1 (en) * | 1998-12-23 | 2001-02-13 | Sandia Corporation | Method for determining properties of red blood cells |
| US6611320B1 (en) * | 1999-09-08 | 2003-08-26 | Optoq Ab | Method and apparatus |
| US6540675B2 (en) * | 2000-06-27 | 2003-04-01 | Rosedale Medical, Inc. | Analyte monitor |
| US7029628B2 (en) | 2000-12-28 | 2006-04-18 | Stat-Chem Inc. | Portable co-oximeter |
| US6678542B2 (en) * | 2001-08-16 | 2004-01-13 | Optiscan Biomedical Corp. | Calibrator configured for use with noninvasive analyte-concentration monitor and employing traditional measurements |
| US6989891B2 (en) | 2001-11-08 | 2006-01-24 | Optiscan Biomedical Corporation | Device and method for in vitro determination of analyte concentrations within body fluids |
| US7050157B2 (en) * | 2001-11-08 | 2006-05-23 | Optiscan Biomedical Corp. | Reagent-less whole-blood glucose meter |
| US7009180B2 (en) * | 2001-12-14 | 2006-03-07 | Optiscan Biomedical Corp. | Pathlength-independent methods for optically determining material composition |
| US6862534B2 (en) * | 2001-12-14 | 2005-03-01 | Optiscan Biomedical Corporation | Method of determining an analyte concentration in a sample from an absorption spectrum |
| SE0104443D0 (sv) * | 2001-12-28 | 2001-12-28 | Hemocue Ab | Analysis method and cuvette therefor |
| US7004928B2 (en) | 2002-02-08 | 2006-02-28 | Rosedale Medical, Inc. | Autonomous, ambulatory analyte monitor or drug delivery device |
| US20040132168A1 (en) * | 2003-01-06 | 2004-07-08 | Peter Rule | Sample element for reagentless whole blood glucose meter |
| GB2397375A (en) * | 2003-01-14 | 2004-07-21 | Hypoguard Ltd | Measuring analyte concentration in a fluid sample by illuminating the sample at two wavelengths |
| US7052652B2 (en) | 2003-03-24 | 2006-05-30 | Rosedale Medical, Inc. | Analyte concentration detection devices and methods |
| US7271912B2 (en) * | 2003-04-15 | 2007-09-18 | Optiscan Biomedical Corporation | Method of determining analyte concentration in a sample using infrared transmission data |
| JP2004343275A (ja) * | 2003-05-14 | 2004-12-02 | Murata Mach Ltd | 画像処理システム及びスキャナ装置 |
| AT412515B (de) | 2003-08-07 | 2005-03-25 | Hoffmann La Roche | Verfahren zur detektion einer gasblase in einer flüssigkeit |
| US20070103678A1 (en) * | 2005-02-14 | 2007-05-10 | Sterling Bernhard B | Analyte detection system with interferent identification and correction |
| US20060195045A1 (en) * | 2005-02-14 | 2006-08-31 | Gable Jennifer H | Fluid handling cassette having a fluid transport network |
| US20060281187A1 (en) | 2005-06-13 | 2006-12-14 | Rosedale Medical, Inc. | Analyte detection devices and methods with hematocrit/volume correction and feedback control |
| US20100261286A1 (en) * | 2005-07-14 | 2010-10-14 | Young Hoon Kim | Microfluidic devices and methods of preparing and using the same |
| EP1924195A2 (en) * | 2005-09-13 | 2008-05-28 | Edwards Lifesciences Corporation | Continuous spectroscopic measurement of total hemoglobin |
| EP1928302B1 (en) | 2005-09-30 | 2012-08-01 | Intuity Medical, Inc. | Fully integrated wearable or handheld monitor |
| US8801631B2 (en) | 2005-09-30 | 2014-08-12 | Intuity Medical, Inc. | Devices and methods for facilitating fluid transport |
| US7790464B2 (en) * | 2006-05-04 | 2010-09-07 | Blaze Medical Devices, LLC | Blood hemolysis analyzer |
| DE102006029899B4 (de) | 2006-06-29 | 2009-06-04 | Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh | Spektroskopischer Detektor und Verfahren zur Bestimmung von Blut und biologischen Markersubstanzen in Flüssigkeiten |
| US8597190B2 (en) | 2007-05-18 | 2013-12-03 | Optiscan Biomedical Corporation | Monitoring systems and methods with fast initialization |
| US8175668B1 (en) | 2007-10-23 | 2012-05-08 | Pacesetter, Inc. | Implantable multi-wavelength venous oxygen saturation and hematocrit sensor and method |
| US20090247853A1 (en) * | 2008-03-31 | 2009-10-01 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Non-Invasive Total Hemoglobin Measurement by Spectral Optical Coherence Tomography |
| US9833183B2 (en) | 2008-05-30 | 2017-12-05 | Intuity Medical, Inc. | Body fluid sampling device—sampling site interface |
| WO2009148626A1 (en) | 2008-06-06 | 2009-12-10 | Intuity Medical, Inc. | Medical diagnostic devices and methods |
| EP2299903B1 (en) | 2008-06-06 | 2021-01-27 | Intuity Medical, Inc. | Detection meter and mode of operation |
| US7850171B2 (en) | 2008-10-23 | 2010-12-14 | Igt | Gaming system, device and method involving a plurality of rotors interchangeably operable in a decoupled mode and a coupled mode |
| US10475529B2 (en) | 2011-07-19 | 2019-11-12 | Optiscan Biomedical Corporation | Method and apparatus for analyte measurements using calibration sets |
| CA2782047C (en) | 2009-11-30 | 2019-10-29 | Intuity Medical, Inc. | Calibration material delivery devices and methods |
| WO2011156522A1 (en) | 2010-06-09 | 2011-12-15 | Optiscan Biomedical Corporation | Measuring analytes in a fluid sample drawn from a patient |
| EP2584964B1 (en) | 2010-06-25 | 2021-08-04 | Intuity Medical, Inc. | Analyte monitoring devices |
| EP3407064B1 (en) | 2011-08-03 | 2020-04-22 | Intuity Medical, Inc. | Body fluid sampling arrangement |
| US8603309B2 (en) | 2011-09-12 | 2013-12-10 | Nova Biomedical Corporation | Disposable sensor for electrochemical detection of hemoglobin |
| EP2780705B1 (en) | 2011-11-16 | 2018-09-19 | Becton, Dickinson and Company | Methods and systems for detecting an analyte in a sample |
| ES2692407T3 (es) | 2013-01-11 | 2018-12-03 | Becton, Dickinson And Company | Dispositivo de ensayo de punto de cuidado de bajo coste |
| US10285596B2 (en) | 2016-04-11 | 2019-05-14 | Majelco Medical, Inc. | Apparatus and system for measuring volume of blood loss |
| US10690684B2 (en) | 2013-05-10 | 2020-06-23 | Majelco Medical, Inc. | Apparatus and system for measuring volume of blood loss |
| US10041960B2 (en) * | 2013-05-10 | 2018-08-07 | University Of Utah Research Foundation | Devices, systems, and methods for measuring blood loss |
| CA2912283A1 (en) | 2013-06-21 | 2014-12-21 | Intuity Medical, Inc. | Analyte monitoring system with audible feedback |
| JP6632525B2 (ja) | 2013-11-06 | 2020-01-22 | ベクトン・ディキンソン・アンド・カンパニーＢｅｃｔｏｎ， Ｄｉｃｋｉｎｓｏｎ Ａｎｄ Ｃｏｍｐａｎｙ | マイクロ流体デバイスならびにその製造方法および使用方法 |
| CN105899936B (zh) | 2013-11-13 | 2019-12-24 | 贝克顿·迪金森公司 | 光学成像系统及使用其的方法 |
| CN103913454B (zh) * | 2014-04-04 | 2017-01-25 | 重庆医科大学 | 一种快速检测高铁血红蛋白血含量比色卡的制备方法 |
| ES2721509T3 (es) | 2014-10-14 | 2019-08-01 | Becton Dickinson Co | Dispositivo de mezcla y transferencia de sangre |
| CA2960313C (en) | 2014-10-14 | 2019-07-23 | Becton, Dickinson And Company | Blood sample management using open cell foam |
| US9649061B2 (en) | 2015-03-10 | 2017-05-16 | Becton, Dickinson And Company | Biological fluid micro-sample management device |
| 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 |
| US10782306B2 (en) | 2015-12-24 | 2020-09-22 | Koninklijke Philips N.V. | Method and a system for determinations of cell suspensions |
Family Cites Families (17)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| AT56271B (de) | 1910-11-19 | 1912-11-11 | Baron Karl Von Stralendorff | Vorrichtung zum Messen und Auftragen von Winkeln. |
| GB1095114A (en) * | 1963-12-09 | 1967-12-13 | Atlas Werke Ag | Apparatus for the measurement of dye dilution in blood |
| DE2408646A1 (de) * | 1974-02-22 | 1975-08-28 | Max Planck Gesellschaft | Reaktionskinetisches messgeraet |
| DD203632A1 (de) * | 1981-09-09 | 1983-10-26 | Univ Berlin Humboldt | Schnellverfahren und einrichtung zur fotometrischen blutuntersuchung |
| US4676640A (en) * | 1984-09-12 | 1987-06-30 | Syntex (U.S.A.) Inc. | Fluctuation analysis for enhanced particle detection |
| DK282085D0 (da) * | 1985-06-21 | 1985-06-21 | Radiometer As | Fremgangsmaade og apparat til bestemmelse af blodkomponenter |
| DK163194C (da) * | 1988-12-22 | 1992-06-22 | Radiometer As | Fremgangsmaade ved fotometrisk in vitro bestemmelse af en blodgasparameter i en blodproeve |
| JPH02164341A (ja) * | 1988-12-19 | 1990-06-25 | Nippon Koden Corp | ヘモグロビン濃度測定装置 |
| US5061632A (en) * | 1989-01-31 | 1991-10-29 | Board Of Regents, The University Of Texas System | Capillary tube hemoglobinometer and oximeter |
| US6262798B1 (en) * | 1992-09-29 | 2001-07-17 | Board Of Regents, The University Of Texas System | Method and apparatus for direct spectrophotometric measurements in unaltered whole blood |
| US5064282A (en) * | 1989-09-26 | 1991-11-12 | Artel, Inc. | Photometric apparatus and method for measuring hemoglobin |
| WO1994027146A1 (en) * | 1993-05-14 | 1994-11-24 | Coulter Corporation | Reticulocyte analyzing method and apparatus utilizing light scatter techniques |
| US5421329A (en) * | 1994-04-01 | 1995-06-06 | Nellcor, Inc. | Pulse oximeter sensor optimized for low saturation |
| JP3364819B2 (ja) * | 1994-04-28 | 2003-01-08 | 日本光電工業株式会社 | 血中吸光物質濃度測定装置 |
| DE4417639A1 (de) * | 1994-05-19 | 1995-11-23 | Boehringer Mannheim Gmbh | Verfahren zur Bestimmung eines Analyten in einer biologischen Probe |
| US5692503A (en) * | 1995-03-10 | 1997-12-02 | Kuenstner; J. Todd | Method for noninvasive (in-vivo) total hemoglobin, oxyhemogolobin, deoxyhemoglobin, carboxyhemoglobin and methemoglobin concentration determination |
| US5835649A (en) * | 1997-06-02 | 1998-11-10 | The University Of British Columbia | Light directing and collecting fiber optic probe |
-
1996
- 1996-07-12 AT AT0126296A patent/AT404513B/de not_active IP Right Cessation
-
1997
- 1997-07-09 EP EP00107256A patent/EP1028318B1/de not_active Expired - Lifetime
- 1997-07-09 DE DE59710933T patent/DE59710933D1/de not_active Expired - Lifetime
- 1997-07-09 DE DE59704930T patent/DE59704930D1/de not_active Expired - Lifetime
- 1997-07-09 EP EP97890130A patent/EP0818682B1/de not_active Expired - Lifetime
- 1997-07-11 JP JP9185616A patent/JP3000350B2/ja not_active Expired - Lifetime
- 1997-07-14 US US08/892,126 patent/US5773301A/en not_active Expired - Lifetime
-
1998
- 1998-02-27 US US09/031,918 patent/US6103197A/en not_active Expired - Lifetime
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2003502632A (ja) * | 1999-06-16 | 2003-01-21 | ハッチンソン テクノロジー インコーポレーティッド | 全ヘモグロビン濃度測定 |
| JP2005274568A (ja) * | 2004-03-22 | 2005-10-06 | Spectromedical Inc | 全ヘモグロビン測定のための分光分析方法および装置 |
| KR101423770B1 (ko) * | 2008-01-08 | 2014-07-25 | 엘지전자 주식회사 | 전혈과 용혈에 의한 헤모글로빈의 정량적 측정 방법 및측정 장치 |
| JP2011179994A (ja) * | 2010-03-02 | 2011-09-15 | National Institute Of Advanced Industrial Science & Technology | 濃度に依存しない吸光度スペクトル測定法 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| ATA126296A (de) | 1998-04-15 |
| EP0818682A3 (de) | 1998-12-30 |
| DE59704930D1 (de) | 2001-11-22 |
| DE59710933D1 (de) | 2003-12-04 |
| US6103197A (en) | 2000-08-15 |
| AT404513B (de) | 1998-12-28 |
| EP0818682A2 (de) | 1998-01-14 |
| EP1028318B1 (de) | 2003-10-29 |
| EP0818682B1 (de) | 2001-10-17 |
| EP1028318A1 (de) | 2000-08-16 |
| JP3000350B2 (ja) | 2000-01-17 |
| US5773301A (en) | 1998-06-30 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP3000350B2 (ja) | 総ヘモグロビン濃度の光学的測定のための方法及び測定システム | |
| RU2302638C2 (ru) | Способ анализа гемоглобина и система для его осуществления | |
| KR102093684B1 (ko) | 전혈 샘플 중 자유 헤모글로빈의 검출을 위한 광학 센서 | |
| EP2016390B1 (en) | A method and a system for quantitative hemoglobin determination | |
| US5898487A (en) | Apparatus and method for determining the concentrations of hemoglobin derivatives | |
| JP2004526497A (ja) | 皮下検体センサ | |
| JPH02167447A (ja) | 試料のパラメータの定量測定方法 | |
| EP0795129B1 (en) | Apparatus for analysing blood and other samples | |
| JP3318657B2 (ja) | 透過光と散乱光を測定するための光学測定装置 | |
| US8698103B2 (en) | Measuring device for determination of at least one parameter of a blood sample | |
| US20240094112A1 (en) | Determining time response value of an analyte in a liquid | |
| US20240044790A1 (en) | Determining time response value of an analyte in a liquid | |
| JPH0810244A (ja) | 光散乱・吸収体の光学的測定装置 | |
| US20240027475A1 (en) | Porous unit without reflective layer for optical analyte measurements | |
| US20230408474A1 (en) | Device and process for analysing gas effects in samples |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20071112 Year of fee payment: 8 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20081112 Year of fee payment: 9 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20081112 Year of fee payment: 9 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20091112 Year of fee payment: 10 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20101112 Year of fee payment: 11 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20101112 Year of fee payment: 11 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20111112 Year of fee payment: 12 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20111112 Year of fee payment: 12 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20121112 Year of fee payment: 13 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20121112 Year of fee payment: 13 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20131112 Year of fee payment: 14 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| EXPY | Cancellation because of completion of term |