(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
少なくとも一つの発光手段（１２）、試料チャンバを持つ試料キュベット（１５）、及び検出手段（１９）を含む、光散乱試料の光学測定を行うための装置において、
前記試料キュベット（１５）と前記検出手段（１９）との間の光路に位置決めされており、中心及び周辺を持ち、吸光度が前記中心から前記周辺に向かって減少する吸収フィルタ（１８）を含み、
前記吸収フィルタ（１８）は、所定の散乱角範囲α' n によって画成された環状ゾーン（２１乃至２５）を有し、各ゾーンは吸光度Ｆ（α' n ）を有し、散乱角範囲α' s及びα' t によって画成された吸収フィルタ（１８）の任意の二つの環状ゾーンについて、対応する吸光度はＦ（α' s ）及びＦ（α' t）であり、α' t がα' s よりも周辺側にある場合、Ｆ（α' s ）＞Ｆ（α' t）である、ことを特徴とする装置。
【請求項２】
請求項１に記載の装置において、ヘモグロビン、オキシヘモグロビン、デオキシヘモグロビン、メトヘモグロビン、一酸化炭素ヘモグロビン、スルフヘモグロビン、ビリルビン、及び／又は診断染料のうちの任意のものの濃度を光学測定し、及び／又は全血試料の酸素飽和レベルを光学測定する、装置。
【請求項３】
請求項１又は２に記載の装置において、前記検出器（１９）は、散乱角範囲α' n で検出器角度吸光度ＤＡＡ（α' n ）を画成する検出器角度感度を有し、前記試料の有効光路長は、散乱角範囲α' n で路長角度吸光度ＰＡＡ（α' n ）を画成し、前記吸収フィルタ（１８）は、吸光度Ｆ（α' n ）＝ＡＢＳmax −（ＤＡＡ（α' n ）＋ＰＡＡ（α' n ））を有し、ここで、ＡＢＳmax は吸収フィルタの最大吸光度である、装置。
【請求項４】
請求項３に記載の装置において、最大フィルタ吸光度ＡＢＳmax は、ＤＡＡ（α' max ）＋ＰＡＡ（α' max ）と等しく、ここで、ＤＡＡ（α' max ）は、外側の角度範囲（α' max）での検出器角度吸光度であり、ＰＡＡ（α' max ）は、外側の角度範囲（α' max ）での路長角度吸光度である、装置。
【請求項５】
請求項１乃至４のうちのいずれか一項に記載の装置において、前記吸光度フィルタ（１８）は、散乱角範囲０°乃至２０°、２０°乃至４０°、４０°乃至５０°、５０°乃至６０°、及び６０°以上の夫々について、Ｆ（０°−２０°）＝０．４０乃至０．９０、Ｆ（２０°−４０°）＝０．２５乃至０．６０、Ｆ（４０°−５０°）＝０．１０乃至０．４０、Ｆ（５０°−６０°）＝０．０５乃至０．２５、及びＦ（＞６０°）＝０．００の吸光度を有し、ここで、任意の二つの範囲α' s 及びα' t について、α' tがα' s よりも周辺側にある場合には、Ｆ（α' s）＞Ｆ（α' t ）である、装置。
【請求項６】
請求項１乃至５のうちのいずれか一項に記載の装置において、前記吸収フィルタ（１８）の各環状ゾーン（２１乃至２５）は、均等な吸光度を示す、装置。
【請求項７】
請求項３又は４に記載の装置において、前記吸収フィルタ（１８）の少なくとも一つの環状ゾーン（３１乃至３５）は、最大吸光度ＡＢＳmax が均等な少なくとも一つのサブゾーン（３１ａ乃至３４ａ）及び吸光度がない少なくとも一つのサブゾーン（３２ｂ乃至３５ｂ）を示す、装置。
【請求項８】
請求項１又は２に記載の装置において、前記検出器（１９）は、散乱角αでの検出器角度吸光度ＤＡＡ（α）を定義する検出器角度感度を有し、前記試料は、散乱角αでの路長角度吸光度ＰＡＡ（α）を定義する有効光路長を有し、前記吸収フィルタ（１８）は任意の算術関数Ｇ（α）＝ＡＢＳmax −（ＤＡＡ（α）＋ＰＡＡ（α））によって記載される吸光度を有し、ここで、ＡＢＳmax は吸収フィルタの最大吸光度である、装置。
【請求項９】
請求項１乃至８のうちのいずれか一項に記載の装置において、前記吸収フィルタ（１８）は、光吸収性化合物、金属又は金属酸化物を付着させたポリマー材料を含む、装置。
【請求項１０】
少なくとも一つの発光手段（１２）、試料チャンバを持つ試料キュベット（１５）、及び検出手段（１９）を含む、光散乱試料の光学測定を行うための装置において、
前記試料キュベット（１５）と前記検出手段（１９）との間の光路に位置決めされた、中央波長及びカットオフ波長の夫々が発光手段からの光の波長よりも、１％乃至２５％長いバンドパスフィルタ又は長波長パスフィルタからなる群から選択された干渉フィルタを有する、ことを特徴とする装置。
【請求項１１】
請求項１０に記載の装置において、ヘモグロビン、オキシヘモグロビン、デオキシヘモグロビン、メトヘモグロビン、一酸化炭素ヘモグロビン、スルフヘモグロビン、ビリルビン、及び／又は診断染料のうちの任意のものの濃度を光学測定し、及び／又は全血試料の酸素飽和レベルを光学測定する、装置。
【請求項１２】
請求項１０又は１１に記載の装置において、前記干渉フィルタは、中央波長範囲が５０５ｎｍ乃至６３０ｎｍのバンドパスフィルタ、又はカットオフ波長範囲が５０５ｎｍ乃至６３０ｎｍの長波長パスフィルタである、装置。
【請求項１３】
請求項１乃至１２のうちのいずれか一項に記載の装置において、前記フィルタは、別体の構成要素として提供される、装置。
【請求項１４】
請求項１乃至１２のうちのいずれか一項に記載の装置において、前記フィルタは、前記試料キュベット（１５）の一体の部品として、又は前記検出器（１９）の一体の部品として提供される、装置。
【請求項１５】
請求項１４に記載の装置において、前記試料キュベット（１５）は光出口窓（１６）を有し、前記フィルタが前記光出口窓（１６）に印刷してある、装置。
【請求項１６】
請求項１４又は１５に記載の装置において、前記フィルタは前記試料キュベット（１５）の一体の部品として提供され、前記フィルタを持つ前記試料キュベット（１５）は、使い捨てユニットである、装置。
【請求項１７】
請求項１乃至１６のうちのいずれか一項に記載の装置において、散乱角αによって定義された前記検出手段（１９）の検出範囲は、少なくとも０°乃至５０°である、装置。
【請求項１８】
請求項１乃至１７のうちのいずれか一項に記載の装置において、前記試料チャンバの中心と前記検出手段（１９）との間の距離は、０．２ｍｍ乃至１．５ｍｍの範囲内にある、装置。
【請求項１９】
請求項１乃至１８のうちのいずれか一項に記載の装置において、前記検出手段（１９）の検出領域は、少なくとも２５ｍｍ2である、装置。
【請求項２０】
請求項１乃至１９のうちのいずれか一項に記載の装置において、前記試料キュベット（１５）と前記フィルタ（１８）との間、及び／又は前記フィルタ（１８）と前記検出手段（１９）との間に位置決めされた一つ又はそれ以上の光学的カップリングを有する、装置。
【請求項２１】
請求項２０に記載の装置において、前記一つ又はそれ以上の光学的カップリングの厚さは、１μｍ乃至１００μｍの範囲内にある、装置。
【請求項２２】
請求項２０又は２１に記載の装置において、前記一つ又はそれ以上の光学的カップリングは、グリセロール、シリコーン、又はアクリレートでできている、装置。
【請求項２３】
請求項１乃至２２のうちのいずれか一項に記載の装置において、前記光源（１２）と前記試料キュベット（１５）との間に穴が配置されている、装置。
【請求項２４】
請求項２３に記載の装置において、前記穴の面積は１ｍｍ2 以下である、装置。
【請求項２５】
試料チャンバ及びこの試料チャンバを画成する壁に設けられた光入口窓及び光出口窓（１６）の夫々を含む、光散乱試料の光学測定を行うための試料キュベット（１５）において、
前記試料キュベット（１５）の前記出口窓（１６）上に又は内に位置決めされた、前記試料キュベット（１５）の一体の部品である吸収フィルタ（１８）を含み、この吸収フィルタ（１８）は中心及び周辺を有し、吸光度が前記中心から前記周辺に向かって減少し、
前記吸収フィルタ（１８）は、所定の散乱角範囲α' n によって画成された環状ゾーン（２１乃至２５）を有し、各ゾーンは吸光度Ｆ（α' n ）を有し、散乱角範囲α' s 及びα' t によって画成された吸収フィルタ（１８）の任意の二つの環状ゾーンについて、対応する吸光度はＦ（α' s ）及びＦ（α' t ）であり、α' tがα' s よりも周辺側にある場合、Ｆ（α' s ）＞Ｆ（α' t ）である、ことを特徴とする試料キュベット。
【請求項２６】
請求項２５に記載の試料キュベット（１５）において、前記吸光度フィルタ（１８）は、散乱角範囲０°乃至２０°、２０°乃至４０°、４０°乃至５０°、５０°乃至６０°、及び６０°以上の夫々について、Ｆ（０°−２０°）＝０．４０乃至０．９０、Ｆ（２０°−４０°）＝０．２５乃至０．６０、Ｆ（４０°−５０°）＝０．１０乃至０．４０、Ｆ（５０°−６０°）＝０．０５乃至０．２５及びＦ（＞６０°）＝０．００の吸光度を有し、ここで、任意の二つの範囲α' s 及びα' t について、α' t がα' s よりも周辺側にある場合には、Ｆ（α' s ）＞Ｆ（α' t ）である、試料キュベット。
【請求項２７】
請求項２５又は２６に記載の試料キュベット（１５）において、前記吸収フィルタ（１８）の各環状ゾーン（２１乃至２５）は、均等な吸光度を示す、試料キュベット。
【請求項２８】
請求項２５乃至２７のうちのいずれか一項に記載の試料キュベット（１５）において、前記吸収フィルタ（１８）の少なくとも一つの環状ゾーン（３１乃至３５）は、最大吸光度ＡＢＳmax が均等な少なくとも一つのサブゾーン（３１ａ乃至３４ａ）及び吸光度がない少なくとも一つのサブゾーン（３２ｂ乃至３５ｂ）を示す、試料キュベット。
【請求項２９】
請求項２５乃至２８のうちのいずれか一項に記載の試料キュベット（１５）において、前記吸収フィルタ（１８）は、光吸収性化合物、金属又は金属酸化物を付着させたポリマー材料を含む、試料キュベット。
【請求項３０】
試料チャンバ及びこの試料チャンバを画成する壁に設けられた光入口窓及び光出口窓（１６）の夫々を含む、光散乱試料の光学測定を行うための試料キュベット（１５）において、
前記試料キュベット（１５）の一体の部品であり、前記試料キュベット（１５）の前記出口窓（１６）上に又は内に位置決めされた、バンドパスフィルタ又は長波長パスフィルタからなる群から選択された干渉フィルタを有する、ことを特徴とする試料キュベット。
【請求項３１】
請求項３０に記載の試料キュベット（１５）において、前記干渉フィルタは、中央波長範囲が５０５ｎｍ乃至６３０ｎｍのバンドパスフィルタ、又はカットオフ波長範囲が５０５ｎｍ乃至６３０ｎｍの長波長パスフィルタである、試料キュベット。
【請求項３２】
請求項２５乃至３１のうちのいずれか一項に記載の試料キュベット（１５）において、前記フィルタは、前記試料キュベット（１５）の光出口窓（１６）に印刷してある、試料キュベット。
【請求項３３】
請求項２５乃至３２のうちのいずれか一項に記載の試料キュベット（１５）において、前記試料キュベット（１５）は使い捨てユニットである、試料キュベット。
【請求項３４】
光散乱試料の光学測定を行うための方法において、
（１）少なくとも一つの発光手段（１２）からの一つ又はそれ以上の波長の光を試料に透過させる工程、
（２）検出手段（１９）によって散乱光を検出する工程を含み、
請求項１乃至３３のうちのいずれか一項に記載の装置又は試料キュベットに適用される、方法。
【請求項３５】
請求項３４に記載の光学測定方法において、単一波長の光を使用する、方法。
【請求項３６】
請求項３４に記載の光学測定方法において、少なくとも二つの波長の光を使用する、方法。
【請求項３７】
請求項３４、３５、又は３６に記載の光学測定方法において、ヘモグロビン、オキシヘモグロビン、デオキシヘモグロビン、メトヘモグロビン、一酸化炭素ヘモグロビン、スルフヘモグロビン、ビリルビン、及び／又は診断染料のうちの任意のものの濃度を光学測定し、及び／又は全血試料の酸素飽和レベルを光学測定する、方法。
【請求項３８】
請求項３４乃至３７のうちのいずれか一項に記載の光学測定方法において、測定は、前記試料チャンバ内に置かれた非流動試料について行われる、方法。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、様々なレベルの散乱を示す試料の光学測定を行うための装置、試料キュベット、及び方法に関し、詳細には、全血の試料の光学測定を行うための装置、試料キュベット、及び方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
光源から試料を横切る光の透過を検出器によって決定する光学測定は、広範な化学物質及び臨床研究を行うための強力な道具である。理想的な試料については、吸光度は、試料中の吸光種の濃度並びに試料の厚さに比例する。ランバート−ベールの法則はこの関係を以下の式で示す。
Ａ＝ｌｏｇＩ0 ／Ｉ＝εｃｄ
ここで、Ｉ0 及びＩは、夫々、入射光及び透過光の強さであり、ｃは吸収種の濃度であり、ｄは試料の厚さであり、εは吸光率である。項ｌｏｇＩ0 ／Ｉを吸光度Ａと呼ぶ。
【０００３】
しかしながら、多くの実際の試料について散乱が生じる。従って、光の透過が様々な方法で邪魔され、これにより計測が困難になり、それらの濃度及び探し求められるパラメータについての正しい値を得るためにこれを補正しなければならない。
【０００４】
散乱の一つの主な理由は試料の異質性（ｉｎｈｏｍｏｇｅｎｉｔｙ）であり、異質試料の粒子との相互作用時に光が散乱するためである。従って、光は直接透過せず、所定の散乱角範囲に亘って屈折する。散乱及び散乱光は円形対称を有し、散乱角αによって特徴付けることができる。
【０００５】
散乱角αは、光の中央光路からの散乱光の角度のずれと定義され、散乱角の頂点が試料チャンバの中央と定義される。検出器に到達した光の入射角βは、入射光と検出器表面との間の角度と定義される。散乱角α及び入射角βは、０°乃至９０°の角度範囲で散乱した光について、α＋β＝９０°に関係にある。
【０００６】
散乱と関連した多くの現象が光学測定を困難にする。かくして、検出器の検出範囲外の角度αでの光の散乱は、光のこの部分を検出に利用できなくしてしまう。更に、多くの検出器は、入射角の小さな光に対する感度が、入射角β＝９０°の光に対する感度と比較して低い。
【０００７】
考えなければならない別の現象は反射である。光の反射は、光路中の任意の光学的界面で生じる。大きな散乱角で散乱した光は、非散乱光又は小さい散乱角で散乱した光と比較して高い反射を示す傾向がある。最後に、散乱により、有効光路長及びかくして吸光度が非散乱光と比較して増大する。
【０００８】
散乱係数は、散乱角に対する光の強さの分布であると定義される。かくして、一定量以上の散乱によって支配されるこれらの測定は散乱係数が高く、これに対し散乱が小さい測定は散乱係数が低い。
【０００９】
散乱係数が一定である場合には、上述の現象は、計測値のデータ処理工程で容易に補正できる。しかしながら、残念なことに散乱係数は一定でなく、所定範囲の試料パラメータに従って変化する。
【００１０】
散乱係数が変化するこの現象は、測定を更に困難にする。かくして、検出器の範囲を越える散乱による影響が及ぼされた測定は、高過ぎる吸収種濃度を誤って表示する。しかしながら、検出されなかった光のレベルを直接的に決定する方法はない。
【００１１】
高散乱係数の測定は、入射角が低い光のレベルが高い。このような状態では感度が低いため、検出器は、吸収種の高過ぎる吸収及び高過ぎる濃度を誤って表示する。しかしながら、散乱係数が試料によって異なるため、この現象をデータ処理工程で直ちに補正することはできない。
【００１２】
散乱係数が変化する場合には、反射レベルも同様に変化する。散乱係数が高い場合によく起こる、反射が高い場合には、光が一定量以上失なわれ、吸収種の高い濃度が誤って表示される。上文中に説明したように、反射による損失を直ちに決定する方法はない。
【００１３】
更に、散乱係数の変化は、上文中に説明したように吸光度に影響を及ぼし、有効光路長を変化させる。散乱係数が高い試料は、吸収種の濃度が高いと誤って表示されるけれども、吸収の増大は、実際には、有効光路長の増大による。有効光路長は試料によって異なり、直ちに決定することはできない。
【００１４】
散乱係数の変化による悪影響を受けるこのような試料の重要な例は、全血、即ち溶血しておらず従って高度に異質性の血液である。
全血では、従来、光学的方法によって測定されたパラメータ及び構成要素は、全ヘモグロビン濃度（ｔＨｂ）、ヘマトクリット値（ＨＣＴ）、即ち血液の全容積に対する赤血球がある割合、及びグルコース濃度である。オキシヘモグロビン、デオキシヘモグロビン、メトヘモグロビン、一酸化炭素ヘモグロビン、及びスルフヘモグロビン等の特定のヘモグロビン誘導体並びにビリルビン及び診断染料が、光学原理を使用して測定される他の種の例である。
【００１５】
全血では、濃度、浸透容積変化、血液細胞の凝集及び形成は、全て、散乱係数に影響を及ぼすパラメータである。
血液細胞の濃度に関し、ＨＣＴの代表的範囲が４０％乃至５０％の試料について最大の散乱が観察される。これよりもＨＣＴが高い又は低い試料は、散乱係数が低い。
【００１６】
散乱係数は、更に、平均ヘモグロビン濃度（ＭＣＨＣ）に左右される。平均ヘモグロビン濃度（ＭＣＨＣ）は、（ｔＨｂ）と（ＨＣＴ）との間の比（ＭＣＨＣ＝ｔＨｂ／ＨＣＴ）と定義される。ＭＣＨＣは、かくして、血液細胞中のヘモグロビンの濃度であり、血液細胞浸透容積変化を理解する上で重要なパラメータである。
【００１７】
浸透容積変化は、電解質の濃度変化によって引き起こされるため、散乱係数に影響を及ぼす。濃度が高い場合、例えば塩分濃度が高い場合には、浸透により血液細胞から血漿相への水の流れが生じ、その間、血液細胞が収縮し、散乱が増大する。かくして、二つの血液試料は同様のヘモグロビン濃度であるが、血液細胞の収縮が高い−及びかくしてＭＣＨＣが高い−試料は、ヘモグロビン濃度が高いように見える。
【００１８】
所与のｔＨｂで、ｔＨｂの実験による決定についてのエラーは、ＭＣＨＣに従って変化するということが観察された。かくして、ｔＨｂの代表的レベルである１５ｇ／ｄｌでは、実験的に決定されたｔＨｂは、ＭＣＨＣが±１０％変化する際に約±４％変化する。ＭＣＨＣがこれよりも大きく、例えば±２５％変化する場合には、実験的に決定されたｔＨｂは、約±１３％変化する。これは、臨床の目的では受け入れられない。例１及び比較例１を参照されたい。
【００１９】
散乱係数に影響を及ぼすこの他の現象は、血液細胞の凝集、沈澱、及び鎌状細胞疾患の場合に観察される異常形成である。かくして、凝集及び沈澱が起こると係数が減少し、沈澱していない試料と比較して低過ぎるヘモグロビン濃度を誤って表示する。異常形成も同様に散乱係数を変化させてしまう。
【００２０】
特定の脂質及び蛋白質の濃度によって散乱レベルが更に大きく影響されるため、完全な散乱現象及びその変化レベルは非常に複雑である。従って、多くの特許が、測光法や分光法等の光学的方法による血液パラメータの測定の問題点を取り扱ってきた。これらの特許は、二つのグループに分けることができる。第１のグループは、問題点に対して幾何学的解決策を追求し、第２のグループは、多波長技術に基づいて解決策を追求する。第１のグループの他の特許には、血液パラメータを測定するための方法及び装置を開示するカナダ国のマニトバ大学に賦与された欧州特許第ＥＰ５７５７１２Ａ２号が含まれる。この特許の方法によれば、直接出てくる光及び測光測定された散乱光の変化を一つ又はそれ以上の基準と比較し、例えば血液のナトリウム濃度による光の散乱の変化の効果を考慮する。この方法及び装置によれば、最少で二つの検出手段で光の検出を行う。第１検出手段は直接出てくる光を検出し、第２検出手段及び検出手段が二つ以上設けられている場合のこの他の検出手段が散乱光を検出する。同時に得られた測定値を、基準、又はシステムに記憶された計算した基準と比較すると、試料の散乱分布曲線が算出され、散乱が考慮される。明らかなように、方法及び装置の信頼性は、適正な基準が得られるかどうかで決まる。
【００２１】
米国のアドバンスト・ハーモテクノロジー社に賦与された米国特許第５，３８５，５３９号には、最少で二つの光検出手段に基づいて血液のＨＣＴ値をオンラインで測定するための方法及び装置が開示されている。前記最少で二つの光検出手段のうちの第１の光検出手段は、散乱されなかった光、又は僅かしか散乱されなかった光、即ち散乱角が小さいことによって僅かしか散乱されなかった光を受け取るように位置決めされている。前記最少で二つの光検出手段のうちの第２の光検出手段は、高い角度で散乱された光、即ち血液試料を横切って大きな距離に亘って移動した光を受け取るように位置決めされている。このシステムは、一方の検出手段が受け取った光が一定値であるような強さで放射されるように光を調節するための光強さ調節手段を更に含む。この方法では、他方の検出手段が受け取った光は、ＨＣＴ値が直線状であるように示す。本発明の好ましい実施例では、光を透過するための搬送手段として光学ファイバを使用する。この特許には、「後方散乱」の幾何学的配置を適用した実験用機器が更に開示されており、この幾何学的配置に従って検出手段を、血液試料に対し、発光源と同じ側に位置決めする。
【００２２】
カナダのコレテックメディカルテクノロジー社に賦与された米国特許第５，６０１，０８０号には、血液パラメータをオンラインで分光測定するための光源及び検出手段を適用する方法及び装置が開示されており、この方法及び装置は、一つ以上の光源又は二つ以上の検出器を含むことを特徴とする。
【００２３】
米国のＬＸＲバイオテクノロジー社に賦与された国際特許出願ＷＯ９６／３７７６７には、高度に散乱した光用のコレクタに適用される広角散乱検出器の使用が開示されている。これは、次いで、別体の検出器に繋がっており、特定的に決定される。
【００２４】
日本国のニッポンコーデン社に賦与された日本国特許第ＪＰ１０１３２７２８Ａ号には、白血球細胞の測定時に散乱角αで散乱された光を集める同心に分布した検出器のパターンが開示されている。実験機器は、更に、検出パターンの特定の円形領域の各々と対応する読み出し区分を有する。
【００２５】
米国のウォーターズインスツルメンツ社に賦与された米国特許第５，９６３，３３５号には、放射線の吸収、詳細には、光源と検出器との間の光路で閉塞子（ｏｃｃｌｕｄｅｒ）を構成する全血の試料での吸収を測定するための方法及び装置が開示されている。三つの測定の閉塞放射線パターンは、三つの異なる位置にある閉塞子を比較し、放射線の減衰の要因を除外することによって特徴付けられる。
【００２６】
上述の特許及び特許出願に開示された幾何学的構成及び方法は、散乱係数の変化の影響を減少できるが、これらは、高度で高価な実験用機器及び複雑な作業を必要とするために複雑であるか或いは、上文中に説明した問題点の完全なスペクトルを解決できない。
【００２７】
多波長技術、例えば分光測定法に焦点を合わせた第２のグループには、以下に列挙する特許及び特許出願が含まれる。
米国のテキサスシステム大学に賦与された国際特許出願ＷＯ９４／０８２３７には、全血試料中の多数の特定のヘモグロビン種の濃度を分光測光法で正確に決定するための方法及び装置が開示されている。これによれば、ヘモグロビン種を区別する性能によって選択された複数の放射線波長を全血試料に最少の散乱で及び最大の吸収で照射する。この方法によれば、特定のヘモグロビン種の数と比較して余分であると考えられる波長を方法とともに加える。この方法によれば、様々な光散乱損を、波長及び特定のヘモグロビン種の濃度の関数として処理する。種濃度は、所定のモル吸光率に基付いて計算される。この特許出願には、更に、大型の検出器を使用することにより検出範囲を越えた散乱の問題点を小さくすることが開示されている。
【００２８】
デンマークのラジオメーターＡ／Ｓに賦与された欧州特許第ＥＰ２１０４１７Ｂ１号には、（ｎ−１）個の特定のヘモグロビン種を分光的に決定するための方法及び装置が開示されている。これは、全血又は溶血した血液の濁った試料を少なくともｎ個の異なる波長の光線に露呈し、（ｎ−１）個のヘモグロビン種とともに少なくとも一つの濁り度成分を測定し、その後、所定のモル吸光率から種の濃度を計算することに基づいて行われる。
【００２９】
スイス国のＡＶＬメディカルインスツルメンツＡＧに賦与された欧州特許出願第ＥＰ８０００７４Ａ１号には、ｎ個のヘモグロビン種を決定し、種濃度を所定のモル吸光率から計算するため、二つの検出配置を使用すること、及びｎ個の異なる波長及び２ｎ個の測定値を使用することが開示されている。検出器の配置には、直接透過光と散乱光との間の分離を改善するためのレンズ等の光学的手段が含まれる。
【００３０】
分光測定技術の方法及び装置は、散乱現象に直接的関与するという点で、散乱係数の変化と関連した問題点をなくすための完全な方法を示す。しかしながら、分光測定多波長法は、高度で高価な実験用機器及び複雑な作業を必要とするために複雑である。
【００３１】
【発明が解決しようとする課題】
従って、散乱係数が変化する試料、詳細には散乱係数が変化する血液試料を正確に光学的に測定するための簡単な方法及び装置が必要とされている。特に、有効光路長、検出器の感度、並びに検出器の範囲外への反射及び散乱により光が検出されないことの変化の影響の補正を行う簡単な方法及び装置が必要とされている。
【００３２】
【課題を解決するための手段】
これは、少なくとも一つの発光手段、試料チャンバを持つ試料キュベット、フィルタ、及び検出手段を含む、光散乱試料を光学的に測定するための本発明による装置によって行われてきた。この装置は、試料キュベットと検出手段との間の光路にフィルタが位置決めされており、このフィルタは、吸光度が中心から周囲に向かって徐々に減少する吸光フィルタであることを特徴とする。
【００３３】
本発明の好ましい実施例によれば、光学測定装置は、ヘモグロビン、オキシヘモグロビン、デオキシヘモグロビン、メトヘモグロビン、一酸化炭素ヘモグロビン、スルフヘモグロビン、ビリルビン、診断染料、及び／又は任意の他の光吸収性化合物の濃度、好ましくは全血試料のヘモグロビンの濃度、及び／又は酸素飽和レベルを光学的に測定するための装置である。
【００３４】
吸収フィルタは、ガラスやポリマー箔等の担体に付着させた又は組み込んだ金属又は金属酸化物等の光吸収性化合物により光を吸収するフィルタと定義される。かくして、吸収フィルタは、多層構造であってもよいし単層構造であってもよい。
【００３５】
吸収フィルタは所定の波長範囲の光を吸収する。この範囲は、例えば緑色光だけを吸収するという点で狭く、又は例えば任意の可視光を吸収するという点で広く、吸光率はフィルタ表面に到達する光の入射角に左右されない。吸収フィルタの光吸収性化合物は、紫外線、可視光、又は赤外線を適切に吸収するように選択できる。
【００３６】
吸収フィルタの光吸収性化合物は、完全吸収性ラスターの巨視的パターンとして付着され又は組み込まれているのがよい。ラスターの密度が高く、及びかくして担体の剥き出しの領域が少ない場合には、吸収フィルタは高い吸光度を示す。同様に、ラスターの密度が低く、及びかくして担体の剥き出しの領域が高い場合には、吸収フィルタは低い吸光度を示す。ラスターに基づく吸光度は、微視的レベルでは不均等であるけれども、巨視的に見ると均等である。
【００３７】
光吸収性化合物を微視的に付着させ又は組み込んで均等に着色し又は影を付け、即ち部分的に吸収性にする。これは、例えばスパッタリング技術によって行うことができる。かくして、濃く影を付けると吸光度が上がり、薄く影を付けると吸光度が下がる。影を付けることにより得られた吸光度は、微視的に並びに巨視的に均等である。
【００３８】
散乱角αn-1 とαn との間の散乱角範囲α' n によって特徴付けられる吸収フィルタの環状ゾーンの吸光度Ｆ（α' n ）は、環状ゾーンに入射した所与の波長の光の強さと環状ゾーンに亘って伝達された前記所与の波長の光の強さとの比の対数と定義される。
【００３９】
かくして、本発明の吸収フィルタは、散乱角範囲α' s 及びα' t によって特徴付けられるフィルタの任意の二つの環状ゾーンについて、対応する吸光度Ｆ（α' s ）及びＦ（α' t ）は、α' s ＜α' t の場合、即ち散乱角範囲α' t が散乱角範囲α' s よりも周囲側にある場合、Ｆ（α' s ）＞Ｆ（α' t ）であるという特徴を備えている。
【００４０】
吸光度Ｆ（α' n ）は、散乱角α' n によって特徴付けられる環状ゾーン内の吸収ゾーンの任意の分布によって提供される。従って、完全な環状ゾーンは、均等な吸光度を示すか或いは、均等な最大吸光度のサブゾーンを示し、及び残りのサブゾーンに吸光度がない。
【００４１】
変形例では、光散乱試料を光学的に測定するための本発明による装置は、発光手段、試料チャンバを持つ試料キュベット、フィルタ、及び検出手段を有し、試料キュベットと検出手段との間の光路にフィルタが位置決めされており、フィルタは、中央波長及びカットオフ波長の夫々が、発光手段からの光の波長よりも好ましくは１％乃至２５％、更に好ましくは５％乃至２０％、更にもっと好ましくは１０％乃至２０％長いバンドパスフィルタ及び長波長パスフィルタからなる群から選択された干渉フィルタであるということを特徴とする。
【００４２】
干渉フィルタの中央波長及びカットオフ波長は、紫外線、可視光、又は赤外線と適宜対応する。
フィルタは、別体の構成要素として、又は試料キュベットの一体の部品として提供され、例えば試料キュベットの光出口窓に直接印刷されるか或いは検出器の一体の部品である。従って、フィルタを一体に備えた試料キュベットは、一回又は数回の測定にしか使用しない使い捨てユニットであるのがよい。
【００４３】
かくして、本発明は、更に、試料チャンバ及び吸収フィルタを含む、光散乱試料を光学的に測定するための試料キュベットをカバーする。試料キュベットは、試料チャンバを画成する壁に光入口窓及び光出口窓の夫々を備えており、吸収フィルタは、試料キュベットの一体の部品であって試料キュベットの出口窓上に又は出口窓内に位置決めされており、吸収フィルタの吸光度がフィルタの中心から周辺に向かって減少することを特徴とする。
【００４４】
更に、本発明は、試料チャンバ及び干渉フィルタを含む、光散乱試料を光学的に測定するための試料キュベットをカバーする。試料キュベットは、試料チャンバを画成する壁に光入口窓及び光出口窓の夫々を備えており、干渉フィルタは、試料キュベットの一体の部品であって試料キュベットの出口窓上に又は出口窓内に位置決めされており、干渉フィルタはバンドパスフィルタ及び長波長パスフィルタからなる群から選択されることを特徴とする。
【００４５】
試料キュベットは、全体が光透過性材料から作られているのがよく、又は光用の入口窓及び出口窓を形成する画成された光透過領域をキュベット壁が備えているのがよい。前者の場合には、窓は、境界が定められた領域であるように見えない。窓という用語は、本明細書中では、光が出入りする試料チャンバ及びキュベット壁の領域を示すものとして両実施例で使用される。
【００４６】
本発明の装置の検出手段は、広い散乱角範囲をカバーする大きな面積を持つ検出器であるのがよい。かくして、検出器は最大７０°の散乱角をカバーするのが好ましい。試料チャンバの中心と検出器との間の距離は最大１．５ｍｍであり、従って、検出器の活性領域は、好ましくは約０．２５ｍｍ2 又はそれ以上である。
【００４７】
光の反射を抑えるため、装置の試料チャンバとフィルタとの間、及び／又はフィルタと検出器との間に光学的カップリングを導入するのがよい。このような光学的カップリングは、厚さが１μｍ乃至１００μｍのグリセロール、シリコーン、又はアクリレートの層であるのがよい。
【００４８】
本装置は、光源と試料キュベットとの間に配置された穴を更に含む。この穴は円形対称であるか或いは円形対称以外の対称であるのがよい。これらの場合の両方において、フィルタは穴の形体と対応して対称である。従って、散乱現象自体が円形対称であるため、例えば矩形の穴と対応するフィルタの対称性は楕円形である。
【００４９】
本発明は、更に、光散乱試料を光学的に測定するため、詳細には、血液パラメータ、特に全ヘモグロビン濃度を光学的に測定するため、本発明の装置又は試料キュベットを使用するための方法に関する。しかしながら、本発明の装置及び方法は、全ヘモグロビン濃度の光学的測定に限定されず、オキシヘモグロビン、デオキシヘモグロビン、メトヘモグロビン、一酸化炭素ヘモグロビン、及びスルフヘモグロビン等の特定のヘモグロビン誘導体、並びにビリルビン、診断染料、及び／又は血中に存在する任意の他の光吸収性化合物の光学的測定とも関連している。同様に、全血の酸素飽和度を光学的方法によって決定できる。
【００５０】
測定は、流動状態で並びに非流動状態で行うことができる。更に、一つの波長、好ましくはアイソベスティック（ｉｓｏｂｅｓｔｉｃ）波長を使用して光学的測定を行うことができるが、これらの測定は、フィルタが干渉フィルタである場合に一つの波長だけを使用するという条件付きで複数の濃度及び／又はパラメータを同時に決定するために複数の波長を使用して行うこともできる。
【００５１】
本発明の方法の好ましい実施例によれば、光学的測定は、血液試料のヘモグロビン濃度及び酸素飽和レベルを同時に決定するために少なくとも二つの波長、好ましくは二つの波長を使用して行われる。
【００５２】
散乱係数が変化する条件で光学的測定を行うための方法及び装置を全血についての測定による本出願人の経験に基づいて説明する。しかしながら、本発明はこれに限定されない。本発明の説明から明らかなように、方法及び装置の原理は、散乱係数が変化する生物学的試料、生理学的試料、又は化学的試料のいずれかの任意の試料の光学的測定に適用できる。とりわけ、このような試料には、牛乳、廃水、及び塗料が含まれる。
【００５３】
本発明の吸収フィルタの吸光度は、フィルタの中心から周辺に向かって徐々に減少する。このようなフィルタは、検出器の感度の変化と関連した散乱係数及び有効光路長の変化に対して補正できる。
【００５４】
検出器の感度は、光の入射角に従って連続的に変化する。従って、多くの光学的検出器の感度が角度に応じて変化するということがわかっている。これは、吸光度の無次元単位で計数された検出器角度吸光度（ＤＡＡ）の角度範囲依存ベクトルとしてモデル化できる。
【００５５】
かくして、ＤＡＡのベクトルは、別の散乱角範囲α'1、α'2、α'3、・・・、α' n 、・・・、α' max に亘って観察される吸光度に関する。ここで、α'1は、α0 ＝０°とα1 との間の小さな散乱角の中央範囲に関し、α' n は、αn-1 とαn との間の任意の散乱角の範囲に関し、α' max は検出器手段によって検出できる最大散乱角範囲、この場合には角度αmax-1 と検出可能な最大角度であるαmax との間の角度に関する。このような場合、ＤＡＡのベクトルは、（ＤＡＡ（α'1）、ＤＡＡ（α'2）、ＤＡＡ（α'3）、・・・、ＤＡＡ（α' n ）、・・・、ＤＡＡ（α' max ））によって特徴付けられる。
【００５６】
検出器角度吸光度と対応する算術関数ＤＡＡ（α）は、同様にモデル化に使用できる。このような関数の一つのグループは、三角関数、詳細には余弦関数であるが、他の関数を同様にモデル化に使用できる。
【００５７】
所与の試料吸収で、有効光路長は散乱角に従って変化する。従って、散乱が、吸光度の無次元単位で計数された路長角度吸光度（ＰＡＡ）の角度依存ベクトルとしてモデル化できる方法で、吸光度に寄与するということがわかっている。
【００５８】
これに対し、ＤＡＡのベクトルは試料の吸収に依存しておらず、ＰＡＡのベクトルは試料の吸収に依存している。
かくして、ＰＡＡのベクトルは、上文中に定義した別の散乱角範囲α'1、α'2、α'3、・・・、α' n 、・・・、α' max に亘って観察される吸光度に関する。ここで、ＰＡＡのベクトルは、所与の試料吸収について、（ＰＡＡ（α'1）、ＰＡＡ（α'2）、ＰＡＡ（α'3）、・・・、ＰＡＡ（α' n ）、・・・、ＰＡＡ（α' max ））によって特徴付けられる。
【００５９】
路長角度吸光度と対応する任意の算術関数ＰＡＡ（α）は、同様に、モデル化に使用できる。簡単な方法では、試料の中央で散乱角αで散乱が生じ、散乱は多数回起こらず、即ちこれ以上の散乱が起こらない。非散乱光の光路長ｄと比較すると、散乱光は、距離ｄ（α）＝０．５ｄ＋０．５ｄ／ｃｏｓαだけ移動する。このような算術モデル及び境界条件に基づき、関数ＰＡＡ（α）を決定できる。
【００６０】
かくして、検出器の感度及び有効光路長の変化を補正するため、吸収フィルタは、別の散乱角範囲α'1、α'2、α'3、・・・、α' n 、・・・、α' max に亘って観察される角度範囲依存吸光度Ｆを有し、Ｆ（α' n ）＝ＡＢＳmax −（ＤＡＡ（α' n ）＋ＰＡＡ（α' n ））によって特徴付けられる。これは、フィルタの中心から周辺に向かって減少する。ここで、ＡＢＳmax は、中央角度範囲α'1に適用された、フィルタの最大吸光度である。
【００６１】
最大フィルタ吸光度ＡＢＳmax は、ＤＡＡ（α' max ）＋ＰＡＡ（α' max ）と等しいか或いはこれよりも大きく、例えば、吸光度は、検出器の角度感度及び外角度範囲α' max の有効光路長に帰せられる。好ましくは、ＡＢＳmax は、ＤＡＡ（α' max ）＋ＰＡＡ（α' max ）と等しい。
【００６２】
吸収フィルタは、内部透過率（ｔｒａｎｓｍｉｔｔｉｖｅ）フィルタ又は透過度（ｔｒａｎｓｍｉｔｔａｎｃｅ）フィルタと呼ぶこともできる。従来技術では、吸光度が徐々に減少するこのようなフィルタは、光学の分野で周知である。
【００６３】
米国のゼロックス社に賦与された米国特許第４，２９８，２７５号には、吸光度がフィルタの中心から周辺に向かって徐々に減少することを特徴とする吸収曲線を持つフィルタを含む、コピー機用広角露光システムが開示されている。同様に、日本国のリコー社に賦与された米国特許第４，９０６，０８１号には、軸線方向中心の最少吸光度から軸線方向中心の周囲の環状ゾーンでの最大吸光度を介してフィルタの周辺の最少吸光度までの範囲の吸光度曲線が対称なフィルタが開示されており、このフィルタは、画像形成光学システムに使用される。
【００６４】
しかしながら、米国特許第４，２９８，２７５号及び米国特許第４，９０６，０８１号のいずれにも、吸光度が減少する吸収フィルタを、光学的測定装置の光路で光散乱試料で使用するという教示は開示されていない。詳細には、これらの特許には、散乱係数の変化により左右される光学測定と関連した問題点を軽減するためにこのようなフィルタを使用することについて全く教示されていない。従って、本出願人の知る限りにおいて、本発明の装置、試料キュベット、及び方法は新規である。
【００６５】
本発明の一実施例では、吸収フィルタの環状ゾーンの数ｎは２乃至１０、好ましくは２乃至７である。更に好ましくは、ｎは５である。
従って、人間の血液の通常の濃度である約１５ｇ／ｄｌのヘモグロビン濃度では、５個の散乱角範囲を持つ下側の吸収フィルタが、散乱による変化を良好に補正するということがわかった。
【００６６】
かくして、この吸収フィルタは、α’の範囲が０°乃至２０°、２０°乃至４０°、４０°乃至５０°、５０°乃至６０°、及び６０°以上の夫々についての吸光度Ｆ（α' n ）が、Ｆ（０°−２０°）＝ＡＢＳmax ＝０．４０乃至０．９０であり、Ｆ（２０°−４０°）＝０．２５乃至０．６０であり、Ｆ（４０°−５０°）＝０．１０乃至０．４０であり、Ｆ（５０°−６０°）＝０．０５乃至０．２５であり、Ｆ（６０°−）＝０．００である。ここで、任意の二つの散乱角範囲α' s 及びα' t で、α' s ＜α' t であれば、例えば、散乱角範囲α' t が散乱角範囲α' s よりも周辺に近い場合には、Ｆ（α' s ）＞Ｆ（α' t ）である。
【００６７】
本発明の別の好ましい実施例では、吸光度Ｆ（α' n ）は、Ｆ（０°−２０°）＝ＡＢＳmax ＝０．５０乃至０．８０であり、Ｆ（２０°−４０°）＝０．３０乃至０．５０であり、Ｆ（４０°−５０°）＝０．１５乃至０．３０であり、Ｆ（５０°−６０°）＝０．０５乃至０．１５であり、Ｆ（６０°−）＝０．００である。ここで、任意の二つの散乱角範囲α' s 及びα' t で、α' t がα' s よりも周辺に近い場合には、Ｆ（α' s ）＞Ｆ（α' t ）である。
【００６８】
ヘモグロビン濃度が１５ｇ／ｄｌ以上又はこれ以下の血液試料について、上側のフィルタの同様に補正を提供するが、１５ｇ／ｄｌの場合における光学補正と比較すると部分的である。
【００６９】
本発明の変形例では、フィルタは、任意の算術関数Ｇ（α）＝ＡＢＳmax −（ＤＡＡ（α）＋ＰＡＡ（α））によってモデル化された吸光度を示す。ここで、ＡＢＳmax 、ＤＡＡ（α）、及びＰＡＡ（α）は上文中に定義してある。
【００７０】
本発明の好ましい実施例では、吸収フィルタは、厚さが０．１μｍ乃至５μｍでラスターサイズが１０μｍ乃至２００μｍの銀ラスターパターンを写真技術によって現像した、厚さが２０μｍ乃至１５０μｍのポリエステル箔でできている。
【００７１】
本発明の変形例では、装置は、中央波長及びカットオフ波長が発光手段からの光の波長よりも好ましくは１％乃至２５％、更に好ましくは５％乃至２０％、更にもっと好ましくは１０％乃至２０％長いバンドパスフィルタ型又は長波長パスフィルタ型の干渉フィルタを有し、これは、装置の試料キュベットと検出手段との間に位置決めされる。
【００７２】
本発明の干渉フィルタは、全フィルタ範囲に亘って透過が均等であり、吸収フィルタと比較して正確に中心決めすることを必要としない。これらのフィルタは、金属製光学干渉層を付着したガラスやポリマー箔等の担体を含む。
【００７３】
前記グループの干渉フィルタは、入射角β＝９０°の光と比較して角度が小さい光に露呈したとき、それらの中央波長及びカットオフ波長の夫々を短い波長にシフトする。従って、測定の波長の光は、入射角が低い場合にのみ、即ち散乱角が高い場合にのみ、完全に透過するのに対し、入射角の高い光、即ち散乱角が低い光は部分的にしか透過しないか或いは全く透過しない。
【００７４】
前記干渉フィルタを含む上文中に説明した本発明の装置は、散乱係数が変化するという上文中に説明した問題点に対する技術的解決策を提供する。これは、有効光路長及び検出器感度の変化の影響を補正できるためである。詳細には、装置に適用した場合に干渉フィルタによりもたらされる透過パターンは、上文中に説明した吸収フィルタの透過パターンと同様である。
【００７５】
従来技術の干渉フィルタ及び光学測定用装置の検出システムでのこれらの干渉フィルタの使用は周知である。かくして、米国のバクスター・トラベノール・ラボラトリー社に賦与された米国特許第４，３０３，３３６号、イタリア国のスクラボＳ．ｐ．Ａに賦与された米国特許第５，０８８，４９３号、及びカナダ国のアバキス社に賦与された米国特許第５，４７８，７５０号は、全て、検出システムでの干渉フィルタの使用が記載されている。
【００７６】
しかしながら、上掲の全ての特許には、波長フィルタリング、ブランチング、等を行うための干渉フィルタの使用が記載されており、これらの特許のうち、フィルタの中央波長及びカットオフ波長の夫々が発光手段からの光の波長よりも長く、このようなフィルタが高い入射角の光の透過を減少するということを特徴とする光散乱試料の光学測定を行うための装置の教示を開示したものはない。
【００７７】
一実施例では、干渉フィルタは、金属でできた光学的干渉層を表面に付着させた、厚さが１００μｍ乃至５００μｍのガラスでできている。
好ましい実施例では、干渉フィルタは、中央波長が発光手段からの光の波長よりも長く、好ましくは１％乃至２５％長く、更に好ましくは５％乃至２０％長く、更にもっと好ましくは１０％乃至２０％長いバンドパスフィルタである。５００ｎｍ乃至５１０ｎｍの好ましい実験波長では、バンドパスフィルタの中央波長は、好ましくは５０５ｎｍ乃至６３０ｎｍであり、更に好ましくは５３０ｎｍ乃至６００ｎｍであり、更にもっと好ましくは５５０ｎｍ乃至６００ｎｍである。
【００７８】
別の好ましい実施例では、干渉フィルタは、カットオフ波長が発光手段からの光の波長よりも長く、好ましくは１％乃至２５％長く、更に好ましくは５％乃至２０％長く、更にもっと好ましくは１０％乃至２０％長い長波長パスフィルタであり、ｎｍ当りの峻度が０．５％乃至２％（吸収）である。５００ｎｍ乃至５１０ｎｍの好ましい実験波長では、長波長パスフィルタのカットオフ波長は、５０５ｎｍ乃至６３０ｎｍであり、更に好ましくは５３０ｎｍ乃至６００ｎｍであり、更にもっと好ましくは５５０ｎｍ乃至６００ｎｍである。
【００７９】
これに対し、装置でのフィルタの使用は、検出器の角度感度及び有効光路長の変化に焦点が絞られており、検出されなかった光は、主として、広範な散乱角範囲をカバーする検出器の大きな領域を使用することによって解決される。
【００８０】
かくして、本発明の好ましい実施例では、検出器の検出範囲は、少なくとも０°乃至５０°、好ましくは０°乃至６５°、更に好ましくは０°乃至７０°の角度αによって画成される。検出は、適用された波長の光の検出に適用できる任意の検出器であるのがよいが、好ましくは、検出器は、シリコンフォトダイオードである。
【００８１】
本発明の別の好ましい実施例では、試料チャンバの中心と検出器との間の距離は０．２ｍｍ乃至１．５ｍｍの範囲内にあり、好ましくは０．２ｍｍ乃至１．０ｍｍの範囲内にあり、更に好ましくは０．５ｍｍ乃至１．０ｍｍの範囲内にある。従って、検出器の活性領域は２５ｍｍ2 以上である。好ましくは、検出領域は７０ｍｍ2 以上であり、更に好ましくは１００ｍｍ2 以上である。
【００８２】
光路での光の反射を減少するため、光学的カップリングを装置に導入するのがよい。かくして、本発明の一つの好ましい実施例では、装置は、試料とフィルタとの間及び／又はフィルタと検出手段との間に位置決めされる少なくとも一つの光学的カップリングを更に有する。このような光学的カップリングは、低吸光度材料、好ましくは隣接した構成要素と屈折率が同じ材料でできた薄い層である。このような光学的カップリングの材料は化学的に安定していなければならず、特に酸化に対して化学的に安定していなければならない。
【００８３】
かくして、光学的カップリングは、グリセロール、シリコーン、又はアクリレートから形成され、好ましくはシリコンオイル、シリコーン樹脂、又はアクリレート樹脂から形成され、１μｍ乃至１００μｍ、好ましくは５μｍ乃至５０μｍの厚さで層をなして適用される。
【００８４】
好ましい実施例では、装置には、光源と試料チャンバとの間に配置された穴が設けられている。好ましくは、この穴の面積は１ｍｍ2 以下である。
本発明による吸収フィルタを最適にするため、検出器の角度感度及び選択された血液試料についての吸光度及び散乱についての経験的情報に基づく手順が適用される。
【００８５】
従って、ＤＡＡのベクトルは、検出器の仕様に基づいて並びに入射角が変化する光に検出器を露呈するブランク実験から推定される。ＤＡＡのベクトルは、全血試料、好ましくはヘモグロビン濃度が約１５ｇ／ｄｌで散乱係数が変化する代表的な全血試料の散乱及び吸光度についての経験的データから推定される。これらのベクトルの推定値に基づいて、ＡＢＳmax 及びαmax の値が様々な一連のフィルタを形成する。例えばＭＣＨＣ値に対する、実験的に見出したヘモグロビン濃度に関する、これらの二つのパラメータの変化時に得られるエラーのマッピングに基づき、最適のフィルタを設計する。
【００８６】
本発明による干渉フィルタを最適化するため、バンドパスフィルタに対して帯域幅及び中央波長が異なる一連のフィルタを形成し、長波長パスフィルタに対して峻度及びカットオフ波長が異なる一連のフィルタを形成する。例えばＭＣＨＣ値に対する、実験的に見出したヘモグロビン濃度に関する、これらの二つのパラメータの変化時に得られるエラーのマッピングに基づき、最適のフィルタを設計する。
【００８７】
測定は、流動状態で、即ち、試料が測定中に試料チャンバを通って流れる状態で、並びに非流動状態で行うことができる。詳細には、本発明の簡単な方法及び測定により、測定を迅速に行うことができ、これにより全血試料での凝集及び沈澱を少なくする。更に、この方法は、詳細には、血液細胞の凝集による散乱の問題を解決するものであり、そのため、本方法は非流動測定に特に適している。
【００８８】
光学測定は、一つの波長を使用して行うことができるが、このような測定は、複数の濃度及び／又はパラメータを同時に決定するために複数の波長を使用して行うこともできる。フィルタが干渉フィルタである場合には、一つの波長だけを使用する。
【００８９】
好ましくは、測定はアイソベスティック波長で、即ち、オキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの吸光率が同じ波長でのｔＨｂで行われる。一つのこのような好ましい波長は、５０６．５ｎｍである。
【００９０】
【発明の実施の形態】
本発明の装置の分解図である図１を参照すると、この装置は、ヒューレット・パッカード社から入手できるＨＬＭＰ−ＣＥ２３−Ｒ００００ダイオードである発光手段１２を含む。この発光手段は二つのポリマーガイド１１及び１１ａによって位置決めされる。これらのポリマーガイドには、面積が１ｍｍ2 の穴が設けられている。
【００９１】
デンマーク国のフェロペルム・オプティック社から入手できる中央波長が５０６．５ｎｍのバンドパスフィルタ１３が、キュベットハウス１４及び１４ａに進入する光の波長を決定する。試料キュベット１５は、光透過性入口窓（図示せず）及び光透過性出口窓１６を更に有し、厚さが０．１ｍｍの試料チャンバを画成する。更に、試料キュベット１５は、試料入口１７ａ及び試料出口１７ｂ、及び液体センサ１７ｃに連結されている。
【００９２】
サーモスタットジャケット１４ｂがキュベットハウス１４及び１４ａを３７℃まで加熱し、これを熱電対１４ｃで監視する。
吸収フィルタ１８は、厚さが１００μｍのポリエステル箔でできており、その上に厚さが１μｍでラスターサイズが８４μｍの銀製ラスターパターンが写真的に現像されている。フィルタの吸光度は、Ｆ（０°−２０°）＝０．６０であり、Ｆ（２０°−４０°）＝０．４０であり、Ｆ（４０°−５０°）＝０．２２であり、Ｆ（５０°−６０°）＝０．１０であり、Ｆ（６０°−）＝０．００である。フィルタは、米国のオペテック社から入手できる２５ｍｍ2 のシリコンフォトダイオードＯＰＲ５９１３である検出器１９の表面上で光路内に位置決めされている。これは添付図面には示してない。
【００９３】
検出器１９は、検出器の電子回路１９ａに接続されており、試料チャンバの中心から１．０５ｍｍの距離に位置決めされる。
試料キュベットとフィルタとの間、及びフィルタと検出器との間に位置決めされる薄いグリセロール層でできた光学的カップリングは、図１には示してない。
【００９４】
図２を参照すると、概略図２０ａは、光吸収性化学物質でできたラスターパターンを付着させた吸収フィルタの原理を示し、矢印の長さ及び傾きはフィルタに到達した及びフィルタを離れる光の強さ及び角度の夫々を示す。吸収フィルタの吸光度は、フィルタ表面に到達する光の入射角に依存しない、即ち入射角β＝９０°の光に対して及び入射角が低い光に対して光の強さが同様に減少することが観察されるということを特徴とする。２０ｂに概略に示すように本発明の装置に適用した場合、吸収はそれでも入射角に依存しない。しかしながら、本発明の装置及び吸収フィルタの吸光度はフィルタの中心で最大であり、周辺に向かって減少し、及びかくして強さの減少は周辺とひかくして中央で高い。
【００９５】
均等に着色した又はシェードを付けた吸収フィルタの場合、フィルタは自己吸光度を有し、これはフィルタのシェード内の有効光路長に左右され、及びかくして入射角で決まる。従って、低い入射角の光の強さは、２０ａ及び２０ｂの概略と比較して更に減少する。
【００９６】
概略図２０ｃは、干渉フィルタの原理を示す。２０ｃでは、フィルタの中央波長と対応する光がバンドパスフィルタに照射される。このような場合、入射角β＝９０°の光は全て透過する。しかしながら、上文中に説明したようにフィルタの中央波長がずれるため、入射角が低い光は部分的にしか伝達されない。干渉フィルタの透過は全フィルタ領域に亘って均等であるということは理解されるべきである。
【００９７】
本発明の装置でのフィルタの適用２０ｄについて、中央波長が実験波長よりも長いバンドパスフィルタが適用される。しかしながら、中央波長のずれにより、入射角β＝９０°の光が部分的にしか透過しないのに対し、入射角が低い光が完全に透過する。本発明によれば、フィルタの中心の表面に到達した光は、実際に、入射角βが９０°と等しいか或いはこれに近いのに対し、フィルタの周辺に到達した光は入射角が低い。かくして、光は概略図２０ｄに従って、即ちフィルタの中心を部分的に及びフィルタ周辺を完全に透過する。
【００９８】
図３は、図１の吸収フィルタ１９を示す。このフィルタの吸光度は、中心から周辺に向かって徐々に減少する。上文中に説明したように、フィルタは吸収が等しい５個の環状ゾーン２１乃至２５を有し、吸光度は、中央環状ゾーン２１から周囲環状ゾーン２５に向かって徐々に減少する。
【００９９】
図４は、図１及び図３の吸収フィルタについて、吸光度を半径に対して示す。従って、０ｍｍ乃至０．４ｍｍの半径範囲での吸光度は０．６０であり、０．４ｍｍ乃至０．９ｍｍの半径範囲での吸光度は０．４０であり、０．９ｍｍ乃至１．４ｍｍの半径範囲での吸光度は０．２２であり、１．４ｍｍ乃至１．９ｍｍの半径範囲での吸光度は０．１０である。１．９ｍｍ以上の半径については、フィルタは吸光度を示さない。
【０１００】
図５は、図１、図３、及び図４の吸収フィルタの算術モデルを示す。このようなモデルは、検出器の感度及び有効光路長の変化に帰せられる吸光度に対する補正を正確に表す。簡単のため、吸収フィルタの算術モデルは、図１、図３、及び図４の環状ゾーン吸収フィルタとほぼ同じである。
【０１０１】
図６は、吸光度が中心から周辺に向かって徐々に減少する吸収フィルタを示す。このフィルタでは、個々の環状ゾーンは、均等な最大吸光度ＡＢＳmax のサブゾーン、及び吸光度がないサブゾーン示す。図示の吸収フィルタは、５個の環状ゾーン３１乃至３５を有する。かくして中央環状ゾーン３１の全サブゾーン３１ａは均等な最大吸光度を示し、環状ゾーン３２乃至３４のサブゾーン３２ａ乃至３４ａは均等な最大吸光度を示し、周辺環状ゾーン３５の全サブゾーン３５ａは吸光度を示さない。従って、吸光度は中央から周辺に向かって徐々に減少する  最大吸光度のサブゾーンが、吸光度を示さないサブゾーンに対して減少するためである。
【０１０２】
図７は、図１、図３、及び図４の、例えば例１及び比較例１の装置及び吸収フィルタを使用して本発明のフィルタ付きで又は無しで得られた、実験により見出した全ヘモグロビン濃度を示す。
【０１０３】
図８は、本発明の装置での干渉フィルタの使用原理を示す。この図は、中央波長が５２０ｎｍのバンドパスフィルタの吸光度特性を示す。中央波長は、非散乱光（４１：０°）と比較して散乱角が高い光（４２：２０°、４３：４０°、及び４４：６０°）に露呈したとき短い波長にずれる。本発明によれば、測定を行うためにフィルタの中央波長よりも１３．５ｎｍ短い波長の光、即ち５０６．５ｎｍの光を加えたとき、吸光度は散乱角の増大に従って減少し、４１ａでは０°での吸光度が０．６であり、４２ａでは２０°での吸光度が０．４であり、４３ａでは４０°での吸光度が０．１であり、４４ａでは６０°での吸光度が０．０である。
【０１０４】
図９は、散乱、フィルタ、及び検出器の幾何学的配置を示す。散乱角αでの光の散乱が、厚さｄ＝０．１ｍｍの試料チャンバ１６の中央で起こるものと仮定すると、０°乃至７０°の散乱角αによって画成された検出範囲を持つフィルタ１８及び検出器１９は、試料チャンバの中央から距離ｌ＝１．０５ｍｍのところに位置決めされる。
【０１０５】
例１：全血試料について図１による装置を使用して光学測定を行った。
実験は、五つの試料について３７℃で行なった。各試料のｔＨｂ値は１５．０ｇ／ｄｌであるが、ＭＣＨＣ値は、夫々、２２．６ｇ／ｄｌ、３０．４ｇ／ｄｌ、３３．０ｇ／ｄｌ、３６．３ｇ／ｄｌ、及び４０．６ｇ／ｄｌである。
【０１０６】
ｔＨｂが１５．０ｇ／ｄｌでＭＣＨＣが３３ｇ／ｄｌの試料を使用して装置を較正する。かくして標準ＭＣＨＣ値であるＭＣＨＣ＝３３ｇ／ｄｌでは、実験により、ｔＨｂ値が１５．０ｇ／ｄｌであることがわかる。
【０１０７】
ＭＣＨＣ＝３０．４ｇ／ｄｌ並びにＭＣＨＣ＝３６．３ｇ／ｄｌでは、１５．１ｇ／ｄｌのｔＨｂ値が得られる。ＭＣＨＣ＝２２．６ｇ／ｄｌでは、１５．５ｇ／ｄｌのｔＨｂ値が得られるが、ｔＨｂの実験値は、ＭＣＨＣ＝４０．６ｇ／ｄｌで１５．３ｇ／ｄｌであった。
【０１０８】
比較例１：例１と同様であるが、フィルタ及び光学的カップリングが光路内にない実験で、ｔＨｂを同様に決定する。
フィルタを除外した装置を、ｔＨｂが１５．０ｇ／ｄｌでＭＣＨＣが３３ｇ／ｄｌの試料を使用して較正する。かくして、ＭＣＨＣ＝３３ｇ／ｄｌでは、実験により１５．０ｇ／ｄｌのｔＨｂが得られる。
【０１０９】
ＭＣＨＣ＝３０．４ｇ／ｄｌでは、１４．３ｇ／ｄｌのｔＨｂ値が得られるのに対し、ＭＣＨＣ＝３６．３ｇ／ｄｌでは、１５．６ｇ／ｄｌのｔＨｂ値が得られる。ＭＣＨＣ＝２２．６ｇ／ｄｌでは、１２．９ｇ／ｄｌのｔＨｂ値が得られるが、ｔＨｂの実験値は、ＭＣＨＣ＝４０．６ｇ／ｄｌで１６．７ｇ／ｄｌであった。
【図面の簡単な説明】
【図１】  本発明の装置の分解図である。
【図２】  吸収フィルタ及び干渉フィルタの原理並びに本発明の装置でのこれらのフィルタの使用を示す概略図である。
【図３】  吸光度が均等な環状ゾーンを持つ図１の吸収フィルタの図である。
【図４】  図１の吸収フィルタについての吸光度を半径に対して示すグラフである。
【図５】  図１の吸収フィルタの吸光度の算術モデルを示すグラフである。
【図６】  最大吸光度が均等なサブゾーン及び吸光度がない残りのサブゾーンを示す、環状ゾーンを持つ吸収フィルタの図である。
【図７】  本発明のフィルタを使用して又はフィルタ無しで実験的に見出した全ヘモグロビン濃度を示すグラフである。
【図８】  本発明の装置での干渉フィルタの使用原理を示すグラフである。
【図９】  散乱、フィルタ、及び検出器の幾何学的配置を示す概略図である。
【符号の説明】
１３ バンドパスフィルタ １４ キュベットハウス １４ｂ サーモスタットジャケット１４ｃ 熱電対 １５ 試料キュベット １６ 光透過性出口窓 １７ａ 試料入口 １７ｂ試料出口 １７ｃ 液体センサ１８ 吸収フィルタ
【図１】
0003962256.tif 000002
【図２】
0003962256.tif 000003
【図３】
0003962256.tif 000004
【図４】
0003962256.tif 000005
【図５】
0003962256.tif 000006
【図６】
0003962256.tif 000007
【図７】
0003962256.tif 000008
【図８】
0003962256.tif 000009
【図９】
0003962256.tif 000010