【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、非侵襲で血液中のヘモグロビンがグルコースと結合した割合を分析するヘモグロビンＡ１ｃ分析装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来から、糖尿病の診断や血糖コントロールの状態を知るための指標として、ヘモグロビンＡ１ｃ（グリコヘモグロビンとも言う。）が臨床的に利用されている。これは血液中の赤血球に含まれるヘモグロビンが、血液中のグルコースと結合した状態を調べるものである。ヘモグロビンは血液中のグルコース濃度に応じてグルコースと結合する。これは反応時間の遅い不可逆反応であり、赤血球の寿命が約１２０日である。このことから、ヘモグロビンＡ１ｃは過去１から２ヵ月の平均血糖レベルを反映しているのである。
【０００３】
ヘモグロビンＡ１ｃの分析方法としては、高速液体クロマトグラフィー法（ＨＰＬＣ法）や免疫法などある。例えば、市販されているＨＰＬＣ法のヘモグロビンＡ１ｃ分析装置としては、東ソー自動グリコヘモグロビン分析計ＨＬＣ−７２３Ｇ７（医療用具許可番号 第３５ＢＺ００１９号）がある。また免疫法のヘモグロビンＡ１ｃ分析装置としては、ＡＤＡＭＳマスターＤＭ−３３１０（医療用具承認番号２１００ＢＺＺ００３９１）がある。
【０００４】
これらのヘモグロビンＡ１ｃ分析装置は、患者の静脈血を採血して全血を検査している。このような検査方法では、患者は採血の際に苦痛と不快感を味わっていた。また、医師や看護婦、検査技師がいないと採血できないことや、装置が大型であり高価であるために、病院などでの糖尿病の診察時や健康診断のときに限られていた。
【０００５】
採血しないで血液成分を検査する装置としては、分析内容が違うが動脈血の酸素飽和度（以下「ＳｐＯ2」と略記する。）を測定するパルスオキシメーターがある。このパルスオキシメーターの一例が、特公昭５３−２６４３７号公報に開示されている。それによれば、血流の脈動に起因する透過光の変化分を、６３０ｎｍと９００ｎｍのふたつの波長帯域において測定して、このふたつの変化分の比、つまり吸光係数の比から動脈血のＳｐＯ2を算出している。特公昭５３−２６４３７号公報では、オキシヘモグロビン（以下「Ｈｂ−Ｏ2」と略記する。）とデオキシヘモグロビン（以下「Ｈｂ」と略記する。）の２成分の成分比を、６３０ｎｍと９００ｎｍの２波長で測定したものであった。
【０００６】
パルスオキシメーターは、一般にＨｂ−Ｏ2とＨｂの２成分のみの成分比を求めるものであり、一酸化炭素と結合したカルボキシヘモグロビン（以下「Ｈｂ−ＣＯ」と略記する。）の存在は無視していた。確かに、手術中や術後、集中治療室、救急の輸送中などの臨床現場において、Ｈｂ−ＣＯの存在が引き起こす誤差は、無視できる程度のものであった。しかし、このことに着目してＨｂ−ＣＯを分析対象とすることが考えられた。その一例が特開平５−２２８１２９号公報に開示されている。それによれば、６６０ｎｍ、７５０ｎｍ、９４０ｎｍの３つの光源で、Ｈｂ−Ｏ2とＨｂに加えて、Ｈｂ−ＣＯの３つの成分比を算出して、動脈血のＳｐＯ2を求めるものである。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
前述の病院の診察や健康診断で使われるヘモグロビンＡ１ｃ分析装置は、患者の血液を採血して分析する方法であり、患者は苦痛を伴なうばかりでなく、感染の危険性もあった。また、装置が大型であり高価でもあることから、患者が在宅で検査できる装置にはならなかった。
【０００８】
また、パルスオキシメーターは、動脈血中のオキシヘモグロビンＨｂの成分比であるＳｐＯ2を求めるものであり、糖尿病の診断や血糖コントロールの状態の指標とするヘモグロビンＡ１ｃを求めることはできなかった。
【０００９】
図８に、従来のパルスオキシメーターを使った測定の結果を示す。なおこの装置の光源には、６６０ｎｍと９４０ｎｍの発光ダイオードが使われている。測定の被験者は、糖尿病患者５症例、正常者２２症例、合計２７症例であり、集計はたばこを吸う習慣がない禁煙者群１６症例と、たばこを吸う習慣がある喫煙者群１１症例に分類した。パルスオキシメーターの表示値ＳｐＯ2を、ヘモグロビンＡ１ｃ相当値に変換するために、１００−ＳｐＯ2の処理をしている。例えば、ＳｐＯ2が９２％ならば、ヘモグロビンＡ１ｃ相当値は８％としている。なお、測定の結果は、症例数（度数）を示してある。
【００１０】
禁煙者群ではヘモグロビンＡ１ｃ相当値が糖尿病患者だけが高値を示し、正常者は低値を示した。喫煙者群でも糖尿病患者は高値を示したものの、正常者に高値を示す症例が含まれていた。このように喫煙者の場合には、ヘモグロビンＡ１ｃを高値と測定してしまう恐れがあり、従来技術によるパルスオキシメーターではヘモグロビンＡ１ｃを求められないことが、測定からも明らかになった。
【００１１】
本発明の目的は上記課題を解決し、糖尿病の診断や血糖コントロールの状態を知るために、ヘモグロビンＡ１ｃを非侵襲で分析できるヘモグロビンＡ１ｃ分析装置を提供することである。
【００１２】
【課題を解決するための手段】
上記課題を解決するために本発明の特徴は、第１の波長の光を発する第１の発光素子と、第１の波長より長い第２の波長の光を発する第２の発光素子と、第２の波長より長い第３の波長の光を発する第３の発光素子と、該第１の発光素子と該第２の発光素子と該第３の発光素子から発せられたそれぞれの光を生体組織を通して受ける少なくとも１つの受光素子と、該受光素子の受光量に基づいてそれぞれの波長ごとに前記生体組織の拍動成分を取り出す拍動抽出手段と、前記拍動成分に基づいてヘモグロビンのなかの第１の成分の成分比、第２の成分の成分比および第３の成分比のうちの少なくとも１つを演算する演算手段と、該演算手段の演算結果を表示する表示手段を有するヘモグロビン分析装置において、前記第１の成分のモル吸光係数、前記第２の成分のモル吸光係数および前記第３の成分のモル吸光係数をそれぞれｋ１、ｋ２、ｋ３としたとき、前記第１の波長はｋ３＞ｋ１＞ｋ２の領域に設定し、前記第２の波長はｋ１≧ｋ３＞ｋ２の領域に設定し、前記第３の波長はｋ１≒ｋ２≒ｋ３の領域に設定し、前記第１の成分の成分比、前記第２の成分の成分比または前記第３の成分の成分比のうちの少なくとも１つを前記表示手段に表示することを特徴とする。
【００１３】
また、第１の波長の光を発する第１の発光素子と、第１の波長より長い第２の波長の光を発する第２の発光素子と、第２の波長より長い第３の波長の光を発する第３の発光素子と、該第１の発光素子と該第２の発光素子と該第３の発光素子から発せられたそれぞれの光を生体組織を通して受ける少なくとも１つの受光素子と、該受光素子の受光量に基づいてそれぞれの波長ごとに前記生体組織の拍動成分を取り出す拍動抽出手段と、前記拍動成分に基づいてヘモグロビンのなかの第１の成分の成分比、第２の成分の成分比および第３の成分の成分比のうちの少なくとも１つを演算する演算手段と、該演算手段の演算結果を表示する表示手段を有するヘモグロビン分析装置において、前記第１の波長は、前記第３の成分の吸光度比が６００ｎｍ以上１０００ｎｍ以下の範囲でほぼ極大となる波長に設定し、前記第２の波長は、前記第１の成分の吸光度比がほぼ極大となる波長に設定し、前記第３の波長は、前記第２の成分の吸光度比が６００ｎｍ以上１０００ｎｍ以下の範囲でほぼ極大または最大となる波長に設定し、前記第１の成分の成分比、前記第２の成分の成分比または前記第３の成分の成分比のうちの少なくとも１つを前記表示手段に表示することを特徴とする。
【００１４】
【発明の実施の形態】
以下、図面により本発明の実施の形態を詳述する。図２（ａ）および（ｂ）は本発明の一実施の形態によるヘモグロビンＡ１ｃ分析装置の外観図であり、（ａ）は正面図、（ｂ）は側面図である。図３は本発明の一実施の形態によるヘモグロビンＡ１ｃ分析装置の測定時の姿勢を示す装着図であり、第４図は本発明の一実施の形態によるヘモグロビンＡ１ｃ分析装置のセンサ部構造を示す断面図である。図５は本発明の一実施の形態によるヘモグロビンＡ１ｃ分析装置のブロック図である。図１は各種ヘモグロビンの各波長におけるモル吸光係数の変化を示す吸光特性曲線である。図７は各種ヘモグロビンの各波長におけるモル吸光係数の割合を示す特性曲線である。図６は本発明の一実施の形態による他のヘモグロビンＡ１ｃ分析装置の外観図である。
【００１５】
まず図２（ａ）および（ｂ）を用いて、本実施の形態によるヘモグロビンＡ１ｃ分析装置の外観を説明する。図２において、１０は血液中の赤血球に含まれるヘモグロビンが、血液中のグルコースと結合した割合を調べるヘモグロビンＡ１ｃ分析装置である。分析装置１０の側面には、測定部位を入れられる挿入穴１１があり、被験者の指が入るようにほぼ円筒形状をしている。正面には電源を入れて分析を開始させるスイッチ１２と、分析結果を表示する表示器１３が設けられている。表示器１３には血糖コントロールの指標となる、ヘモグロビンＡ１ｃが表示される。
【００１６】
次に図３を用いて、本実施の形態によるヘモグロビンＡ１ｃ分析装置の使用方法を説明する。挿入穴１１には指が挿入されている。標準的な指の使い方は、右手第３指（中指）を挿入穴１１に入れて、両脇の第２指（人差し指）と第４指（薬指）で軽く分析装置１０を支えて、手のひらを上に向ける。これが測定時の標準的な装着姿勢である。この場合には測定対象の生体組織１は右手第３指となる。この姿勢のままで、スイッチ１２を他の指、例えば第１指（親指）で押せば、電源が入り分析が開始される。分析結果のヘモグロビンＡ１ｃは、表示器１３が上を向いているので、簡単に読み取ることができる。ここでは挿入穴１１に入れる生体組織１を、指を右手第３指としたが、この指に限るものではなく他の指でも同様に測ることができる。受光フィルタ２６に指の腹を軽く押し当てられるならばどの指でもかまわない、手足の指ならばすべて測定対象とすることができる。またさらに、耳たぶや鼻もヘモグロビンＡ１ｃの測定対象とすることができる。
【００１７】
次に図４を用いて、本実施の形態によるヘモグロビンＡ１ｃ分析装置のセンサ部構造を説明する。まず挿入穴１１は先端が閉じたほぼ円筒形状のホルダ２７からなり、指である生体組織１をホルダ２７の先端に突当たるように挿入する。ホルダ２７には、指の腹が当たる部分に受光フィルタ２６と、その反対側には拡散板２５が備え付けられている。拡散板２５は透明なポリスチレン（ＰＳ）樹脂やアクリル（ＰＭＭＡ）樹脂を成形したものであり、その奥には発光素子２１、２２、２３が近接して配置されている。発光素子２１、２２、２３は、それぞれのピーク発光波長がλ１、λ２、λ３のチップ型発光ダイオードである。発光素子２１、２２、２３は近接して配置しているものの、同一位置から発光することは不可能である。このことによる誤差を最小限にするために、拡散板２５を挿入することによって、チップ型発光ダイオードによる点発光ではなく、拡散板２５による面発光に変換している。このことによって、発光素子２１，２２、２３の光路差による影響を解消している。なお、ここでは発光素子２１、２２、２３を発光ダイオードとしたが、波長選択性のすぐれたレーザーダイオードとすることもできる。
【００１８】
受光フィルタ２６は、発光素子２１，２２、２３から発せられた波長λ１、λ２、λ３の光が、生体組織１を透過したものだけを受けるようにしている。つまり、蛍光燈や太陽光を減衰させるための光学フィルタであり、挿入穴１１と生体組織１との隙間から漏れてくる外来光の影響を少なくしている。また、受光フィルタ２６は防塵効果もあり、清掃を簡単に行なうことができるようにしてある。受光フィルタ２６の奥には受光素子２４が配置されている。受光素子２４は発光波長λ１、λ２、λ３を含んでいる感度波長範囲を持ったフォトダイオードである。回路基板３０は、受光素子２４が実装され、それぞれの波長における脈動による光電流の変化を求め、さらにヘモグロビンＡ１ｃを算出している。その算出結果は、回路基板３０に接続してされた表示器１３によって表示される。
【００１９】
次に、図５を用いて本発明の実施の形態によるヘモグロビンＡ１ｃ分析装置のブロック図を説明する。第１の波長λ１、第２の波長λ２、第３の波長λ３の光を発光する第１の発光素子２１、第２の発光素子２２、第３の発光素子２３があり、これらは発光駆動回路３１の出力を受けて順番に点灯する。これらの発光素子２１，２２，２３の光が、生体組織１である指に照射される。照射された光は、生体組織１の各種ヘモグロビンによって吸収されるが、赤血球による散乱も起こしている。生体組織１を挟んで対向して配置された受光素子２４によって透過光が受光される。ここでは、発光波長λ１、λ２、λ３は、λ１＜λ２＜λ３の関係にあり、例えば６３０ｎｍ、６８０ｎｍ、９４０ｎｍにそれぞれ設定されている。
【００２０】
受光素子２４は、発光素子２１，２２、２３から発せられた光が、生体組織１を透過した、減衰されたあとの透過光量Ｉ１、Ｉ２、Ｉ３に対応する光を受けている。増幅器３２は受光素子２４の光電流を電圧変換し、それを電圧増幅している。なお、各波長における透過光量Ｉ１、Ｉ２、Ｉ３には、脈動に相当する拍動成分が含まれている。
【００２１】
マルチプレクサ（ＭＰＸ）３３では、増幅器３２の出力信号が、λ１、λ２、λ３の各波長ごとに振り分けられ、バンドパスフィルタ（ＢＰＦ）３４、３５、３６に供給される。ＢＰＦ３４、３５、３６は、各信号中に含まれる高周波のノイズ成分が除去され、さらに生体組織１における各波長λ１、λ２、λ３についての透過光の拍動成分に相当する振幅信号、つまり指尖容積脈波を出力する。
【００２２】
拍動抽出手段（ＤＥＴ）３７、３８、３９は、ＢＰＦ３４、３５、３６からの各出力信号より、各波長ごとに生体組織１の拍動成分の振幅値に相当する信号を検出して取出している。これら検出信号は、生体組織１での各波長λ１、λ２、λ３における透過光の拍動成分ΔＡ１、ΔＡ２、ΔＡ３に対応したものであり、アナログ／デジタル変換されたデータである。ＤＥＴ３７、３８、３９の出力信号ΔＡ１、ΔＡ２、ΔＡ３は、演算手段４０に供給されて、全ヘモグロビンに対する各種ヘモグロビンの成分比が演算される。そして、表示手段４１では演算結果であるヘモグロビンＡ１ｃの成分比が表示される。
【００２３】
ここで、演算手段４１で演算されるヘモグロビンの成分比の算出について説明する。各種ヘモグロビンのモル吸光係数と生体組織１の吸光度から、数学的変換により、吸収成分である各種ヘモグロビンの成分比を算出できるのである。まずモル吸光係数εijは、波長λｉ（ｉ＝１，２，３）における、各種ヘモグロビンｊ（ｊ＝１はＨｂＡ１ｃ−Ｏ2、ｊ＝２はＨｂ−Ｏ2、ｊ＝３はＨｂ−ＣＯ）のモル吸光係数であり、実験などから得られた既知として扱うことができる。ｘはＨｂＡ１ｃ−Ｏ2の濃度であり、ｙはＨｂ−Ｏ2、ｚはＨｂ−ＣＯの濃度である。ｋは血管による光路長を表す比例定数である。ａiは、波長λｉ（ｉ＝１，２，３）における生体組織１による吸光度であり、吸収成分は主にＨｂＡ１ｃ−Ｏ2、Ｈｂ−Ｏ2、Ｈｂ−ＣＯの各種ヘモグロビンによるものである。ランベルト・ベールの法則に従って、（１）、（２）、（３）式の連立方程式が導かれる。
【数１】
【数２】
【数３】
この連立３元１次方程式を、３次の行列式で表すと（４）式となる。
【数４】
【００２４】
これを、ＨｂＡ１ｃ−Ｏ2、Ｈｂ−Ｏ2、Ｈｂ−ＣＯの濃度ｘ、ｙ、ｚについて解くと、それぞれ（５）、（６）、（７）式となる。
【数５】
【数６】
【数７】
【００２５】
ここで、ヘモグロビンＡ１ｃは全ヘモグロビンに対するＨｂＡ１ｃ−Ｏ2の割合であり、ＨｂＡ１ｃ−Ｏ2の成分比Ｘは（８）式となる。同様に、Ｈｂ−Ｏ2の成分比Ｙ、及びＨｂ−ＣＯの成分比Ｚは、それぞれ（９）、（１０）式となる。
【数８】
【数９】
【数１０】
【００２６】
なお、各種ヘモグロビンの成分比Ｘ、Ｙ、Ｚでは、比例定数ｋは消去されている。これは血管による光路長が未知であっても解けることを示している。また、εijをモル吸光係数として説明したが、各種ヘモグロビンの濃度が不明な場合には、同一濃度条件での吸光度として扱うこともできる。このときにはディメンジョンが変わるが、基本的な考え方は同じである。
【００２７】
これまでに、ＨｂＡ１ｃ−Ｏ2、Ｈｂ−Ｏ2、Ｈｂ−ＣＯの各波長におけるモル吸光係数から数学的変換によって、成分比を算出できることを説明した。しかし、光の吸収を利用する吸光分析では、測定精度の向上や計算の簡略化を考えると発光波長の設定方法には工夫が必要である。基本的にはそれぞれのヘモグロビン成分のモル吸光係数に特徴がある特異波長を設定する。
【００２８】
吸光分析で使われる吸収スペクトルについて説明する。電子遷移由来の電子スペクトルは、紫外可視領域に大きな吸収スペクトルが現れる。しかし、６００ｎｍ未満の波長ではヘモグロビンによる吸収が強く、生体組織を通した透過光が少なくなるために、透過光を検出するは困難である。また、分子振動由来の振動スペクトルは、近赤外領域に吸収スペクトルが現れるが吸収自体は小さい。特に１０００ｎｍを越えた波長では、ヘモグロビンによる吸収は小さく、水分子による吸収が大きくなることから、分析するのは困難である。そこで、発光波長λ１、λ２、λ３は、６００ｎｍから１０００ｎｍの可視光及び近赤外光から設定する。さらに、モル吸光係数の違いに着目して発光波長を設定する場合には、電子スペクトルが現れる可視光領域つまり、６００ｎｍから７８０ｎｍの領域から設定すると良い。
【００２９】
ここで、ＨｂＡ１ｃ−Ｏ2、Ｈｂ−Ｏ2、Ｈｂ−ＣＯの各波長におけるモル吸光係数の変化を分光光度計によって測定した。図１にその測定結果である吸光特性曲線を示す。また各種ヘモグロビンの各波長におけるモル吸光係数の違いが良くわかるように、図７に各種ヘモグロビンのモル吸光係数の割合を、吸光度比として特性曲線を示した。
【００３０】
この図１を用いて、本実施の形態のヘモグロビンＡ１ｃ分析装置における波長λ１、λ２、λ３の設定方法について説明する。縦軸は各種ヘモグロビン成分のモル吸光係数、横軸は波長である。第１の成分であるＨｂＡ１ｃ−Ｏ2のモル吸光係数をｋ１、第２の成分であるＨｂ−Ｏ2のモル吸光係数をｋ２、第３の成分であるＨｂ−ＣＯのモル吸光係数をｋ３とする。まず、第１の波長λ１は、各種ヘモグロビンでのモル吸光係数の違いが大きい波長を選ぶ。図１によれば、波長６３０ｎｍ付近でモル吸光係数の違いが大きい。６００ｎｍから６５０ｎｍの領域で、モル吸光係数が大きい順に並べると、Ｈｂ−ＣＯ、ＨｂＡ１ｃ−Ｏ2、Ｈｂ−Ｏ2つまり、ｋ３＞ｋ１＞ｋ２となっている。この６００ｎｍから６５０ｎｍの領域から第１の波長λ１を設定する。例えば発光波長λ１を６３０ｎｍとして、橙色の発光ダイオードを使用するように設計すれば、部品調達においてコスト及び納期などで有利である。
【００３１】
次に、第２の波長λ２は、先に設定した波長λ１におけるモル吸光係数の割合と違った領域から設定する。図１によれば、６５０ｎｍから７８０ｎｍの領域で、モル吸光係数が大きい順に並べると、ＨｂＡ１ｃ−Ｏ2、Ｈｂ−ＣＯ、Ｈｂ−Ｏ2となり、ＨｂＡ１ｃ−Ｏ2とＨｂ−ＣＯが逆転していることがわかる。つまり、ｋ１≧ｋ３＞ｋ２となっている。この６５０ｎｍから７８０ｎｍの領域から第２の波長λ２を設定する。例えば発光波長λ２を６８０ｎｍとして、赤色の発光ダイオードを使用すれば、部品調達においてコスト及び納期などで有利である。勿論、６６０ｎｍや７００ｎｍの赤色の発光ダイオードが部品調達しやすいならば、それを使って設計すればよい。
【００３２】
次に、第３の波長λ３は、先に設定した波長λ１及びλ２におけるモル吸光係数の割合と違った領域から設定する。８５０ｎｍから１０００ｎｍの領域では、ＨｂＡ１ｃ−Ｏ2、Ｈｂ−Ｏ2、Ｈｂ−ＣＯのモル吸光係数の違いはほとんどない。つまり、ｋ１≒ｋ２≒ｋ３である、この等吸収ということが、波長λ１及びλ２におけるモル吸光係数の割合と違った特徴を示している。この８５０ｎｍから１０００ｎｍの領域から第３の波長λ３を設定する。例えば発光波長λ３を赤外光による光通信用として良く使われる９４０ｎｍの赤外光の発光ダイオードを使用するように設計すれば、部品調達においてコスト及び納期などで有利である。
【００３３】
図７を用いて、ヘモグロビンＡ１ｃ分析装置における波長λ１、λ２、λ３の設定方法について、各種ヘモグロビンのモル吸光係数の割合、つまり吸光度比から求める方法を具体的に説明する。図７の縦軸の吸光度比は、各種ヘモグロビンのモル吸光係数の割合であり、ｋｊ／（ｋ１＋ｋ２＋ｋ３）としている、横軸は波長である。まず、第３の成分であるＨｂ−ＣＯに着目すると、吸光度比はｋ３／（ｋ１＋ｋ２＋ｋ３）である。ここで、Ｈｂ−ＣＯの吸光度比の極大が、波長６００ｎｍから６５０ｎｍの領域にあることがわかる。この波長領域から第１の波長λ１を設定すればよい。特に６３０ｎｍ付近でほぼ極大となっていることがわかる。Ｈｂ−ＣＯの吸収帯がこの領域にあるためである。
【００３４】
次に、第１成分であるＨｂＡ１ｃ−Ｏ2に着目する。ＨｂＡ１ｃ−Ｏ2の吸光度比の極大が、波長６５０ｎｍから７８０ｎｍの領域にあることがわかる。この波長領域から第２の波長λ２を設定すればよい。特に６８０ｎｍ付近ではほぼ極大となっていることがわかる。この領域にＨｂＡ１ｃ−Ｏ2の吸収帯があるためである。
【００３５】
さらに、第２成分であるＨｂ−Ｏ2に着目する。波長８５０ｎｍから１０００ｎｍの領域において、Ｈｂ−Ｏ2の吸光度比が極大または最大となることがわかる。この領域から第３の波長λ３を設定する。このように、それぞれ波長λ１、λ２、λ３は、各種ヘモグロビンの吸光度比から、極大または最大となる波長から設定されている。
【００３６】
さらに、発光波長に等吸収点を選ぶことによって、計算を簡略化することができる。第３の波長はすでに等吸収点を選んでいるが、第２の波長を６５０ｎｍ付近のＨｂＡ１ｃ−Ｏ2とＨｂ−Ｏ2の等吸収点を選ぶことができる。ヘモグロビンＡ１ｃの算出式を（８）式に示したが、波長λ３をＨｂＡ１ｃ−Ｏ2、Ｈｂ−Ｏ2、Ｈｂ−ＣＯの等吸収点として、ε31＝ε32＝ε33 とする。さらに波長λ２をＨｂＡ１ｃ−Ｏ2、Ｈｂ−ＣＯの等吸収点として、ε21＝ε23 とすると、（１１）式となり、計算を簡略化することができる。
【数１１】
【００３７】
以上が本実施の形態によるヘモグロビンＡ１ｃ分析装置の説明である。図６に本発明の実施の形態による他のヘモグロビンＡ１ｃ分析装置の外観図を示す。図２に示したヘモグロビンＡ１ｃ分析装置と異なるのは、表示器１３にヘモグロビンＡ１ｃを表示する他に、カルボキシヘモグロビンＨｂ−ＣＯの成分比を表示していることである。このＨｂ−ＣＯは、たばこの煙に含まれる一酸化炭素とヘモグロビンが結合することが多く、喫煙者の健康管理の指標とすることができる。特に肺機能の低下した肺気腫の患者にとっては、Ｈｂ−ＣＯは息切れの原因にもなるので、重要な健康管理の指標となる。
【００３８】
【発明の効果】
以上説明したように、従来ヘモグロビンＡ１ｃの測定は、患者には負担が掛かるが静脈血を採血して、ＨＰＬＣ法や免疫法など大型装置で血液分析していた。しかし本発明によれば、採血を伴わずに感染の危険性もない、非侵襲によるヘモグロビンＡ１ｃ分析装置を実現できる。さらにこの分析装置は、構成が簡単になり小型化したことによって、安価なヘモグロビンＡ１ｃ分析装置が実現できるようになり、患者が在宅で気軽に検査できるようになった。
【００３９】
糖尿病は食事療法と運動療法を気長に続けなければならない。それは強い意志を持ち続けて、治療に専念することが必要である。在宅で気軽にヘモグロビンＡ１ｃを自己測定できれば、それを正常値に近づけようとする意志を、絶やさずに持ち続けることができる。つまり、非侵襲で安価なヘモグロビンＡ１ｃ分析装置は、単に苦痛を伴なわずに測定できるということだけでなく、糖尿病患者にとって治療意識の向上も期待できる有用なセルフケア手段となるのである。そして、神経障害、網膜症、腎症などの合併症予防になる。さらに、ヘモグロビンＡ１ｃの自己測定が、糖尿病患者だけでなく健常な成人も測定するように大衆化すれば、糖尿病の予防にもつながるのである。
【００４０】
さらに、光源となる発光素子の波長を適正に選ぶことにより、正確なヘモグロビンの成分比を算出できるようになった。特に本発明によれば、喫煙者に対してグリコヘモグロビンとカルボキシヘモグロビンの分離ができるようになり、正確なヘモグロビンＡ１ｃを測定できるようになった。また、発光ダイオードの波長を供給量の多い波長の発光ダイオードからを選んで設計することによって、さらに調達しやすく、安価な製品を設計できるという効果がある。
【図面の簡単な説明】
【図１】グリコヘモグロビンＨｂＡ１ｃ−Ｏ2、オキシヘモグロビンＨｂ−Ｏ2、カルボキシヘモグロビンＨｂ−ＣＯの各波長におけるモル吸光係数の変化を示す吸光特性曲線である。
【図２】本発明の実施の形態によるヘモグロビンＡ１ｃ分析装置の外観図であり、（ａ）は正面図、（ｂ）は側面図である。
【図３】本発明の実施の形態によるヘモグロビンＡ１ｃ分析装置の装着図である。
【図４】本発明の実施の形態によるヘモグロビンＡ１ｃ分析装置のセンサ部構造を示す断面図である。
【図５】本発明の実施の形態によるヘモグロビンＡ１ｃ分析装置のブロック図である。
【図６】本発明の実施の形態による他のヘモグロビンＡ１ｃ分析装置の外観図である。
【図７】ＨｂＡ１ｃ−Ｏ2、Ｈｂ−Ｏ2、Ｈｂ−ＣＯの各波長におけるモル吸光係数の割合を示す特性曲線である。
【図８】市販のパルスオキシメーターを使った測定の結果である。
【符号の説明】
１ 生体組織
１０ 分析装置
１１ 挿入穴
１３ 表示器
２１、２２、２３ 発光素子
２４ 受光素子
２５ 拡散板
３３ マルチプレクサ
３４、３５、３６ バンドパスフィルタ
３７、３８、３９ 拍動抽出手段
４０ 演算手段[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a hemoglobin A1c analyzer that analyzes the proportion of blood hemoglobin bound to glucose in a non-invasive manner.
[0002]
[Prior art]
Conventionally, hemoglobin A1c (also referred to as glycohemoglobin) has been clinically used as an index for knowing the state of diabetes diagnosis and blood glucose control. This examines the state in which hemoglobin contained in red blood cells in blood is bound to glucose in blood. Hemoglobin binds to glucose depending on the glucose concentration in the blood. This is an irreversible reaction with a slow reaction time, and the lifetime of red blood cells is about 120 days. Therefore, hemoglobin A1c reflects the average blood glucose level over the past 1 to 2 months.
[0003]
Methods for analyzing hemoglobin A1c include high performance liquid chromatography (HPLC) and immunization. For example, as a commercially available HPLC hemoglobin A1c analyzer, there is a Tosoh automatic glycohemoglobin analyzer HLC-723G7 (medical device license number 35BZ0019). As an hemoglobin A1c analyzer for immunization, there is an ADAMS master DM-3310 (medical device approval number 2100BZZ00391).
[0004]
These hemoglobin A1c analyzers collect blood from a patient to examine whole blood. With such testing methods, patients experienced pain and discomfort during blood collection. In addition, blood cannot be collected without doctors, nurses, and laboratory technicians, and because the apparatus is large and expensive, it has been limited to diabetes examinations and medical examinations in hospitals.
[0005]
As an apparatus for examining blood components without collecting blood, the oxygen saturation of arterial blood (hereinafter referred to as “SpO” is different although the analysis contents are different.2 ". ) Is a pulse oximeter. An example of this pulse oximeter is disclosed in Japanese Patent Publication No. 53-26437. According to this, changes in transmitted light caused by blood flow pulsations are measured in two wavelength bands of 630 nm and 900 nm, and the ratio of these two changes, that is, the ratio of the extinction coefficient, is used to determine the SpO of arterial blood.2 Is calculated. Japanese Patent Publication No. 53-26437 discloses oxyhemoglobin (hereinafter referred to as “Hb-O”).2 ". ) And deoxyhemoglobin (hereinafter abbreviated as “Hb”) were measured at two wavelengths of 630 nm and 900 nm.
[0006]
Pulse oximeters are generally Hb-O2 The component ratio of only two components of Hb and Hb is obtained, and the presence of carboxyhemoglobin bonded to carbon monoxide (hereinafter abbreviated as “Hb-CO”) was ignored. Certainly, the errors caused by the presence of Hb-CO were negligible in clinical settings such as during and after surgery, during intensive care units, and during emergency transport. However, focusing on this fact, it has been considered that Hb-CO is an analysis target. One example is disclosed in Japanese Patent Laid-Open No. 5-228129. According to it, with three light sources of 660 nm, 750 nm, and 940 nm, Hb-O2 In addition to Hb and Hb, three component ratios of Hb-CO are calculated, and SpO of arterial blood2 Is what you want.
[0007]
[Problems to be solved by the invention]
The hemoglobin A1c analyzer used in the above-mentioned hospital examinations and medical examinations is a method of collecting and analyzing the blood of a patient. The patient is not only painful but also has a risk of infection. In addition, since the apparatus is large and expensive, it has not become an apparatus that can be examined by patients at home.
[0008]
The pulse oximeter is a SpO which is a component ratio of oxyhemoglobin Hb in arterial blood.2 Hemoglobin A1c used as an index of the diagnosis of diabetes and the state of blood glucose control could not be obtained.
[0009]
FIG. 8 shows the results of measurement using a conventional pulse oximeter. Note that light-emitting diodes of 660 nm and 940 nm are used as the light source of this apparatus. The test subjects were 5 diabetic patients, 22 normal subjects, a total of 27 cases, and the totals were classified into 16 non-smoker groups with no habit of smoking and 11 smoker groups with a habit of smoking. . Display value SpO of pulse oximeter2 Is converted to hemoglobin A1c equivalent value by 100-SpO2 It is processing. For example, SpO2 Is 92%, the hemoglobin A1c equivalent value is 8%. The measurement result shows the number of cases (frequency).
[0010]
In the non-smoking group, hemoglobin A1c equivalent value was high only in diabetic patients, and normal people were low. In the smokers group, diabetic patients showed high values, but normal cases showed high cases. Thus, in the case of a smoker, there is a possibility that hemoglobin A1c may be measured as a high value, and it has been clarified from measurement that hemoglobin A1c cannot be obtained with a pulse oximeter according to the prior art.
[0011]
An object of the present invention is to provide a hemoglobin A1c analyzer capable of non-invasively analyzing hemoglobin A1c in order to solve the above problems and to know the state of diabetes diagnosis and blood glucose control.
[0012]
[Means for Solving the Problems]
In order to solve the above-described problem, the present invention is characterized in that a first light emitting element that emits light having a first wavelength, a second light emitting element that emits light having a second wavelength longer than the first wavelength, A third light-emitting element that emits light of a third wavelength longer than the wavelength of 2, and the light emitted from the first light-emitting element, the second light-emitting element, and the third light-emitting element At least one light receiving element received through the pulsating means, pulsation extracting means for extracting a pulsating component of the living tissue for each wavelength based on the amount of light received by the light receiving element, and a first of the hemoglobins based on the pulsating component In a hemoglobin analyzer having computing means for computing at least one of a component ratio of one component, a component ratio of a second component, and a third component ratio, and display means for displaying the computation result of the computing means , Molar absorption coefficient of the first component When the molar extinction coefficient of the second component and the molar extinction coefficient of the third component are k1, k2, and k3, respectively, the first wavelength is set in a region of k3>k1> k2, The wavelength of 2 is set in the region of k1 ≧ k3> k2, the third wavelength is set in the region of k1≈k2≈k3, and the component ratio of the first component, the component ratio of the second component, or At least one of the component ratios of the third component is displayed on the display means.
[0013]
In addition, a first light emitting element that emits light having a first wavelength, a second light emitting element that emits light having a second wavelength longer than the first wavelength, and light having a third wavelength longer than the second wavelength. A first light emitting element that emits light, at least one light receiving element that receives each light emitted from the first light emitting element, the second light emitting element, and the third light emitting element through a living tissue, and A pulsation extracting means for extracting a pulsating component of the living tissue for each wavelength based on the amount of light received by the element; a component ratio of the first component of hemoglobin based on the pulsating component; and a second component In the hemoglobin analyzer having computing means for computing at least one of the component ratio of the third component and the component ratio of the third component, and display means for displaying the computation result of the computing means, the first wavelength is Absorbance ratio of the third component is 600 nm The second wavelength is set to a wavelength at which the absorbance ratio of the first component is substantially maximum, and the third wavelength is set to the second wavelength. Is set to a wavelength that is substantially maximum or maximum in the range of 600 nm to 1000 nm, and the component ratio of the first component, the component ratio of the second component, or the component ratio of the third component At least one of them is displayed on the display means.
[0014]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. 2 (a) and 2 (b) are external views of the hemoglobin A1c analyzer according to one embodiment of the present invention, (a) is a front view, and (b) is a side view. FIG. 3 is a mounting view showing a posture during measurement of the hemoglobin A1c analyzer according to the embodiment of the present invention, and FIG. 4 is a cross-sectional view showing a sensor part structure of the hemoglobin A1c analyzer according to the embodiment of the present invention. FIG. FIG. 5 is a block diagram of a hemoglobin A1c analyzer according to an embodiment of the present invention. FIG. 1 is an absorption characteristic curve showing changes in molar extinction coefficient at various wavelengths of various hemoglobins. FIG. 7 is a characteristic curve showing the ratio of the molar extinction coefficient of each type of hemoglobin at each wavelength. FIG. 6 is an external view of another hemoglobin A1c analyzer according to one embodiment of the present invention.
[0015]
First, the external appearance of the hemoglobin A1c analyzer according to the present embodiment will be described with reference to FIGS. 2 (a) and 2 (b). In FIG. 2, reference numeral 10 denotes a hemoglobin A1c analyzer that checks the ratio of hemoglobin contained in red blood cells in blood to glucose in blood. The side surface of the analyzer 10 has aninsertion hole 11 into which a measurement site can be inserted, and is substantially cylindrical so that the subject's finger can enter. On the front side, a switch 12 for turning on the power and starting analysis and adisplay 13 for displaying the analysis result are provided. Thedisplay 13 displays hemoglobin A1c, which is an index for blood glucose control.
[0016]
Next, a method for using the hemoglobin A1c analyzer according to the present embodiment will be described with reference to FIG. A finger is inserted into theinsertion hole 11. The standard finger usage is to put the third finger (middle finger) of the right hand into theinsertion hole 11, and gently support the analyzer 10 with the second finger (index finger) and the fourth finger (ring finger) on both sides, Turn up. This is the standard mounting posture during measurement. In this case, theliving tissue 1 to be measured is the third finger on the right hand. If the switch 12 is pushed with another finger, for example, the first finger (thumb) in this posture, the power is turned on and the analysis is started. The analysis result hemoglobin A1c can be easily read because thedisplay 13 faces upward. Here, theliving tissue 1 to be inserted into theinsertion hole 11 is the third finger on the right hand, but the finger is not limited to this finger, and other fingers can be similarly measured. Any finger can be used as long as the finger pad is lightly pressed against the light receiving filter 26, and all fingers can be measured. Furthermore, ear lobes and noses can also be measured for hemoglobin A1c.
[0017]
Next, the sensor part structure of the hemoglobin A1c analyzer according to the present embodiment will be described with reference to FIG. First, theinsertion hole 11 is composed of a substantially cylindrical holder 27 whose tip is closed, and theliving tissue 1 as a finger is inserted so as to abut against the tip of the holder 27. The holder 27 is provided with a light receiving filter 26 at a portion where the belly of the finger hits, and a diffusion plate 25 on the opposite side. The diffusion plate 25 is formed by molding transparent polystyrene (PS) resin or acrylic (PMMA) resin, and thelight emitting elements 21, 22, and 23 are disposed in the back of the diffusion plate 25. Thelight emitting elements 21, 22, and 23 are chip type light emitting diodes having respective peak emission wavelengths of λ1, λ2, and λ3. Although thelight emitting elements 21, 22, and 23 are arranged close to each other, it is impossible to emit light from the same position. In order to minimize the error due to this, by inserting the diffusion plate 25, the light is converted into the surface light emission by the diffusion plate 25 instead of the point light emission by the chip type light emitting diode. As a result, the influence of the optical path difference between thelight emitting elements 21, 22, and 23 is eliminated. Here, although thelight emitting elements 21, 22, and 23 are light emitting diodes, they may be laser diodes having excellent wavelength selectivity.
[0018]
The light receiving filter 26 is configured to receive only light having wavelengths λ1, λ2, and λ3 emitted from thelight emitting elements 21, 22, and 23 that has passed through theliving tissue 1. That is, it is an optical filter for attenuating fluorescent light and sunlight, and reduces the influence of extraneous light leaking from the gap between theinsertion hole 11 and theliving tissue 1. In addition, the light receiving filter 26 has a dustproof effect and can be easily cleaned. Alight receiving element 24 is disposed behind the light receiving filter 26. Thelight receiving element 24 is a photodiode having a sensitivity wavelength range including emission wavelengths λ1, λ2, and λ3. The circuit board 30 is mounted with thelight receiving element 24, obtains a change in photocurrent due to pulsation at each wavelength, and further calculates hemoglobin A1c. The calculation result is displayed by thedisplay device 13 connected to the circuit board 30.
[0019]
Next, a block diagram of the hemoglobin A1c analyzer according to the embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. There are a firstlight emitting element 21, a secondlight emitting element 22, and a thirdlight emitting element 23 that emit light having afirst wavelength λ 1, asecond wavelength λ 2, and athird wavelength λ 3. Lights in turn in response to the output of 31. The light from theselight emitting elements 21, 22, and 23 is irradiated to the finger that is theliving tissue 1. The irradiated light is absorbed by various hemoglobins of theliving tissue 1, but scattering by red blood cells also occurs. The transmitted light is received by thelight receiving elements 24 arranged opposite to each other with theliving tissue 1 interposed therebetween. Here, the emission wavelengths λ1, λ2, and λ3 have a relationship of λ1 <λ2 <λ3, and are set to 630 nm, 680 nm, and 940 nm, for example.
[0020]
In thelight receiving element 24, the light emitted from thelight emitting elements 21, 22, and 23 receives the light corresponding to the attenuated transmitted light amounts I 1, I 2, and I 3 transmitted through theliving tissue 1. Theamplifier 32 converts the photocurrent of thelight receiving element 24 into a voltage and amplifies it. The transmitted light amounts I1, I2, and I3 at the respective wavelengths include a pulsating component corresponding to pulsation.
[0021]
In the multiplexer (MPX) 33, the output signal of theamplifier 32 is distributed for each wavelength of λ1, λ2, and λ3 and supplied to bandpass filters (BPF) 34, 35, and 36. TheBPFs 34, 35, and 36 remove high-frequency noise components included in each signal, and further, amplitude signals corresponding to pulsating components of transmitted light for the wavelengths λ1, λ2, and λ3 in thebiological tissue 1, that is, fingertips Output volume pulse wave.
[0022]
The pulsation extracting means (DET) 37, 38, 39 detects and extracts a signal corresponding to the amplitude value of the pulsatile component of theliving tissue 1 for each wavelength from the output signals from theBPFs 34, 35, 36. Yes. These detection signals correspond to the pulsating components ΔA1, ΔA2, and ΔA3 of the transmitted light at the wavelengths λ1, λ2, and λ3 in theliving tissue 1, and are analog / digital converted data. The output signals ΔA1, ΔA2, and ΔA3 of theDETs 37, 38, and 39 are supplied to the calculation means 40, and the component ratios of various hemoglobins to the total hemoglobin are calculated. The display means 41 displays the component ratio of hemoglobin A1c, which is the calculation result.
[0023]
Here, calculation of the component ratio of hemoglobin calculated by the calculation means 41 will be described. From the molar extinction coefficient of various hemoglobins and the absorbance of theliving tissue 1, the component ratio of various hemoglobins as absorption components can be calculated by mathematical conversion. First, molar extinction coefficient εij Are various hemoglobins j (j = 1 is HbA1c-O) at the wavelength λi (i = 1, 2, 3).2 , J = 2 is Hb-O2 , J = 3 is the molar extinction coefficient of Hb-CO) and can be treated as known obtained from experiments. x is HbA1c-O2 And y is Hb-O.2 , Z is the concentration of Hb-CO. k is a proportional constant representing the optical path length of the blood vessel. ai Is the absorbance of theliving tissue 1 at the wavelength λi (i = 1, 2, 3), and the absorption component is mainly HbA1c-O.2 , Hb-O2 , Hb-CO of various hemoglobins. The simultaneous equations (1), (2), and (3) are derived according to Lambert-Beer's law.
[Expression 1]
[Expression 2]
[Equation 3]
When this simultaneous ternary linear equation is expressed by a cubic determinant, the following equation (4) is obtained.
[Expression 4]
[0024]
This is referred to as HbA1c-O.2 , Hb-O2 , Hb-CO concentrations x, y, and z are obtained as equations (5), (6), and (7), respectively.
[Equation 5]
[Formula 6]
[Expression 7]
[0025]
Here, hemoglobin A1c is HbA1c-O relative to total hemoglobin.2 HbA1c-O2 The component ratio X of (8) is expressed by equation (8). Similarly, Hb-O2 The component ratio Y of H and the component ratio Z of Hb-CO are expressed by the equations (9) and (10), respectively.
[Equation 8]
[Equation 9]
[Expression 10]
[0026]
Note that the proportionality constant k is eliminated in the component ratios X, Y, and Z of various hemoglobins. This indicates that it can be solved even if the optical path length due to blood vessels is unknown. Also, εij Is explained as a molar extinction coefficient, but when the concentration of various hemoglobins is unknown, it can also be treated as absorbance under the same concentration conditions. The dimensions change at this time, but the basic idea is the same.
[0027]
To date, HbA1c-O2 , Hb-O2 It has been explained that the component ratio can be calculated by mathematical conversion from the molar extinction coefficient at each wavelength of Hb-CO. However, in the spectrophotometric analysis using light absorption, a device for setting the emission wavelength needs to be devised in consideration of improvement of measurement accuracy and simplification of calculation. Basically, a specific wavelength characteristic of the molar extinction coefficient of each hemoglobin component is set.
[0028]
The absorption spectrum used in the absorption analysis will be described. A large absorption spectrum appears in the ultraviolet-visible region of the electron spectrum derived from electronic transition. However, since the absorption by hemoglobin is strong at a wavelength of less than 600 nm and the transmitted light through the living tissue is reduced, it is difficult to detect the transmitted light. Moreover, as for the vibration spectrum derived from the molecular vibration, an absorption spectrum appears in the near infrared region, but the absorption itself is small. In particular, at wavelengths exceeding 1000 nm, the absorption by hemoglobin is small and the absorption by water molecules is large, making it difficult to analyze. Therefore, the emission wavelengths λ1, λ2, and λ3 are set from 600 nm to 1000 nm of visible light and near infrared light. Further, when setting the emission wavelength by paying attention to the difference in molar extinction coefficient, it is preferable to set from the visible light region where the electron spectrum appears, that is, from 600 nm to 780 nm.
[0029]
Here, HbA1c-O2 , Hb-O2 The change in molar extinction coefficient at each wavelength of Hb-CO was measured with a spectrophotometer. FIG. 1 shows a light absorption characteristic curve as a result of the measurement. Further, in order to clearly understand the difference in molar extinction coefficient at each wavelength of various hemoglobins, FIG. 7 shows a characteristic curve with the ratio of the molar extinction coefficient of various hemoglobins as the absorbance ratio.
[0030]
A method for setting the wavelengths λ1, λ2, and λ3 in the hemoglobin A1c analyzer of the present embodiment will be described with reference to FIG. The vertical axis represents the molar extinction coefficient of various hemoglobin components, and the horizontal axis represents the wavelength. HbA1c-O as the first component2 Is the molar extinction coefficient of k1, and the second component, Hb-O2 Is the molar extinction coefficient of k2, and the molar extinction coefficient of the third component, Hb-CO, is k3. First, a wavelength having a large difference in molar extinction coefficient between various hemoglobins is selected as the first wavelength λ1. According to FIG. 1, the difference in molar extinction coefficient is large near the wavelength of 630 nm. When the molar extinction coefficient is arranged in descending order in the region from 600 nm to 650 nm, Hb-CO, HbA1c-O2 , Hb-O2 That is, k3>k1> k2. The first wavelength λ1 is set from the region from 600 nm to 650 nm. For example, if the emission wavelength λ1 is set to 630 nm and an orange light emitting diode is used, it is advantageous in terms of cost and delivery time in parts procurement.
[0031]
Next, the second wavelength λ2 is set from a region different from the ratio of the molar extinction coefficient at the previously set wavelength λ1. According to FIG. 1, in the region from 650 nm to 780 nm, when arranged in descending order of molar extinction coefficient, HbA1c-O2 , Hb-CO, Hb-O2 HbA1c-O2 It can be seen that Hb-CO is reversed. That is, k1 ≧ k3> k2. The second wavelength λ2 is set from this region of 650 nm to 780 nm. For example, if a light emitting wavelength λ2 is set to 680 nm and a red light emitting diode is used, it is advantageous in terms of cost and delivery time in parts procurement. Of course, if it is easy to procure parts of red light emitting diodes of 660 nm or 700 nm, they may be used for designing.
[0032]
Next, the third wavelength λ3 is set from a region different from the ratio of the molar extinction coefficient at the previously set wavelengths λ1 and λ2. In the region from 850 nm to 1000 nm, HbA1c-O2 , Hb-O2 There is almost no difference in the molar extinction coefficient of Hb-CO. In other words, this equal absorption of k1≈k2≈k3 shows a characteristic different from the ratio of the molar extinction coefficient at the wavelengths λ1 and λ2. The third wavelength λ3 is set from the region from 850 nm to 1000 nm. For example, if the light emitting wavelength λ3 is designed so as to use a light emitting diode of 940 nm infrared light, which is often used for optical communication by infrared light, it is advantageous in terms of cost and delivery time in parts procurement.
[0033]
With reference to FIG. 7, the method for determining the wavelengths λ1, λ2, and λ3 in the hemoglobin A1c analyzer from the ratio of the molar extinction coefficient of various hemoglobins, that is, the absorbance ratio will be specifically described. The absorbance ratio on the vertical axis in FIG. 7 is the ratio of the molar extinction coefficient of various hemoglobins, and kj / (k1 + k2 + k3), and the horizontal axis is the wavelength. First, focusing on Hb-CO as the third component, the absorbance ratio is k3 / (k1 + k2 + k3). Here, it can be seen that the maximum of the absorbance ratio of Hb-CO is in the region of wavelengths from 600 nm to 650 nm. The first wavelength λ1 may be set from this wavelength region. In particular, it can be seen that it is almost maximum near 630 nm. This is because the Hb-CO absorption band is in this region.
[0034]
Next, HbA1c-O as the first component2 Pay attention to. HbA1c-O2 It can be seen that the maximum of the absorbance ratio is in the wavelength region of 650 nm to 780 nm. The second wavelength λ2 may be set from this wavelength region. In particular, it can be seen that it is almost maximum near 680 nm. In this region, HbA1c-O2 This is because there is an absorption band.
[0035]
Further, Hb-O as the second component2 Pay attention to. In the wavelength region of 850 nm to 1000 nm, Hb-O2 It can be seen that the absorbance ratio is maximum or maximum. A third wavelength λ3 is set from this region. As described above, the wavelengths λ1, λ2, and λ3 are set from the maximum or maximum wavelength based on the absorbance ratio of various hemoglobins.
[0036]
Furthermore, calculation can be simplified by selecting an isosbestic point for the emission wavelength. The third wavelength has already selected an isosbestic point, but the second wavelength is HbA1c-O near 650 nm.2 And Hb-O2 The isosbestic point can be selected. The equation for calculating hemoglobin A1c is shown in equation (8), but the wavelength λ3 is expressed as HbA1c-O.2 , Hb-O2 , Ε31 = ε32 = ε33 as the isosbestic point of Hb-CO. Further, the wavelength λ2 is changed to HbA1c-O.2 Assuming that ε21 = ε23 as the isosbestic point of Hb-CO, equation (11) is obtained, and the calculation can be simplified.
## EQU11 ##
[0037]
The above is the description of the hemoglobin A1c analyzer according to the present embodiment. FIG. 6 shows an external view of another hemoglobin A1c analyzer according to the embodiment of the present invention. The difference from the hemoglobin A1c analyzer shown in FIG. 2 is that, in addition to displaying hemoglobin A1c on thedisplay 13, the component ratio of carboxyhemoglobin Hb-CO is displayed. This Hb-CO often binds to carbon monoxide and hemoglobin contained in cigarette smoke, and can be used as an index for the health management of smokers. Especially for patients with emphysema with reduced lung function, Hb-CO can cause shortness of breath and is therefore an important health care index.
[0038]
【The invention's effect】
As described above, the measurement of hemoglobin A1c has conventionally been burdensome to the patient, but venous blood was collected and blood analysis was performed using a large apparatus such as an HPLC method or an immunization method. However, according to the present invention, it is possible to realize a non-invasive hemoglobin A1c analyzer that does not involve blood collection and does not have a risk of infection. Furthermore, since this analyzer has a simple configuration and is downsized, an inexpensive hemoglobin A1c analyzer can be realized, and a patient can easily check at home.
[0039]
Diabetes must be patient with diet and exercise therapy. It is necessary to keep a strong will and concentrate on treatment. If the hemoglobin A1c can be easily measured at home, the will to keep it close to the normal value can be kept constant. That is, the non-invasive and inexpensive hemoglobin A1c analyzer is not only capable of measuring without pain, but also a useful self-care means that can be expected to improve treatment consciousness for diabetic patients. And it will prevent complications such as neuropathy, retinopathy, nephropathy. Furthermore, if the self-measurement of hemoglobin A1c is popularized to measure not only diabetic patients but also healthy adults, it will also lead to diabetes prevention.
[0040]
Furthermore, the correct component ratio of hemoglobin can be calculated by appropriately selecting the wavelength of the light-emitting element as the light source. In particular, according to the present invention, glycohemoglobin and carboxyhemoglobin can be separated from smokers, and accurate hemoglobin A1c can be measured. In addition, by selecting and designing light emitting diodes from light emitting diodes with a large amount of supply, there is an effect that it is easier to procure and inexpensive products can be designed.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 Glycohemoglobin HbA1c-O2 Oxyhemoglobin Hb-O2 It is an absorption characteristic curve which shows the change of the molar extinction coefficient in each wavelength of carboxyhemoglobin Hb-CO.
FIGS. 2A and 2B are external views of a hemoglobin A1c analyzer according to an embodiment of the present invention, where FIG. 2A is a front view and FIG. 2B is a side view.
FIG. 3 is a mounting diagram of the hemoglobin A1c analyzer according to the embodiment of the present invention.
FIG. 4 is a cross-sectional view showing a sensor part structure of the hemoglobin A1c analyzer according to the embodiment of the present invention.
FIG. 5 is a block diagram of a hemoglobin A1c analyzer according to an embodiment of the present invention.
FIG. 6 is an external view of another hemoglobin A1c analyzer according to an embodiment of the present invention.
FIG. 7: HbA1c-O2 , Hb-O2 It is a characteristic curve which shows the ratio of the molar extinction coefficient in each wavelength of Hb-CO.
FIG. 8 shows the results of measurement using a commercially available pulse oximeter.
[Explanation of symbols]
1 Living tissue
10 Analyzer
11 Insertion hole
13 Display
21, 22, 23 Light emitting element
24 Light receiving element
25 Diffuser
33 Multiplexer
34, 35, 36 Bandpass filter
37, 38, 39 Beat extraction means
40 Calculation means
