专利名称：用于确定体液中被分析物的透射光谱学系统的制作方法
技术领域：
本发明一般涉及光谱学，具体涉及用于确定体液中被分析物浓度的全透射光谱学。
背景技术：
透射光谱学是基于光束透射通过样本池中所包含的样本用于完成样本的定量分析。光束的不同频率分量是被样本中的各个成分吸收，因此，光透射通过样本的频率分析允许分析该样本本身。干燥的化学试剂被样本溶解，并与被分析物发生反应，可以在从约450nm至约950nm的某个光波长范围内产生发色(chromaphoric)响应。
透射光谱学是一种用于测量体液(例如，血液，血浆或血清，唾液，尿液，和间隙液体)中被分析物(例如，葡萄糖，乳酸，果糖胺，血红蛋白A1c，和胆固醇)的浓度。指示试剂体系与体液样本中的被分析物发生反应而产生色反应一试剂与被分析物之间的反应使样本改变颜色。颜色变化的程度指出体液中被分析物浓度。例如，利用光谱学方法测量透射光的吸收率，可以评价样本的颜色变化。在US Patent No.5,866,349中详细描述正常的透射光谱学。在US PatentNo.5,518,689(其标题为“Diffuse Light Reflectance Readhead”)；No.5,611,999(其标题为“Diffuse Light Reflectance Readhead”)；和No.5,194,393(其标题为“Optical Biosensor and Method of Use”)中详细描述漫反射和荧光光谱学。
在初级水平上，透射光谱分析包含光源和检测器，其中光源用于产生照明样本的光束，而检测器用于检测透射通过该样本的光。然后，被检测的透射光与参考样本(例如，检测器在没有样本的情况下直接检测来自光源的光)进行比较。正常的透射光谱学是指在相对于正交光轴以小角度(例如，从约0°至约15°)收集和分析从样本射出的光，而不是透射通过该样本的散射光。正交光轴是与样本池入口窗和出口窗垂直的轴。全透射光谱学是指相对于正交光轴以大角度(例如，从约0°至约90°)收集基本上所有的光(包含散射光)。现有的全透射光谱分析系统利用积分球收集所有传输通过样本的光，和所需的光电倍增管用于读出从积分球中的小部分内表面上反射的光。
如在标题为“Data Preprocessing and Partial Least SquareAnalysis for Reagentless Determination of Hemoglobin ConcentrationUsing Conventional and Total Transmission Spectroscopy”的文章中所报告的，该文章发表在2001年4月的Journal of Biomedical Optics(Vol.6，No.2)上，全血的正常透射水平(不包括散射)在可见光和近红外光范围(例如，约500nm至约800nm)和仅100μm的程长上有血红蛋白浓度，在浓度的范围约为6.6至17.2g/dL下的透射率是15.8至0.1％T；而有相同血红蛋白浓度范围的全血的总透射水平(不包括散射)是79％T至2％T。波长范围在约600nm至约800nm的总光透射率接近100％T，而在不同的血红蛋白浓度之间有很小的差别。因此，血红蛋白浓度水平对于波长范围在约600nm至约800nm的透射光几乎没有什么影响。
与利用积分球的现有全透射光谱学系统相关的一个缺点是低的信号强度，它要求利用光电倍增管读出从积分球中的小部分内表面上反射的光。与常规全透射光谱学系统相关的另一个缺点是积分球和光电倍增管的昂贵费用。这些装置的昂贵费用使得需要自我测试的病人无能力购买现有的全透射光谱学系统，例如，病人的血液-葡萄糖浓度水平。因此，用于确定体液中被分析物浓度的光谱学系统主要进行正常的透射测量。
利用正常透射光谱学的现有系统还有其他的缺点。如以上所讨论的，利用现有的正常光谱学测量，仅仅收集在小角度下从样本射出的光，因而往往损失在大角度下从样本射出的光。利用正常的透射测量，现有的系统不能收集被红血细胞散射的大部分光，它可以导致损失大量的光，从而使通过全血的透射水平非常低。
为了减小利用现有正常透射系统的透射损失，通常在血液样本中添加一种试剂或去污剂以溶解红血细胞。通过血液细胞的溶解而使细胞壁断裂可以减小散射光传输，并增大光通过样本的正常传输。添加溶解试剂和随后的红血细胞溶解相对于整个测量过程是相当耗费时间的。这个问题在现有的全透射光谱学方法中是不存在的，因为散射的透射光和正常的透射光是被光学元件收集。全透射水平通常是足够高，它不需要溶解红血细胞，它可以大大减小化学测定的总体时间。
与利用正常透射光谱学的现有系统相关的另一个缺点是在发生色反应的光波长下的透射率偏差。指示试剂可以与从红血细胞溶解中释放的细胞内成份(即，血红蛋白，乳酸脱氢酶)发生反应，从而造成附加的色响应。试剂与某些细胞内成份(例如，血红蛋白)的这种反应造成的透射率偏差不能指出血液-葡萄糖水平。这种透射率偏差使得被分析物(例如，葡萄糖)浓度的测定不准确。偏差量是与血液细胞中的某些细胞成份的浓度有关。
由于在现有的全透射光谱学方法中不需要血液溶解，细胞内成份可能干扰葡萄糖的测量，应当大大减小细胞内成份的数量。然而，对于在小于600nm的可见光波长下吸收的某些物质仍然保留偏差，例如，血红蛋白。例如，从上述Journal of Biomedical Optics的文章中我们知道，氧合血红蛋白的全透射光谱在约542nm和约577nm的波长下有吸收峰。众所周知，在约542nm或约577nm的波长下的吸收率可用于确定全血样本的血红蛋白浓度。通过测量在542nm或577nm的波长下的全透射率，并把吸收率与已知的血红蛋白浓度相关，可以校正血红蛋白造成的葡萄糖浓度的剩余干扰误差。
全血的血细胞比容水平也可以造成全透射率偏差，这是由于在不同的血细胞比容水平下有不同的散射光量。不同的血细胞比容水平造成的透射损失不能指出血液-葡萄糖水平。利用正常透射或全透射光谱学的现有系统不能检测血细胞比容水平的差别，这是因为低的透射水平和在某些光波长下血细胞比容水平之间的很小差距。
利用正常透射光谱学的现有系统的另一个缺点是由样本程长造成的精确度误差。样本池区中程长的10％变化可以在正常和全透射方法的浓度测量中产生10％的误差。造成程长变化的机械容差是基本相同的，它与程长无关。然而，利用正常透射方法的现有系统要求较短的程长，用于补偿由于红血细胞散射造成的透射损失。因此，在较短程长下的机械容差导致较高的浓度误差。从红血细胞中收集散射光的全透射光谱学系统允许较长的程长，它可以减小程长误差。
所以，我们需要减小或消除利用正常或全透射光谱学以确定体液中被分析物浓度的现有系统所遇到的上述问题。
发明内容
按照一个实施例，一种用于确定液体样本中被分析物浓度的全透射光谱学系统，包括样本池接收区，光源，准直透镜，第一透镜，第二透镜，和检测器。样本池接收区适合于接收被分析的样本。样本池接收区是由基本光透明的材料构成。准直透镜适合于从光源接收光，并适合于利用基本准直的光束照明样本池接收区。第一透镜适合于接收以第一发散角透射通过样本的正常和散射光。第一透镜接收有第一接收角的光。第一透镜输出有第二发散角的光。第二发散角小于第一发散角。第二透镜适合于从第一透镜接收光，并适合于输出基本准直的光束。检测器适合于测量第二透镜输出的光。
按照一种方法，利用全透射光谱学系统确定液体样本中被分析物的浓度。在全透射光谱学系统的样本池接收区中接收被分析的样本。光束是从光源输出的。输出的光束是来自光源的基本准直的光束。利用从光源中输出的基本准直的光束照明样本。利用第一透镜收集透射通过该样本的正常和散射光。利用第一透镜减小透射光的发散角。利用第二透镜接收有减小发散角的光。利用第二透镜基本准直被接收的光。利用检测器测量来自第二透镜的基本准直的光。
按照一种方法，利用全透射光谱学系统测量透射通过液体样本的光。利用基本准直的光束照明该样本。利用第一透镜收集透射通过该样本的正常和散射光。利用第一透镜减小透射光的发散角。在减小发散角之后，利用第二透镜基本准直该透射光。利用检测器测量基本准直的透射光。
按照另一种方法，利用全透射光谱学系统测量液体样本中被分析物的浓度。该系统包括准直的光源；样本接收区；第一透镜，它适合于接收透射通过该样本的正常和散射光；第二透镜，它适合于从第一透镜接收光，并适合于输出基本准直的光束；和检测器。与试剂反应的样本适合于在该系统的样本池接收区中产生色反应。利用该系统光源输出的基本准直的近红外光照明该样本。利用该系统的检测器测量透射通过该样本的近红外光。利用该系统光源输出的基本准直的可见光束照明该样本。利用检测器测量透射通过该样本的可见光。确定透射通过该样本的测量可见光与测量近红外光的比率。
按照另一种方法，利用全透射光谱学系统确定血液样本中葡萄糖的浓度。该系统包括第一透镜，它适合于接收射通过该样本的正常和散射光；和第二透镜，它适合于从第一透镜接收光，并适合于输出基本准直的光束。该方法包括步骤利用干燥的试剂与血液样本发生反应，用于在样本池接收区中产生色反应。利用该系统光源输出的基本准直的可见光束照明该样本。利用该系统的检测器测量透射通过该样本的可见光。利用光源输出的基本准直的近红外光束照明该样本。利用检测器测量透射通过该样本的近红外光。校正血液样本中血细胞比容水平造成的透射率偏差。确定该血液样本中的葡萄糖浓度。
图1a是按照本发明一个实施例用于确定体液中被分析物浓度的全透射光谱学系统的侧视图。
图1b是按照本发明另一个实施例用于确定体液中被分析物浓度的全透射光谱学系统的侧视图。
图2a是按照本发明一个实施例用于说明图1a中系统运行的流程图，该系统包含用于确定是否有合适样本尺寸的未充满检测。
图2b是按照本发明另一个实施例用于说明图1a中系统运行的流程图，该系统能够校正血液样本中血细胞比容水平造成的透射率偏差。
图2c是按照本发明另一个实施例用于说明图1a中系统运行的流程图，该系统能够校正血液样本中血红蛋白造成的透射率偏差。
图3a是在通过500nm至940nm的可见光和近红外光谱的54，105，210，和422mg/dL葡萄糖水平下20％血细胞比容全血反应的葡萄糖测定的全透射光谱曲线图。
图3b是在通过500nm至940nm的可见光和近红外光谱的59，117，239，和475mg/dL葡萄糖水平下60％血细胞比容全血反应的葡萄糖测定的全透射光谱曲线图。
图4a是通过求相对于940nm下透射率的所有透射率读数校正散射后的图3a中全透射光谱曲线图。
图4b是通过求相对于940nm下透射率的所有透射率读数校正散射后的图3b中全透射光谱曲线图。
图5是在20％，40％，和60％的血细胞比容水平下测量的全血葡萄糖浓度剂量响应的曲线图，其中利用图1a的读头得到在680nm下的全透射率(以吸收率为单位)。
图6是校正血液样本中不同血细胞比容水平造成的透射率偏差(以吸收率为单位)的图5中剂量响应曲线图。
图7是在500nm至940nm的可见光和近红外光谱下的0，100，和400mg/dL葡萄糖水平的全血试剂和试剂水的全透射光谱(以吸收率为单位)曲线图。
图8是试剂在680nm下与0，50，100，200，和450mg/dL葡萄糖浓度全血发生反应的全透射率(以吸收率为单位)的直线响应曲线图。
图9表示全血在500nm至940nm下的20％，40％。和60％血细胞比容水平的正常和全透射光谱。
虽然本发明对于各种改动和不同形式是敏感的，但是在附图中通过举例我们展示具体的实施例，并给以详细的描述。然而，应当明白，本发明不局限于所公开的具体形式。相反，本发明应当覆盖在本发明精神和范围内的所有改动，相当内容和其他的方案。
具体实施例方式现在参照附图并首先参照图1a，图1a表示一种用于确定生物样本中被分析物浓度的实施全透射光谱学的透射光谱学系统10，例如，生物样本是体液。可以确定的非限制性例子被分析物包括葡萄糖，乳酸，果糖胺，胆固醇，血红蛋白A1c，和胆固醇。这种被分析物可以是在体液，例如，血液(包含血浆和血清)，唾液，尿液，和间隙液体中。
系统10包含光源12。按照一个实施例，光源是输出一束白光的卤素灯，它的波长范围是从约300nm至约3200nm。按照另一个实施例，光源12输出两束或多束单色光，利用发光二极管(LED)的中心波长是在从约400nm至约1000nm的范围内。光源12输出的光被准直透镜22接收，准直透镜22输出基本准直的光束14。准直光束14照明设置在读头20的样本池接收区18中的样本16。
按照一个实施例，该样本包括有葡萄糖的血液，它与含指示剂的干燥试剂体系发生反应。按照一个实施例，可以使用的葡萄糖指示试剂包括葡萄糖脱氢酶，NAD(烟酰胺腺嘌呤二核苷酸)，黄递酶，四唑指示剂(WST-4)(2-苯并噻唑-3-(4-羧基-2-甲氧基苯基)-5-[4-(2-磺乙基氨基甲酰)苯基]-2H-四唑)，和聚合物。应当设想，专业人员可以使用不同的酶(例如，PQQ葡萄糖脱氢酶，葡萄糖氧化酶，或乳酸脱氢酶，等等)，指示剂和催化剂，和被分析物(例如，葡萄糖，乳酸，等等)。试剂配方不要求溶血试剂分离红血细胞。不分离红血细胞可以使总的时间测试更快。
基本准直的光束14照明样本16，而部分的光透射通过该样本16。利用第一透镜30和第二透镜40收集透射通过该样本的光，它包括正常光和漫射光。在所描述的实施例中，第一透镜和第二透镜是半球形透镜。应当设想，可以利用包括球形透镜或非球面透镜的其他类型透镜以收集透射光。
按照另一些实施例，第一透镜30以约72°的接收角或约0.951的数值孔径(NA)收集光，但是接收角的范围是从0°至约90°，可以收集透射光的散射部分。从第一透镜30射出的光32是在约15°至约40°的范围内发散，更具体地说，约位20°的角度。第二透镜40减小第一透镜30输出的散射光32到散射光42，其角度是在0°至约10°范围内，更具体地说，从0°至约5°的准直光。从样本射出的正常和散射的透射光没有被第一透镜30和第二透镜40转向或散射。因此，这对透镜30，40基本上收集所有透射通过样本16的光。这对透镜30，40基本上准直被收集的光，并以近似正入射的角度照射检测器50。散射光42的发散角约小于5°。
按照一个实施例的光谱学系统10，一个带通滤波器52或多个带通滤波器可以放置在检测器50之前。带通滤波器52的中心波长通常是从约400nm至约1000nm，和窄的带宽是在从约5nm至约50nm的范围内。在利用白光作为光源12时，例如，卤素灯，通常使用带通滤波器52。或者，带通滤波器可用于改变LED光源12的光谱带宽，或者，可用于滤出对样本透射率没有贡献的杂散环境光。入射到带通滤波器52上的散射光42是基本准直的，因为传输通过滤波器的光是在预定入射角之外，它不是在滤波器的规定带宽内。
第一透镜30和第二透镜40的组合可以提高光被引导到检测器50的信号强度，因为透镜30和40收集并引导透射通过样本16的大部分光到达检测器50。此外，利用基本垂直于检测器表面的准直光束照射检测器50，可以提高信号强度。通常，准直光束的发散角约小于5度。在检测器50表面上的正入射角可以减小在检测器50表面上的Fresnel反射造成的信号损失。在约大于20度的入射角下，Fresnel反射可以造成重大的光损失。
然后，被检测器50收集的光42与参考测量值进行比较，参考测量值包括在光程上没有样本(空气)得到的读数，用于确定样本的百分比透射率和在样本中被分析物的浓度。
按照所述实施例的光谱学系统10，检测器50和带通滤波器52与第二透镜40是基本直线对准的。按照本发明的一个实施例，检测器50是硅检测器。然而，包括其他类型光电检测器的其他光检测器，例如，硫化铅检测器或电荷耦合器件(CCD)，可用于检测透射光。在其他的实施例中，检测器50和带通滤波器52与第二透镜40不是直线对准的，而有输入端的光波导或光纤(未画出)与第二透镜40是直线对准的，为的是引导光到放置在任何位置的检测器/滤波器，或引导光到光谱仪。与现有的全透射光谱学系统比较，光谱学系统10可以大大提高所得到的信号强度，因为利用第一透镜30和第二透镜40可以使光被直接耦合到检测器。
按照本发明的一个实施例，通过样本16的程长是从约40μm至约200μm，而样本的直径约为1mm。按照一个实施例，第一透镜30是直径约为4mm的塑料微半球形透镜。第二会聚透镜40是直径约为8mm的塑料微半球形透镜。第一透镜与第二透镜的直径之比大致为1∶2。按照一个实施例，第一半球形透镜30和第二半球形透镜40是由丙烯酸制成。
检测器50输出的信号表示被接收的光量。按照本发明的一个实施例，利用包括读头20的透射光谱学系统10的控制系统(未画出)监测该输出，用于确定何时样本已放入和充满读头20的样本池接收区18。在本发明的一些实施例中，样本池接收区18可以是部分的毛细管通道，或者是耦合到毛细管通道，用于充满样本池接收区18。按照一个实施例，样本池接收区18是由基本光透明的材料制成。
现在参照图1b，它表示按照另一个实施例用于确定液体样本中被分析物浓度的透射系统60。透射系统60可以有许多与结合图1a所描述的相同元件。此外，透射系统60包含用于收集散射光42的耦合透镜62。在到达光缆66之前，耦合透镜62还可以把散射光42减小成散射光64。如图1b所示，光缆66引导散射光到光谱仪68。在另一个实施例中，可以利用图1a所示的检测器(例如，检测器50)代替光谱仪。在这个实施例中，可以增加结合图1a所描述的滤波器(例如，滤波器52)。
为了防止或抑制与(a)未充满样本池接收区18或(b)定时相关的误差，控制系统监测检测器的输出，当样本池接收区18充满体液(例如，血液)时，该输出发生变化。在一个结合图2a所描述的实施例中，定时序列允许有足够的时间在试剂与样本中的被分析物之间发生反应。这可以提高测试操作的总体性能，因为基本精确的定时可以导致更快和更可靠地确定被分析物。
例如，在收集太少的样本与样本池接收区18中放置预定量的试剂反应时，就发生未充满的情况。一旦检测到的透射光表示充满的样本池接收区18，则控制系统知道，检测器50的随后输出可用于确定体液样本(例如，血液样本)中被分析物的浓度。
此外，按照本发明的一个过程，一旦检测器50检测到样本或具体的样本数量，则系统10启动定时序列，在定时序列终结时，检测器50开始检测透射通过该样本的光进行分析。按照这个过程，结合图2a描述的透射光谱学系统10是从监测样本区开始，用于确定起动检测器50收集透射光的正确时间。在步骤122，利用来自光源12的光照明空的样本池接收区18(图1a)。若样本池接收区中没有样本，则通过系统10的透射光是非常高的(例如，接近100％)。在步骤124，放入样本到样本池接收区18。按照本发明的一个实施例，在样本池接收区18中放置已经干燥的试剂与样本进行混合。或者，试剂可以与样本一起放置在样本池接收区18中或在放置样本之后。
在步骤126，通过测量透射通过样本的光，系统10监测样本池接收区18。在步骤128，系统10比较检测器50测量的透射光量与系统10的存储器中存储的阈值。在步骤128，若测量的光量大于阈值，则该系统确定没有放入所需量的样本到样本池接收区，和在步骤126，再次测量透射通过样本池接收区18的光量。在进行下一次测量之前，在步骤130，系统10可以等待预定的时间量(例如，5秒或10秒)。若测量的光量小于在存储器中存储的阈值，则该系统可以在步骤150(图2b)或步骤102(图2c)开始进行分析。
虽然在步骤126中测量透射光是发生在放置样本到样本池接收区之后，但是这个步骤可以按照连续的方式完成。例如，检测器可以连续地检测透射通过样本池接收区18的光，为的是确定何时开始在图2c中设置的分析，它是从系统10开始工作的时刻到在步骤128中发生正面的确定。此外，按照另一个实施例，若在步骤124中已放入样本到样本池接收区之后还没有得到正面的确定(例如，在系统10开始工作之后放入太少的样本)，则系统10可以产生一个误差信号。此外，我们需要准确地知道何时开始反应，为的是精确地确定测定的反应时间。利用图2a的检测方法，可以确定开始反应的精确时间。
与用于确定样本中被分析物浓度的正常透射系统比较，全透射光谱学系统适合于在可见光范围内(例如，从约400nm至约700nm)和在近红外光范围内(例如，从约700nm至约1100nm)收集大大提高的透射光量。透射光谱学系统10的性能优于现有的全透射系统的性能，这是因为极大部分被收集的透射光照射检测器。这种提高的收集能力允许系统10在这两个波长区中收集光，它可用于校正在体液中(例如，全血样本)存在不同的血细胞比容水平(图2b)或存在血红蛋白(图2c)和血细胞比容(图2c)的散射造成的偏差或干扰。
现在参照图2b，它表示一种利用透射光谱学系统10以确定体液(例如，全血样本)中的被分析物浓度并校正不同血细胞比容水平造成透射率偏差的方法。偏差的程度是全血样本中血细胞比容水平的函数。按照本发明的一个实施例，指示试剂被设计成产生色反应，它可以指出在约小于750nm的可见光波长下血液样本的被分析物浓度。
在利用图1a的全透射系统10的实验中，人们相信在从约400nm至约1100nm的可见光和近IR波长下进行测量时，全透射光是随血细胞比容水平而变化。在本发明者的发现之前，普遍的观点是，利用从约600nm至约1000nm的波长范围内的全透射光不能检测到不同血细胞比容水平之间的区别。例如，在技术背景部分中所讨论的Journal of Biomedical Optics文章指出，在从约600nm至约800nm的波长下不同的血细胞比容水平之间没有区别。
然而，全血的血细胞比容水平并不影响在整个可见光和近IR(“红外”)光区域(例如，约400nm至约1100nm)的光谱响应。光透射率是随不同的血细胞比容水平而变化并与它成正比，这是因为散射光的差别是由于红血细胞的数目。在近IR波长下的血细胞比容透射率偏差是与血液的血细胞比容水平成正比。图3a与3b之间的比较还说明，在从约500nm至约940nm的整个测试范围内，在20％血细胞比容的血液透射率比在60％血细胞比容的血液样本透射率高出30％T。然而，在近IR波长下测量的透射率并不受葡萄糖浓度变化的影响，因为该指示剂被设计成在可见光波长(例如，约680nm)下发生反应并产生色响应。
在运行时，按照图2b所示的一个过程，在步骤150，利用第一波长的光(例如，从约750nm至约1100nm)照明与试剂反应的全血样本，用于确定全血样本中血细胞比容水平造成的散射部分测量光。在步骤152，如同以上结合图1a所描述的，利用检测器50测量正常和散射光。其次，在步骤154，利用第二波长的光(例如，从约600nm至约750nm)照明该样本，并在步骤156，利用检测器50测量透射的正常和散射光，用于确定血细胞比容水平造成的散射光和由被分析物浓度产生的色响应。通过计算在步骤156和152得到的透射光测量值之比率，在步骤158，校正血细胞比容水平有关的散射光造成的偏差。利用在步骤158中的校正透射率，在步骤160，计算全血样本中被分析物的浓度值。
在本发明的另一些实施例中，可以利用附加的校正算法，例如，线性回归或多项式拟合校正算法，用于确定血细胞比容水平与偏差或干扰的关系，该偏差或干扰是在被分析物发生反应的波长下由血细胞比容造成的。
现在参照图2c，它表示一种利用透射光谱学系统10的方法，用于确定全血样本中的被分析物浓度并校正由于存在血红蛋白造成的透射率偏差。偏差程度是全血样本中的血细胞比容水平和由于存在红血细胞造成散射的函数。在运行时，在步骤102，利用从约400nm至约600nm的第一波长光照明全血样本和试剂的反应。例如，第一波长可以是约545nm或约577nm。在步骤104，如同以上结合图1a所描述的，利用检测器50测量以吸收率为单位的正常和散射光。
如在技术背景部分所讨论的，氧合血红蛋白的光谱说明吸收峰值是在约545nm和约577nm上，且在这些波长下它不受反应的影响，因为该反应被设计成是在第二波长下测量的，例如，约为750nm。在第一波长下测量的吸收率包括来自血红蛋白和由于血液的血细胞比容水平造成散射的贡献。按照一个实施例，指示剂产生色反应，它指出在大于约600nm和小于约1000nm的第二波长下(可见光-近红外光)血液样本的被分析物浓度。在步骤106，利用第二波长的光照明全血样本和试剂。
在步骤110，校正全血样本中由于存在血红蛋白造成的偏差，其中利用在步骤104得到的测量结果校正影响步骤108中得到测量结果的偏差。校正偏差的方法取决于血红蛋白的浓度与血红蛋白造成测量结果108偏差之间的相关。该相关可以是线性或非线性的，它取决于在反应中使用的化学成份。在步骤112，利用在步骤110中校正的透射率测量结果，确定该样本的被分析物浓度。
类似于以上结合图2b所讨论的，图2a中说明用于确定存在合适的样本和反应开始时间的方法也可适用在另一种过程中图2c的方法。
如以上所讨论的，与用于确定样本中被分析物浓度的正常透射系统比较，本发明的透射光谱学系统10适合于在可见光波长范围和在近IR范围中收集大大增强的透射光量。在利用图1a的全透射系统10的实验中，我们相信，血细胞比容水平或血红蛋白在读出波长下可以造成透射率偏差，其中试剂指示剂有色反应。与发生在第一读出波长(例如，大于750nm)下正比于血细胞比容水平的透射率偏差可用于校正第二读出波长(例如，从约600nm至750nm)，它包含血细胞比容水平和化学指示剂的色反应造成的偏差。或者，与发生在第一读出波长(例如，小于600nm)下正比于血红蛋白的透射率偏差可用于校正第二读出波长(例如，大于600nm)，其中化学指示剂造成色反应。
例子 现在参照图3a，本发明的一个实施例(透射光谱学系统10)测量全血样本的全透射率，它与试剂发生反应的血细胞比容水平为20％，且每个血液样本有不同的葡萄糖浓度，即，每分升血液中分别有54，104，210，和422毫克葡萄糖(“mg/dL葡萄糖”)。在这些例子中，透射光谱学系统10被称之为“本发明系统”。来自光源12的白光(图1a)透射通过该样本。在图3a中画出每个葡萄糖浓度在500nm至940nm下测量的全透射率水平。由于血红蛋白的吸收，该透射率在500nm至600nm下是较低的。红血细胞(血细胞比容)的散射光造成的透射率损失影响500nm至940nm的透射率。在葡萄糖反应中的指示剂吸收500nm与750nm之间的波长，因此，在高达约750nm的葡萄糖浓度水平之间有差别。如图3a所示，在高达约750nm的波长下，全透射率的减小仅仅是由于红血细胞的散射造成的光损失，因此，在有不同葡萄糖浓度水平的各个样本之间有很小的差别。
图3b说明在从500nm至940nm的整个测量波长范围内全透射率的减小，其中血液的血细胞比容水平增大到60％，它有类似于图3a中的葡萄糖浓度(59，117，239，和475mg/dL)。图3b还说明在500nm至约750nm下葡萄糖浓度之间的差别。如图3a所示，对于血细胞比容约为20％的血液，在约750nm下的透射率是在70％与80％之间。如图3b所示，对于血细胞比容约为60％的血液，在约750nm下的透射率是在40％与50％之间。在20％与60％血细胞比容的光谱之间的差别正比于从600nm至940nm的波长，在该波长以上，干扰是由于血红蛋白的吸收。
然而，对于在图3a或图3b的血细胞比容水平，在750nm以上波长下的葡萄糖浓度之间没有什么差别。因此，750nm至940nm的光谱可用于确定血细胞比容水平，它是由这些水平下红血细胞的数目之差造成的。血细胞比容水平与在这些波长下的葡萄糖浓度或血红蛋白无关。由于散射光(利用近IR波长确定)的光透射率可以在确定葡萄糖浓度之前用于校正血细胞比容水平造成的干扰。
图4a，4b表示通过求出相对于940nm下透射率的所有透射率读数的比率用于校正散射的各自图3a，3b的全透射光谱曲线图。在校正之后，在测量葡萄糖测定的指示剂反应的波长范围内(约660nm至约680nm)，得到对于20％和60％血细胞比容的血液样本的类似葡萄糖浓度的类似透射率。因此，近IR波长可用于校正由于全血样本的血细胞比容造成的差别。能够校正这种干扰误差可以提高葡萄糖浓度测量的精确度。
现在参照图5，按照一个实施例，我们讨论血细胞比容水平用于校正葡萄糖浓度测量的方法。图5表示在20％，40％，和60％的血细胞比容水平(“Hct”)下的全血全透射率响应，其中画出波长约为680nm的可见光的透射率(以吸收率为单位)与葡萄糖浓度之间关系曲线。在每个血细胞比容水平上可以观察到类似的剂量响应，但是图5中画出的三个血细胞比容水平之间的差别，它们表示由不同血细胞比容水平造成的偏差或干扰。
图6表示相同的数据，其中可见光和近IR光分别透射通过血液样本，通过求约680nm的可见光相对于约750nm至约940nm的近IR光的比率，校正不同血细胞比容水平造成的偏差。如上所述，把样本在680nm下可见光的透射率(图5)除以940nm下近IR光的透射率，可以完成这种校正。简单地说，由于“减去”不同散射造成的血细胞比容偏差，图6表示剂量响应，它不受血细胞比容水平变化的影响。
现在参照图7，本发明系统用于测量几个全血样本的葡萄糖浓度。本发明系统用于测量几个全血样本的葡萄糖浓度。干燥的试剂是利用葡萄糖浓度为0，100，和400mg/dL的血液样本再构成的。此外，0mg/dL血液样本没有试剂，而干燥的试剂是利用水样本再构成的。没有化学品的血液样本表示血液的光谱贡献，而有试剂的水样本表示该试剂的光谱贡献。在光谱仪上每隔5秒记录反应的全吸收率，总的测试时间为60秒。在15至30秒内完成这种反应。这种速度远远大于正常的透射光谱术，它取决于完成红血细胞溶解所需约60至90秒的延长反应时间。如图7所示，在可见光波长下(例如，从约660nm至约680nm)，在各种葡萄糖浓度(0，100，和400mg/dL)之间光的透射率有差别，它们可用于确定葡萄糖浓度。
现在参照图8，本发明系统用于测量透射通过几个有已知葡萄糖浓度的全血样本的680nm光。在图8中，画出全透射光(以吸收率为单位)与全血的已知葡萄糖浓度之间的关系曲线。线性回归分析应用于图8中画出的数据。如图8所示，在透射光量与葡萄糖浓度之间有基本线性的关系。0.985(接近1.000)的线性相关系数说明，利用本发明的系统和方法，在吸收率与葡萄糖浓度之间存在极好的相关性。
参照图9，利用本发明的系统得到三个全血样本的全透射率，它们分别有20％，40％，和60％的血细胞比容水平。波长为500nm至约940nm的光透射通过全血样本。样本接收池的程长是42μm。在图9中，我们得到三个全血样本的透射率与透射光波长之间的关系曲线。
为了说明本发明系统的一个实施例优于利用正常透射系统(“正常系统”)的现有光谱学系统，在图9中展示两种方法得到的三个全血样本的透射率，它们的血细胞比容浓度分别为20％，40％，和60％。图9中正常透射系统的标记是“％Hct，正常％T”，而全透射系统的标记是“％Hct，全％T”。在这个例子中所用的两个透射系统，利用波长从约500nm至约940nm的基本准直光照明三个样本。利用正常的透射系统收集透射通过样本的基本准直光，而不是散射光，而利用本发明的系统收集正常和散射光。在这两个透射系统中，样本的程长约为42μm。
比较图9中的两组数据，在大于500nm的波长下，这三个样本的正常透射光水平小于2％。在大于500nm的波长下，利用本发明的系统收集的这三个样本的透射光水平大于10％T。利用本发明系统在大于500nm的波长下得到的这三个样本透射光水平之间有很大的间隔。图9还说明，对于利用本发明系统得到的数据，在透射率曲线中出现的凹坑是在约542nm至约577nm。这两个波长的光对应于氧合血红蛋白的已知吸收峰值。因此，如图9所示，与利用正常透射系统的现有光谱学系统比较，本发明系统的所述实施例在500nm至约940nm下可以得到较大量的透射光，尽管在这些波长下有血红蛋白的吸收或血细胞比容造成的散射光。
在另一个实施例中，按照类似于不同血细胞比容水平的方式，如在结合图2b中所讨论的，可以校正样本池中缺陷或样本中少量碎块的散射造成的偏差。两个读出波长之比率校正样本池中污染物，例如，指纹，或样本池模缺陷，或窗口上的划痕。与利用一个波长进行比较，这种校正可以大大提高测定的精确度。
在另一个实施例中，在吸收率变化与葡萄糖浓度之间的波长范围发生在血红蛋白吸收光的波长范围之外(例如，约大于600nm的波长)。也可使用在波长大于约600nm下显影的指示剂，因此，血红蛋白吸收峰与指示剂之间互相不干扰。图9还说明，利用本发明系统得到的数据，透射率中的凹坑发生在约530nm和约570nm。这两个波长的光对应于氧合血红蛋白的已知吸收峰值。在约542nm或577nm的吸收率读数可用于确定血红蛋白的浓度，它是从在近IR(从约750nm至1100nm)下测量的红血细胞中减去由于散射造成的贡献之后得到的。在这种情况下，在波长约为542nm下，可见光的吸收率不会变化，或取决于葡萄糖的浓度。
如在技术背景中所讨论的，减小程长可以增大正常透射方法的透射率水平。专业人员熟知，影响程长的机械容差可以造成葡萄糖浓度的比例误差。所以，本发明全透射光谱学系统提供较长的程长可以导致较小的葡萄糖浓度误差。
另一个实施例A一种用于确定液体样本中被分析物浓度的全透射光谱学系统，该系统包括样本池接收区，用于接收被分析的样本，样本池接收区是由基本光透明的材料构成；光源；准直透镜，它适合于从光源接收光，并适合于利用基本准直的光束照明样本池接收区；第一透镜，它适合于接收以第一发散角透射通过该样本的正常和散射光，第一透镜接收有第一接收角的光，第一透镜输出有第二发散角的光，第二发散角小于第一发散角；第二透镜，它适合于从第一透镜中接收光，并适合于输出基本准直的光束；和检测器，它适合于测量由第二透镜输出的光。
另一个实施例B另一个实施例A的系统，其中液体样本是血液，和其中样本池接收区包含没有溶血剂的干燥试剂，它适合于在与血液再构成时产生色反应。
另一个实施例C另一个实施例A的系统，其中第一透镜和第二透镜中的每个透镜是半球形透镜。
另一个实施例D另一个实施例A的系统，其中第一透镜的第一接收角是从0度至约90度。
另一个实施例E另一个实施例A的系统，其中第一透镜的第一接收角大于70度。
另一个实施例F另一个实施例A的系统，其中第一透镜的第二发散角是从约15度至约40度。
另一个实施例G另一个实施例A的系统，其中第一透镜与第二透镜的直径比约为1∶2。
另一个实施例H另一个实施例A的系统，其中光源输出的光波长是从约500nm至约940nm。
另一个实施例I另一个实施例A的系统，其中光源包括发光二极管。
另一个实施例J另一个实施例A的系统，其中光源输出单色光。
另一个实施例K另一个实施例A的系统，其中光源输出白光。
另一个实施例L另一个实施例A的系统，其中检测器包括硅检测器。
另一个实施例M另一个实施例A的系统，其中液体是血液。
另一个实施例N另一个实施例A的系统，其中被分析物是葡萄糖。
另一个实施例O另一个实施例A的系统，其中第一透镜接收透射通过样本的基本所有正常和散射光。
另一个实施例P另一个实施例A的系统，还包括滤波器，它适合于从光源中选取特定的波长。
另一个实施例Q另一个实施例A的系统，还包括耦合透镜和光纤光缆，用于从第二透镜引导光到检测器。
另一个实施例R另一个实施例A的系统，其中第二透镜输出的基本准直光束的发散角约小于5度。
另一个过程S一种利用全透射光谱学系统确定液体样本中被分析物浓度的方法，该方法包括以下的步骤在全透射光谱学系统的样本池接收区中接收被分析的样本；从光源中输出光束；基本准直从光源中输出的光束；利用从光源中输出的基本准直的光束照明样本；利用第一透镜收集透射通过该样本的正常和散射光；利用第一透镜减小透射光的发散角；利用第二透镜接收有减小发散角的光；利用第二透镜基本准直被接收的光；和利用检测器测量从第二透镜中基本准直的光。
另一个过程T另一个过程S的方法，其中第一透镜和第二透镜中的每个透镜是半球形透镜。
另一个过程U另一个过程S的方法，其中利用第一透镜减小的发散角是从约15度至约40度。
另一个过程V另一个过程S的方法，其中利用第二透镜接收的光减小从第二透镜散射光的发散角到小于约5度。
另一个过程W另一个过程S的方法，其中光源的波长是从约500nm至约940nm。
另一个过程X另一个过程S的方法，其中光源输出单色光束。
另一个过程Y另一个过程S的方法，其中光源是白光。
另一个过程Z另一个过程S的方法，还包括监测该检测器，用于确定样本池接收区何时已接收到被分析的预定量样本。
另一个过程AA另一个过程Z的方法，还包括在确定样本池接收区已接收到被分析的预定量样本之后，确定该液体样本中被分析物的浓度。
另一个过程BB一种利用全透射光谱学系统测量透射通过液体样本的光的方法，该方法包括以下的步骤利用基本准直的光束照明该样本；利用第一透镜收集透射通过该样本的正常和散射光；利用第一透镜减小透射光的发散角；在减小发散角之后，利用第二透镜基本准直透射光；和利用检测器测量基本准直的透射光。
另一个过程CC另一个过程BB的方法，其中第一透镜和第二透镜中的每个透镜是半球形透镜。
另一个过程DD另一个过程BB的方法，其中利用第一透镜减小的发散角是从约15度至约40度。
另一个过程EE另一个过程BB的方法，其中利用第二透镜基本准直被接收的光包括利用第二透镜减小被接收光的发散角到约小于5度。
另一个过程FF另一个过程BB的方法，还提供一个光源，该光源适合于输出的光束波长是从约500nm至约940nm。
另一个过程GG另一个过程BB的方法，还提供一个光源，该光源适合于输出单色光的光束。
另一个过程HH另一个过程BB的方法，还提供一个光源，该光源适合于输出白光的光束。
另一个过程II另一个过程BB的方法，其中收集正常和散射光包括收集基本上所有透射通过该样本的正常和散射光。
另一个过程JJ另一个过程BB的方法，还包括监测该检测器，它适合于确定样本池接收区何时已接收到预定量的被分析样本。
另一个过程KK另一个过程JJ的方法，还包括在确定样本池接收区已接收到预定量的被分析样本之后，确定液体样本中的被分析物浓度。
另一个过程LL一种利用全透射光谱学系统确定液体样本中被分析物浓度的方法，该系统包括第一透镜，它适合于接收透射通过该样本的正常和散射光；第二透镜，它适合于从第一透镜中接收光，并适合于输出基本准直的光束；光源和样本池接收区；该方法包括以下的步骤样本与试剂发生反应，它适合于在该系统的样本池接收区中产生色反应；利用该系统的光源输出基本准直的近红外光束照明该样本；利用该系统的检测器测量透射通过该样本的近红外光；利用该系统的光源输出基本准直的可见光束照明该样本；利用检测器测量透射通过该样本的可见光；和确定透射通过该样本的测量的可见光与测量的近红外光的比率。
另一个过程MM另一个过程LL的方法，其中液体样本是血液。
另一个过程NN另一个过程LL的方法，其中被分析物是葡萄糖。
另一个过程OO
另一个过程LL的方法，其中确定该比率包括提出血液样本中的血细胞比容水平造成的透射率偏差。
另一个过程PP另一个过程LL的方法，其中酶是与催化剂耦合的葡萄糖脱氢酶，它与四唑指示剂产生颜色。
另一个过程QQ一种利用全透射光谱学系统确定血液样本中葡萄糖浓度的方法，该系统包括第一透镜，它适合于接收透射通过该样本的正常和散射光；第二透镜，它适合于从第一透镜中接收光，并适合于输出基本准直的光束，该方法包括以下的步骤血液样本与干燥试剂发生反应，它用于在样本池接收区中产生色反应；利用该系统的光源输出基本准直的可见光束照明该样本；利用该系统的检测器测量透射通过该样本的可见光；利用该光源输出基本准直的近红外光束照明该样本；利用检测器测量透射通过该样本的近红外光；校正该血液样本的血细胞比容水平造成的透射率偏差；和确定该血液样本中的葡萄糖浓度。
另一个过程RR另一个过程QQ的方法，其中校正操作包括确定透射通过该样本的测量可见光与测量近红外光的比率。
另一个过程SS另一个过程QQ的方法，其中校正操作包括确定透射通过该样本的测量可见光与测量近红外光之间的相关，并应用该相关校正到可见光透射率测量值。
虽然本发明对于各种改动和其他的形式是敏感的，但是在附图中通过举例说明具体的实施例，并给以详细的描述。然而，应当明白，本发明不局限于所公开的具体形式，与此相反，我们的意图是覆盖在所附权利要求书限定本发明的精神和范围内的所有的改动，等价形式和变化方案。
权利要求
1.一种用于确定液体样本中被分析物浓度的全透射光谱学系统，该系统包括样本池接收区，用于接收被分析的样本，样本池接收区是由基本光透明的材料构成；光源；准直透镜，它适合于从光源接收光，并适合于利用基本准直的光束照明样本池接收区；第一透镜，它适合于接收以第一发散角透射通过该样本的正常和散射光，第一透镜接收有第一接收角的光，第一透镜输出有第二发散角的光，第二发散角小于第一发散角；第二透镜，它适合于从第一透镜接收光，并适合于输出基本准直的光束；和检测器，它适合于测量第二透镜输出的光。
2.按照权利要求1的系统，其中液体样本是血液，和其中样本池接收区包含没有溶血剂的干燥试剂，在利用血液再构成时，它适合于产生色反应。
3.按照权利要求1的系统，其中第一透镜和第二透镜中的每个透镜是半球形透镜。
4.按照权利要求1的系统，其中第一透镜的第一接收角是从0度至约90度。
5.按照权利要求1的系统，其中第一透镜的第一接收角大于70度。
6.按照权利要求1的系统，其中第一透镜的第二发散角是从约15度至约40度。
7.按照权利要求1的系统，其中第一透镜与第二透镜的直径比约为1∶2。
8.按照权利要求1的系统，其中光源输出的光波长是从约500nm至约940nm。
9.按照权利要求1的系统，其中光源包括发光二极管。
10.按照权利要求1的系统，其中光源输出单色光。
11.按照权利要求1的系统，其中光源输出白光。
12.按照权利要求1的系统，其中检测器包括硅检测器。
13.按照权利要求1的系统，其中液体是血液。
14.按照权利要求1的系统，其中被分析物是葡萄糖。
15.按照权利要求1的系统，其中第一透镜接收透射通过样本的基本上所有的正常和散射光。
16.按照权利要求1的系统，还包括适合于从光源中选取特定波长的滤波器。
17.按照权利要求1的系统，还包括耦合透镜和光纤光缆，用于从第二透镜引导光到检测器。
18.按照权利要求1的系统，其中第二透镜输出的基本准直光束的发散角约小于5度。
19.一种利用全透射光谱学系统确定液体样本中被分析物浓度的方法，该方法包括以下的步骤在全透射光谱学系统的样本池接收区中接收被分析的样本；输出来自光源的光束；基本准直从光源输出的光束；利用从光源输出基本准直的光束照明该样本；利用第一透镜收集透射通过该样本的正常和散射光；利用第一透镜减小透射光的发散角；利用第二透镜接收有减小发散角的光；利用第二透镜基本准直被接收的光；和利用检测器测量来自第二透镜的基本准直的光。
20.按照权利要求19的方法，其中第一透镜和第二透镜中的每个透镜是半球形透镜。
21.按照权利要求19的方法，其中利用第一透镜减小的发散角是从约15度至约40度。
22.按照权利要求19的方法，其中利用第二透镜接收的光减小从第二透镜散射光的发散角到约小于5度。
23.按照权利要求19的方法，其中光源的光波长是从约500nm至约940nm。
24.按照权利要求19的方法，其中光源输出单色光束。
25.按照权利要求19的方法，其中光源是白光。
26.按照权利要求19的方法，还包括监测该检测器，用于确定样本池接收区何时已接收到预定量的被分析样本。
27.按照权利要求26的方法，还包括在确定样本池接收区已接收到预定量的被分析样本之后，确定该液体样本中的被分析物浓度。
28.一种利用全透射光谱学系统测量光透射通过液体样本的方法，该方法包括以下的步骤利用基本准直的光束照明该样本；利用第一透镜收集透射通过该样本的正常和散射光；利用第一透镜减小透射光的发散角；在减小发散角之后，利用第二透镜基本准直该透射光；和利用检测器测量基本准直的透射光。
29.按照权利要求28的方法，其中第一透镜和第二透镜中的每个透镜是半球形透镜。
30.按照权利要求28的方法，其中利用第一透镜减小的发散角是从约15度至约40度。
31.按照权利要求28的方法，其中利用第二透镜基本准直被接收的光包括利用第二透镜减小被接收光的发散角到约小于5度。
32.按照权利要求28的方法，还提供一个光源，该光源适合于输出的光束还具有波长从约500nm至约940nm。
33.按照权利要求28的方法，还提供一个光源，该光源适合于输出单色光的光束。
34.按照权利要求28的方法，还提供一个光源，该光源适合于输出白光的光束。
35.按照权利要求28的方法，其中收集正常和散射光包括收集透射通过该样本的基本上所有的正常和散射光。
36.按照权利要求28的方法，还包括监测该检测器，它适合于确定样本池接收区何时已接收到预定量的被分析样本。
37.按照权利要求36的方法，还包括在确定样本池接收区已接收到预定量的被分析样本之后，确定液体样本中的被分析物浓度。
38.一种利用全透射光谱学系统确定液体样本中被分析物浓度的方法，该系统包括第一透镜，它适合于接收透射通过该样本的正常和散射光；第二透镜，它适合于从第一透镜中接收光，并适合于输出基本准直的光束；光源和样本池接收区；该方法包括以下的步骤使样本与试剂发生反应，适合于在该系统的样本池接收区中产生色反应；利用该系统的光源输出基本准直的近红外光束照明该样本；利用该系统的检测器测量透射通过该样本的近红外光；利用该系统的光源输出基本准直的可见光束照明该样本；利用检测器测量透射通过该样本的可见光；和确定透射通过该样本的测量的可见光与测量的近红外光的比率。
39.按照权利要求38的方法，其中液体样本是血液。
40.按照权利要求38的方法，其中被分析物是葡萄糖。
41.按照权利要求38的方法，其中确定该比率包括提出血液样本中的血细胞比容水平造成的透射率偏差因子。
42.按照权利要求38的方法，其中酶是与催化剂耦合的葡萄糖脱氢酶，它与四唑指示剂产生颜色。
43.一种利用全透射光谱学系统确定血液样本中葡萄糖浓度的方法，该系统包括第一透镜，它适合于接收透射通过该样本的正常和散射光；和第二透镜，它适合于从第一透镜中接收光，并适合于输出基本准直的光束，该方法包括以下的步骤使血液样本与干燥试剂发生反应，用于在样本池接收区中产生色反应；利用该系统的光源输出基本准直的可见光束照明该样本；利用该系统的检测器测量透射通过该样本的可见光；利用该光源输出基本准直的近红外光束照明该样本；利用检测器测量透射通过该样本的近红外光；校正该血液样本的血细胞比容水平造成的透射率偏差；和确定该血液样本中的葡萄糖浓度。
44.按照权利要求43的方法，其中校正步骤包括确定透射通过该样本的测量的可见光与测量的近红外光的比率。
45.按照权利要求43的方法，其中校正步骤包括确定透射通过该样本的测量的可见光与测量的近红外光之间的相关性，并应用该相关性对可见光透射率测量值进行校正。
全文摘要
一种用于确定液体样本中被分析物浓度的全透射光谱学系统，包括样本池接收区，光源，准直透镜，第一透镜，第二透镜，和检测器。样本池接收区适合于接收被分析的样本。样本池接收区是由基本光透明的材料构成。准直透镜适合于从光源中接收光，并适合于利用基本准直的光束照明样本池接收区。第一透镜适合于接收以第一发散角透射通过该样本的正常和散射光。第一透镜接收有第一接收角的光。第一透镜输出有第二发散角的光。第二发散角小于第一发散角。第二透镜适合于从第一透镜中接收光，并适合于输出基本准直的光束。检测器适合于测量由第二透镜输出的光。
文档编号G01N21/25GK101088003SQ200580042761
公开日2007年12月12日 申请日期2005年12月12日 优先权日2004年12月13日
发明者安德鲁·J.·道斯曼, 克里斯蒂安·D.·尼尔森, 玛丽·艾兰·沃凯尔－温德哈姆 申请人:拜尔保健有限公司