CN110476055A - 成分测定装置以及成分测定装置组 - Google Patents

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Abstract

提供具备即使使用多个光源也难以降低测定精度的结构的成分测定装置以及成分测定装置组。本发明的成分测定装置是根据混合物的光学特性来测定血液中的被测定成分的成分测定装置，该混合物包含通过所述血液中的被测定成分和试剂的呈色反应而生成的呈色成分，具备：第一光源，发出向所述混合物照射的第一规定波长的照射光；以及第二光源，发出向所述混合物照射的第二规定波长的照射光，该第二规定波长的照射光被用于推定通过所述第一光源的照射光而测定的所述混合物的吸光度的实测值所包含的所述呈色成分以外的噪声量，所述第一光源以及所述第二光源沿着所述血液的流路中的所述混合物的位置处的与所述血液的流动方向正交的流路宽度方向被排列配置。

Description

成分测定装置以及成分测定装置组
技术领域
本发明涉及成分测定装置以及成分测定装置组。
背景技术
以往，在生物化学领域、医疗领域中，作为测定作为检体的血液(全血)中所包含的被测定成分的方法，已知将血液分离为包含被测定成分的部分、和不包含被测定成分的部分，并测定被测定成分的量、浓度的方法。例如，为了测定血浆中的葡萄糖浓度(mg/dL、mmo/L)，有使用过滤器等进行从血液分离血浆成分的工序，来测定血浆中的葡萄糖浓度的方法。
然而，由于难以在短时间完全地分离血液中的血浆成分，并且也有为了进行分离所使用的滤波器等的性能的偏差，所以有可能在分离出的血浆成分中包含一部分血球成分，而难以测定准确的葡萄糖浓度。除此之外，例如如专利文献1那样，也已知使血液溶血后测定葡萄糖浓度的方法，但与上述的血浆分离同样地，为了进行溶血而花费时间，并且有可能在溶血后的液体中残留一部分血球成分。
与此相对，作为不从血液分离被测定成分，并且不使血液溶血，而测定血液中的被测定成分的一种手法，已知使用了吸光光度法的全血测定。根据该手法，与进行被测定成分的分离工序、溶血工序的上述的手法相比较，能够缩短被测定成分的测定所需的时间。但是，在血液中较多地含有与被测定成分不同的其它的成分的情况下，其它的成分引起光吸收、光散射等光学现象，其结果有时作为测定上的干扰因素(噪声)作用。因此，为了维持被测定成分的测定精度，需要除去该干扰因素的影响，提出各种除去干扰因素的影响的手法。
在专利文献2中公开了通过根据与测定波长相比长波长侧的长波长区域的实测值来推定测定波长中的干扰因素的影响量，并使用推定出的干扰因素的影响量对测定波长下的实测值进行修正后，使用预测出的血细胞比容值进一步修正测定波长下的实测值，来测定血浆成分中的葡萄糖浓度的成分测定装置以及成分测定方法。另外，在专利文献2中记载了作为多个种类的光源，能够使用包括LED(Light Emitting Diode：发光二极管)元件、有机EL(Electro-Luminescence：电致发光)元件、无机EL元件、LD(Laser Diode：激光二极管)元件的各种发光元件。
专利文献1:日本特公平7－34758号公报
专利文献2:国际公开第二015/137074号
根据专利文献2所记载的成分测定装置以及成分测定方法，能够不使包含作为被测定成分的葡萄糖的血浆成分从血液分离，而以较高的精度从血液测定血浆成分中的葡萄糖浓度。然而，在使用峰值波长不同的多个光源的情况下，根据光源而有可能测定对象中的测定位置发生偏差。这样的测定位置的偏差有可能使血液中的被测定成分的测定精度降低。
发明内容
本发明的目的在于提供具备即使使用多个光源也难以降低测定精度的结构的成分测定装置以及成分测定装置组。
作为第一方式的成分测定装置其是根据混合物的光学特性来测定血液中的被测定成分的成分测定装置，所述混合物包含通过所述血液中的被测定成分和试剂的呈色反应而生成的呈色成分，具备：第一光源，发出向所述混合物照射的第一规定波长的照射光；以及第二光源，发出向所述混合物照射的第二规定波长的照射光，所述第二规定波长的照射光被用于推定通过所述第一光源的照射光而测定的所述混合物的吸光度的实测值所包含的所述呈色成分以外的噪声量，所述第一光源以及所述第二光源沿着所述血液的流路中的所述混合物的位置处的与所述血液的流动方向正交的流路宽度方向被排列配置。
作为一个实施方式，来自所述第一光源的照射光的在所述混合物中的第一照射位置、和来自所述第二光源的照射光的在所述混合物中的第二照射位置在所述流路宽度方向上至少一部分重叠。
作为一个实施方式的成分测定装置还具备第三光源，所述第三光源发出向所述混合物照射的第三规定波长的照射光，所述第三规定波长的照射光被用于推定所述噪声量，所述第一光源、所述第二光源以及所述第三光源以所述第一光源为中央沿着所述流路宽度方向被排列配置。
作为一个实施方式，所述第一照射位置和来自所述第三光源的照射光的在所述混合物中的第三照射位置在所述流路宽度方向上至少一部分重叠。
作为一个实施方式，所述第二照射位置以及所述第三照射位置在所述流路宽度方向上至少一部分重叠。
作为一个实施方式的成分测定装置具备第四光源，所述第四光源发出向所述混合物照射的第四规定波长的照射光，所述第四规定波长的照射光被用于推定所述噪声量，所述第一光源以及所述第四光源沿着所述流动方向被排列配置。
作为一个实施方式的成分上述测定装置具备第五光源，所述第五光源发出向所述混合物照射的第五规定波长的照射光，所述第五规定波长的照射光被用于推定所述噪声量，所述第一光源、所述第四光源以及所述第五光源以所述第一光源为中央沿着所述流动方向被排列配置。
作为一个实施方式的成分测定装置还具备：受光部，夹着位于所述流路的所述混合物而与所述第一光源以及所述第二光源对置，接收来自所述第一光源以及所述第二光源的照射光中透过所述混合物的透过光；以及光圈部，位于所述混合物与所述受光部之间，对透过了所述混合物的透过光中到达所述受光部的光量进行调整。
作为一个实施方式的成分测定装置在将所述光圈部设为第一光圈部的情况下，所述成分测定装置还具备第二光圈部，所述第二光圈部位于所述第一光源及所述第二光源与所述混合物之间，对从所述第一光源以及所述第二光源到达所述混合物的光量进行调整。
作为一个实施方式的成分测定装置能装卸划分所述流路的成分测定芯片，在安装有所述成分测定芯片的状态下，所述第一光源以及所述第二光源沿着所述流路宽度方向被排列配置。
作为第二方式的成分测定装置组具备：成分测定芯片，划分血液流动的流路，并被配置有包括在所述流路中与所述血液中的被测定成分进行呈色反应而生成呈色成分的显色试剂的试剂；以及成分测定装置，所述成分测定芯片被安装于所述成分测定装置，所述成分测定装置根据混合物的光学特性来测定所述血液中的所述被测定成分，所述混合物包含所述流路中通过呈色反应而生成的所述呈色成分，所述成分测定装置具备：第一光源，发出向处于安装状态的所述成分测定芯片的所述流路中的所述混合物照射的第一规定波长的照射光；以及第二光源，发出第二规定波长的照射光，所述第二规定波长的照射光向处于安装状态的所述成分测定芯片的所述流路中的所述混合物照射，且所述第二规定波长的照射光被用于推定通过所述第一光源的照射光所测定的所述混合物的吸光度的实测值包含的所述呈色成分以外的噪声量，所述第一光源以及所述第二光源沿着处于安装状态的所述成分测定芯片的所述流路中的所述混合物的位置处的与所述血液的流动方向正交的流路宽度方向被排列配置。
根据本发明，能够提供具备即使使用多个光源，测定精度也难以降低的结构的成分测定装置以及成分测定装置组。
附图说明
图1是在作为一个实施方式的成分测定装置中安装有成分测定芯片的成分测定装置组的俯视图。
图2是表示沿着图1的I-I的剖面的图。
图3是表示沿着图1的II-II的剖面的图。
图4是表示图1所示的成分测定芯片的俯视图。
图5是沿着图4的III-III的剖视图。
图6是图1所示的成分测定装置的电气框图。
图7是图6所示的运算部的功能框图。
图8是表示图1所示的成分测定装置中的多个光源的位置关系的图。
图9是表示图8所示的多个光源对混合物的照射位置的图。
图10是表示通过分别使六种血液检体与测定试剂进行呈色反应而获得的六种混合物的吸收光谱的图。
图11是表示七种血液检体各自的吸收光谱的图。
图12是表示还原血红蛋白的吸收系数以及氧化血红蛋白的吸收系数的图。
图13是表示氧化血红蛋白的吸收系数相当于还原血红蛋白的吸收系数的比率的图。
图14是表示通过回归分析推定的测定波长中的呈色成分以外的干扰因素(噪声)引起的吸光度中，长波长区域的占有率和短波长区域的占有率的图表。
图15的(a)是表示根据作为一个实施方式的成分测定方法所测定的吸光度和真值的误差的图表，图15的(b)是表示根据作为比较例的成分测定方法所测定的吸光度和真值的误差的图表。
图16是表示作为一个实施方式的成分测定方法的流程图。
图17是表示两个呈色成分的吸收光谱的图。
图18是表示在通过回归分析推定的测定波长中的呈色成分以外的干扰因素(噪声)引起的吸光度中，长波长区域的占有率和短波长区域的占有率的图表。
图19的(a)是表示根据作为一个实施方式的成分测定方法所测定的吸光度和真值的误差的图表，图19的(b)是表示根据作为比较例的成分测定方法所测定的吸光度和真值的误差的图表。
具体实施方式
以下，参照图1～图19，对本发明所涉及的成分测定装置以及成分测定装置组的实施方式进行说明。对各图中共用的部件标注同一附图标记。
首先，对本发明所涉及的成分测定装置的一个实施方式进行说明。图1是表示在本实施方式中的成分测定装置1安装有成分测定芯片2的成分测定装置组100的俯视图。图2是表示沿着图1的I-I的剖面的剖视图，图3是表示沿着图1的II-II的剖面的剖视图。图2以及图3是放大表示安装有成分测定芯片2的位置附近。
如图1～图3所示，成分测定装置组100具备成分测定装置1和成分测定芯片2。本实施方式的成分测定装置1是能够测定血液中的作为被测定成分的血浆成分中的葡萄糖的浓度的血糖值测定装置。另外，本实施方式的成分测定芯片2是能够安装于作为成分测定装置1的血糖值测定装置的前端部的血糖值测定芯片。此处所说的“血液”意味着不按成分进行分离，而包含全部成分的全血。
成分测定装置1具备利用由树脂材料构成的壳体10、设置在该壳体10的上面的按钮组、以及设置在壳体10的上面的由液晶或者LED(Light Emitting Diode：发光二极管的省略)等构成的显示部11、和在取下安装在成分测定装置1的状态的成分测定芯片2时进行操作的取下杆12。本实施方式的按钮组由电源按钮13、和操作按钮14构成。
如图1所示，壳体10在上面设置有上述的按钮组以及显示部11的俯视的外形为大致矩形的主体部10a、和从主体部10a向外侧突出设置并在上面设置有取下杆12的芯片安装部10b。如图2所示，在芯片安装部10b的内部划分出将形成在芯片安装部10b的前端面的前端开口作为一端的芯片安装空间S。在对成分测定装置1安装成分测定芯片2时，从外侧通过前端开口向芯片安装空间S内插入成分测定芯片2，将成分测定芯片2压入到规定位置，从而成为成分测定装置1的芯片安装部10b卡住成分测定芯片2的状态，能够将成分测定芯片2安装于成分测定装置1。成分测定装置1对成分测定芯片2的卡住例如能够通过在芯片安装部10b内设置能与成分测定芯片2的一部分卡和的爪部等各种构成实现。
在从成分测定装置1取下安装于成分测定装置1的成分测定芯片2时，通过从壳体10的外部操作上述的取下杆12，从而解除成分测定装置1的芯片安装部10b对成分测定芯片2的卡住状态。同时，壳体10内的弹出销26(参照图2)联动地移动，而能够从成分测定装置1取下成分测定芯片2。
本实施方式的壳体10虽然是具备在俯视(参照图1)时为大致矩形的主体部10a、和从主体部10a向外侧突出设置的芯片安装部10b的结构，但只要是具备能够安装成分测定芯片2的芯片安装部即可，并不限定于本实施方式的壳体10的形状。因此，除了本实施方式的壳体10的形状之外，也能够采用各种对于用户来说容易用单手把持的形状。
显示部11能够显示由成分测定装置1测定出的被测定成分的信息。在本实施方式中，能够在显示部11显示由作为成分测定装置1的血糖值测定装置测定出的葡萄糖浓度。此外，在显示部11上，也可以不仅是被测定成分的信息，还显示成分测定装置1的测定条件、向用户指示规定的操作的指示信息等各种信息。用户能够一边确认显示在显示部11的内容，一边操作按钮组的电源按钮13、操作按钮14。
另外，如图2以及图3所示，成分测定装置1具备发光部66以及受光部72。发光部66以及受光部72隔着芯片安装空间S对置配置。如图2以及图3所示，在成分测定装置1的芯片安装空间S中安装有成分测定芯片2的状态下，发光部66发出的照射光照射到成分测定芯片2。受光部72接受从发光部66照射到成分测定芯片2的照射光中透过了成分测定芯片2的透过光。在未安装成分测定芯片2的状态下，受光部72对从发光部66照射的照射光量进行计测，并设为初始值，由此也能够修正发光部的光量变化。
另外，如图2、3以及图6所示，发光部66具备五个光源。具体地，发光部66具备第一光源67、第二光源68a、第三光源68b、第四光源68c以及第五光源68d。此处，如图3所示，第一光源67、第二光源68a以及第三光源68b在后述的成分测定芯片2的流路23中在与血液流动的流动方向A(在图2中朝向右的方向)正交的流路宽度方向B(在图3中左右两方向)上，配置在不同的位置。对于第一光源67～第五光源68d的配置的详细，后述(参照图8)。
接下来，对成分测定芯片2进行说明。图4是表示成分测定芯片2的俯视图。另外，图5是沿着图4的III-III的剖视图。如图4以及图5所示，成分测定芯片2具备：具有大致矩形板状的外形的基底部件21、被该基底部件21保持的测定试剂22、以及覆盖基底部件21的罩部件25。
在基底部件21的厚度方向(在本实施方式中，由于与图2以及图3所示的成分测定芯片2的厚度方向C相同的方向，所以以下记载为厚度方向C)的一侧的外面形成有槽。基底部件21的槽被罩部件25覆盖，成为沿与厚度方向C正交的方向延伸的中空部，该中空部构成成分测定芯片2的流路23。在流路23的一端形成有能够从外侧供给血液的供给部24。另外，在流路23的内壁中基底部件21的槽的槽底部保持测定试剂22，从外侧供给到供给部24的血液例如利用毛细管现象沿着流路23向流动方向A移动，到达保持测定试剂22的保持位置，并与测定试剂22接触。测定试剂22包含与血液进行呈色反应而显色的显色试剂。因此，若测定试剂22与血液接触，则发生测定试剂22所包含的显色试剂显色的呈色反应，生成包含呈色成分的混合物X(参照图2等)。
另外，在罩部件25与测定试剂22之间形成有空隙23a，从供给部24在流路23中沿流动方向A移动的血液通过空隙23a到达到流路23的另一端。因此，使血液与测定试剂22的流动方向A整个区域接触，产生呈色反应，结果能够变为混合物X扩散到流路23整个区域的状态。
在图2中，为了便于说明，将测定试剂22的保持位置表示为“混合物X”，混合物X不仅位于测定试剂22的保持位置，还位于空隙23a等测定试剂22的保持位置附近。更具体地，从供给部24进入流路23的血液在保持位置与测定试剂22接触，并通过空隙23a到达到流路23的下游端，成为流路23内被血液充满的状态。之后，进行测定试剂22和血液的呈色反应，成为混合物X位于保持位置以及其附近的状态。
虽然本实施方式的流路23由通过基底部件21和罩部件25划分的中空部构成，但流路并不限定于该构成。也可以仅通过形成在基底部件21的厚度方向C的一侧的外面的槽形成流路。
作为基底部件21以及罩部件25的材质，为了成为足以测定照射光透过后的透过光量的信号，而优选使用透明性的材料。例如，列举有聚对苯二甲酸乙酯(PET)、聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA)、聚苯乙烯(PS)、环状聚烯烃(COP)、环状烯烃聚合物(COC)、聚碳酸酯(PC)等透明的有机树脂材料、玻璃、石英等透明性的无机材料。
测定试剂22包含与血液中的被测定成分反应，而引起呈色为与被测定成分的血中浓度对应的颜色的呈色反应的显色试剂。本实施方式的测定试剂22被涂布到作为流路23的槽的槽底部。本实施方式的测定试剂22与血液中的作为被测定成分的葡萄糖反应。作为本实施方式的测定试剂22，例如，列举有(i)葡萄糖氧化酶(GOD)、(ii)过氧化物酶(POD)、(iii)1-－(4－磺苯基)－2，3－二甲基－4－氨基－5－吡唑啉酮、以及(iv)N－乙基－N－(2－羟基－3－磺丙基)－3，5－二甲基苯胺、钠盐、一水和物(MAOS)的混合试剂，或者葡萄糖脱氢酶(GDH)、四唑盐以及电子介体的混合试剂等。并且，也可以包含磷酸缓冲液那样的缓冲剂。此外，测定试剂22的种类、成分并不限定于这些。
其中，作为本实施方式的测定试剂22，选择通过与血液中的葡萄糖的呈色反应而生成的呈色成分的吸收光谱中的峰值波长、和由血球中的血红蛋白的光吸收特性所引起的峰值波长成为不同的峰值波长的显色试剂。对于本实施方式的测定试剂22包含的显色试剂而言，呈色成分的吸收光谱在650nm附近具有峰值波长，但并不限于峰值波长在650nm附近的显色试剂。其详细后述。
如图2所示，在通过成分测定装置1测定被测定成分时，将成分测定芯片2安装到芯片安装部10b内。而且，若向设置在成分测定芯片2的一端的供给部24供给血液，则血液例如由于毛细管现象而在流路23内移动，到达到流路23的保持测定试剂22的保持位置，在该保持位置处，血液中的葡萄糖和测定试剂22反应。而且，在流路23的上述保持位置处，生成包含呈色成分的混合物X。所谓的比色式的成分测定装置1朝向包含呈色成分的混合物X照射照射光，并检测其透过光量(或者反射光量)，获得与血中浓度对应的显色的强度相关的检测信号。而且，成分测定装置1能够通过参照预先创建的标准线来测定被测定成分。本实施方式的成分测定装置1如上述那样可以测定血液中的血浆成分中的葡萄糖浓度。
图6是图1～图3所示的成分测定装置1的电气框图。在图6中，为了方便说明，一并示出安装于成分测定装置1的状态的成分测定芯片2的剖面(与图5相同的剖面)。另外，在图6中，在左上另外示出将成分测定芯片2的附近放大后的放大图。以下，对成分测定装置1的进行更详细的说明。
如图6所示，成分测定装置1除了上述的壳体10、显示部11、取下杆12、电源按钮13以及操作按钮14之外，还具备运算部60、存储器62、电源电路63、以及测定光学系统64。
运算部60由MPU(Micro-Processing Unit：微处理器)或者CPU(CentralProcessing Unit：中央处理器)构成，通过读出存储器62等中储存的程序并执行，能够实现各部的控制动作。存储器62由易失性或者非易失性的非瞬时存储介质构成，能够读出或者写入执行此处所示的成分测定方法所需的各种数据(包含程序)。电源电路63根据电源按钮13的操作，向包含运算部60的成分测定装置1内的各部供给电力，或者停止该供给。
测定光学系统64是能够获取包含通过血液中的葡萄糖和测定试剂22中所包含的显色试剂的呈色反应而生成的呈色成分的混合物X的光学特性的光学系统。具体而言，测定光学系统64具备发光部66、发光控制电路70、受光部72以及受光控制电路74。
发光部66具备多个光源。具体地，本实施方式的发光部66具备放射分光放射特性不同的照射光(例如，可见光、红外光)的五个光源。更具体地，本实施方式的发光部66具备第一光源67、第二光源68a、第三光源68b、第四光源68c以及第五光源68d。在图6中，为了便于说明，示出将五个光源排成一列的位置关系，以图示第一光源67～第五光源68d这五个光源，第一光源67～第五光源68d的实际的位置关系不同。第一光源67～第五光源68d的实际的位置关系是图2以及图3所示的位置关系。对于第一光源67～第五光源68d的实际的位置关系的详细，后述(参照图8)。
从第一光源67～第五光源68d发出的光的峰值波长分别是λ1～λ5。作为第一光源67～第五光源68d，能够应用发光二极管(LED(Light Emitting Diode))元件、有机电致发光(EL(Electro-Luminescence))元件、无机EL元件，激光二极管(LD(Laser Diode))元件等各种发光元件。作为第一光源67～第五光源68d，若考虑通用性等，则容易利用上述的LED元件。以下，将上述的“峰值波长”设为从各光源发出的光的波长进行说明，为了便于说明，将第一光源67的峰值波长λ1设为“第一规定波长λ1”，将第二光源68a的峰值波长λ2记载为“第二规定波长λ2”，将第三光源68b的峰值波长λ3记载为“第三规定波长λ3”，将第四光源68c的峰值波长λ4记载为“第四规定波长λ4”，以及将第五光源68d的峰值波长λ5记载为“第五规定波长λ5”。
如图2、图6所示，本实施方式的受光部72由隔着成分测定芯片2与发光部66对置地配置的一个受光元件构成。受光部72接收从发光部66的第一光源67～第五光源68d照射到在成分测定芯片2的测定试剂22的保持位置处生成的混合物X并透过成分测定芯片2的透过光。作为受光部72，能够应用包括PD(Photo Diode：光电二极管的省略)元件、光电导体(光敏元件)、光电晶体管(Photo Transistor的省略)的各种光电转换元件。
发光控制电路70通过分别向第一光源67～第五光源68d供给驱动电力信号，使第一光源67～第五光源68d点亮或者熄灭。受光控制电路74通过对从受光部72输出的模拟信号实施对数变换以及A/D变换来获取数字信号(以下，称为检测信号)。
图7是图6所示的运算部60的功能框图。运算部60实现指示测定光学系统64的测定动作的测定指示部76、以及使用各种数据来测定被测定成分的浓度的浓度测定部77的各功能。
浓度测定部77具备吸光度获取部78和吸光度修正部84。
在图7中，在存储器62中储存有由测定光学系统64测定出的第一规定波长λ1～第五规定波长λ5各自的混合物X的吸光度亦即第一实测值D1～第五实测值D5的实测值数据85、包含与第二规定波长λ2～第五规定波长λ5各个下的混合物X的吸光度相关的一组修正系数的修正系数数据86、表示利用修正系数数据86修正在第一规定波长λ1下实测出的混合物X的吸光度得到的混合物X中的呈色成分的吸光度和各种物理量(例如，葡萄糖浓度)的关系的标准线，或者表示混合物X中的血红蛋白的吸光度和血细胞比容值的关系的标准线等标准线数据90。此外，“血细胞比容值”是以百分率示出血液中的血球成分相对于血液(全血)的容积比的值。
详细后述，成分测定装置1能够基于包含通过血液中的被测定成分和试剂的呈色反应而生成的呈色成分的混合物X的光学特性来测定血液中的被测定成分。具体地，成分测定装置1可以利用第二规定波长λ2～第五规定波长λ5的照射光来推定向混合物X照射作为测定波长的第一规定波长λ1的照射光所测定的混合物X的吸光度的第一实测值D1所包含的呈色成分以外的噪声量。更具体地，成分测定装置1利用向混合物X照射第二规定波长λ2～第五规定波长λ5的照射光所测定的混合物X的吸光度的第二实测值D2～第五实测值D5来推定上述的噪声量，并能够测定呈色成分的吸光度，还能够测定被测定成分。
此处，图8是表示发出向混合物X照射的第一规定波长λ1的照射光的第一光源67、发出向混合物X照射的第二规定波长λ2的照射光的第二光源68a、发出向混合物X照射的第三规定波长λ3的照射光的第三光源68b、发出向混合物X照射的第四规定波长λ4的照射光的第四光源68c、以及发出向混合物X照射的第五规定波长λ5的照射光的第五光源68d的位置关系的图。图8示出从成分测定装置1的上面(参照图1)侧观察的情况下的第一光源67～第五光源68d的位置关系。另外，在图8中，为了便于说明，利用双点划线示出成分测定芯片2的流路23中的受光部72的位置，在本实施方式中，在流路23内的上述保持位置以及其附近生成混合物X。
如图2、图3、图8所示，第一光源67～第五光源68d与位于血液的流路23的混合物X对置地配置。更具体地，本实施方式的第一光源67～第五光源68d在血液的流路23的测定试剂22的保持位置处与流动方向A以及流路宽度方向B两方正交的方向(在本实施方式中，与成分测定芯片2的厚度方向C相同的方向)上对置地配置。
另外，如图3、图8所示，第一光源67以及第二光源68a沿着与血液的流路23中的与混合物X的位置处的血液的流动方向A正交的流路宽度方向B排列配置。通过成为这样的结构，容易将来自第一光源67的照射光在混合物X中的后述的第一照射位置SL1(参照图9)、和来自第二光源68a的照射光在混合物X中的后述的第二照射位置SL2(参照图9)设定在流路宽度方向B上至少一部分重叠的位置。
此处，图9是表示从成分测定装置1的上面(参照图1)侧观察的情况下的第一光源67～第五光源68d对混合物X的第一照射位置SL1～第五照射位置SL5的图。如图9所示，在本实施方式中，来自第一光源67的照射光在混合物X中的第一照射位置SL1、和来自第二光源68a的照射光在混合物X中的第二照射位置SL2在流路宽度方向B上重叠。如果成为这样的结构，则即使由于流路23中的血液的流动的影响，根据试剂在流动方向A上的位置，与血液的呈色反应产生反应不均，也能够抑制由该反应不均所造成的测定结果的偏差。上述的反应不均起因于可能在流动方向A上产生的血球量的梯度。在流动方向A上产生的血球量的梯度可能是因为从流路23的一端供给的血液沿流动方向A移动，与测定试剂22接触并引起呈色反应时的、测定试剂22的溶解而产生的。在测定试剂22溶解时，血液成分中，主要是血浆成分被摄入到测定试剂22内，生成混合物X。由此，在混合物X的周边，变成血球成分的比率较高的状态。血液朝向流动方向A行进。因此，在空隙23a内，与流动方向A的上游侧相比，在下游侧处血球量变多。换句话说，在空隙23a内产生血球量的梯度。由于该血球量的梯度，可能产生上述的反应不均。在流路宽度方向B上，难以产生血球量的梯度。
如图9所示，在本实施方式中，第一照射位置SL1以及第二照射位置SL2其流动方向A的整个区域在流路宽度方向B上重叠。即，在本实施方式中，第一照射位置SL1的区域以及第二照射位置SL2的区域是在流动方向A上大致相等的位置。然而，第一照射位置SL1以及第二照射位置SL2并不限于上述的位置关系，只要是至少流动方向A的一部分的区域在流路宽度方向B上重叠的位置关系即可。换言之，第一照射位置SL1的区域的一部分和第二照射位置SL2的区域的一部分处于流动方向A的相同的位置即可。但是，如本实施方式那样，如果设为两方的照射位置的流动方向A的整个区域在流路宽度方向B上重叠的结构，则与仅流动方向A的一部分区域在流路宽度方向B上重叠的结构相比较，能够进一步抑制由上述的反应不均造成的测定结果的偏差。
而且，在本实施方式中，第一照射位置SL1的流路宽度方向B的区域以及第二照射位置SL2的流路宽度方向B的区域在流动方向A上一部分重叠。换言之，第一照射位置SL1的一部分的区域与第二照射位置SL2的一部分的区域处于流路宽度方向B的相同的位置。这样，能够使第一照射位置SL1以及第二照射位置SL2更一致，并能够抑制测定结果基于混合物X中的测定位置的不同而产生偏差。更优选第一照射位置SL1的流路宽度方向B的整个区域以及第二照射位置SL2的流路宽度方向B的整个区域在流动方向A上重叠，即，第一照射位置SL1以及第二照射位置SL2是在流路宽度方向B上大致相等的位置。
另外，在本实施方式中，如图3、图8所示，第一光源67、第二光源68a以及第三光源68b以第一光源67为中央沿着流路宽度方向B排列配置。如果设为这样的配置，则不光第一光源67的第一照射位置SL1以及第二光源68a的第二照射位置SL2这两个照射位置的流动方向A的区域，第一照射位置SL1以及第三光源68b的第三照射位置SL3这两个照射位置的流动方向A的区域也容易设定于在流路宽度方向B上至少一部分重叠的位置。
而且，如图9所示，在本实施方式中，来自第一光源67的照射光在混合物X中的第一照射位置SL1的流动方向A的区域和来自第三光源68b的照射光在混合物X中的第三照射位置SL3的流动方向A的区域在流路宽度方向B上重叠。如果设为这样的结构，则与上述的第一照射位置SL1以及第二照射位置SL2的关系同样地，即使由于流路23中的血液的流动的影响，根据试剂在流动方向A上的位置，与血液的呈色反应产生反应不均，也能够抑制由该反应不均造成的测定结果的偏差。
如图9所示，在本实施方式中，第一照射位置SL1以及第三照射位置SL3其流动方向A的整个区域在流路宽度方向B中重叠。即，在本实施方式中，第一照射位置SL1以及第三照射位置SL3是在流动方向A上大致相等的位置。然而，第一照射位置SL1以及第三照射位置SL3并不限于上述的位置关系，只要是至少流动方向A的一部分的区域在流路宽度方向B上重叠的位置关系即可。换言之，只要第一照射位置SL1的一部分的区域和第三照射位置SL3的一部分的区域处于流动方向A的相同的位置即可。但是，如本实施方式那样，如果设为两方的照射位置的流动方向A的整个区域在流路宽度方向B上重叠的结构，则与仅流动方向A的一部分区域在流路宽度方向B上重叠的结构相比较，能够进一步抑制由上述的反应不均所造成的测定结果的偏差。
另外，在本实施方式中，第一照射位置SL1的流路宽度方向B的区域以及第三照射位置SL3的流路宽度方向B的区域在流动方向A上一部分重叠。换言之，第一照射位置SL1的一部分的区域与第三照射位置SL3的一部分的区域处于流路宽度方向B的相同的位置。这样，能够使第一照射位置SL1以及第三照射位置SL3更一致，能够抑制测定结果基于混合物X中的测定位置的不同而产生偏差。更优选第一照射位置SL1的流路宽度方向B的整个区域以及第三照射位置SL3的流路宽度方向B的整个区域在流动方向A上重叠，即，第一照射位置SL1以及第三照射位置SL3是在流路宽度方向B上大致相等的位置。
此处，如图9所示，本实施方式的第二照射位置SL2的流动方向A的区域以及第三照射位置SL3的流动方向A的区域在流路宽度方向B上重叠。本实施方式的第二照射位置SL2以及第三照射位置SL3其流动方向A的整个区域在流路宽度方向B上重叠，但只要是至少流动方向A的一部分的区域在流路宽度方向B上重叠的结构即可。换言之，只要第二照射位置SL2的一部分的区域和第三照射位置SL3的一部分的区域处于流动方向A的相同的位置即可。但是，如本实施方式那样，如果设为两方的照射位置的流动方向A的整个区域在流路宽度方向B上重叠的结构，则与仅流动方向A的一部分区域在流路宽度方向B上重叠的结构相比较，能够进一步抑制由上述的反应不均造成的测定结果的偏差。
另外，在本实施方式中，第二照射位置SL2的流路宽度方向B的区域以及第三照射位置SL3的流路宽度方向B的区域在流动方向A上一部分重叠。换言之，第二照射位置SL2的一部分的区域与第三照射位置SL3的一部分的区域处于流路宽度方向B的相同的位置。这样，能够使第二照射位置SL2以及第三照射位置SL3更一致，并能够抑制测定结果基于混合物X中的测定位置的不同而产生偏差。更优选第二照射位置SL2的流路宽度方向B的整个区域以及第三照射位置SL3的流路宽度方向B的整个区域在流动方向A上重叠，即，第二照射位置SL2以及第三照射位置SL3是在流路宽度方向B上大致相等的位置。
如以上那样，优选第一光源67～第三光源68b沿着流路宽度方向B排列配置，第一照射位置SL1～第三照射位置SL3的流动方向A的区域在流路宽度方向B上重叠，更优选第一照射位置SL1～第三照射位置SL3的流路宽度方向B的区域也在流动方向A上重叠。
在本实施方式中，第一光源67和第二光源68a在流路宽度方向B上邻接配置，在第一光源67与第二光源68a之间没有能够配置其它的光源的空隙。另外，第一光源67和第三光源68b在流路宽度方向B上邻接配置，在第一光源67与第三光源68b之间没有能够配置其它的光源的空隙。这样，第一光源67、第二光源68a以及第三光源68b在流路宽度方向B上邻接配置，而不在之间介装其它的光源。因此，容易实现第一照射位置SL1、第二照射位置SL2以及第三照射位置SL3在流动方向A上区域重叠的结构。
接下来，对第一光源67和第四光源68c以及第五光源68d的位置关系进行说明。如图2、图8所示，本实施方式的第一光源67以及第四光源68c沿着流动方向A排列配置。另外，如图2、图8所示，本实施方式的第一光源67以及第五光源68d沿着流动方向A排列配置。更具体地，第一光源67、第四光源68c以及第五光源68d以第一光源67为中央沿着流动方向A排列配置。
如上述那样，第二光源68a以及第三光源68b与第一光源67在流路宽度方向B上邻接配置。为了抑制流路23中的血液的流动所造成的测定结果的偏差，对于第四光源68c以及第五光源68d，优选也与第一光源67沿着流路宽度方向B排列配置。然而，在将第四光源68c以及第五光源68d设为与第一光源67沿着流路宽度方向B排列配置的结构的情况下，由于第二光源68a以及第三光源68b的存在，不能够使第一光源67和第四光源68c以及第五光源68d分别邻接配置。因此，第一光源67与第四光源68c以及第五光源68d分别在流路宽度方向B上的距离大于第一光源67与第二光源68a以及第三光源68b分别在流路宽度方向B上的距离。若该距离变大，则难以使第一光源67的第一照射位置SL1的流路宽度方向B的区域、第四光源68c的第四照射位置SL4以及第五光源68d的第五照射位置SL5各自的流路宽度方向B的区域在流动方向A上重叠。换句话说，容易成为第一照射位置SL1的区域、第四照射位置SL4以及第五照射位置SL5各自的区域完全不重叠的结构。在第一照射位置SL1的区域与第四照射位置SL4以及第五照射位置SL5各自的区域不重叠的情况下，吸光度的测定位置不同，所以被测定成分的测定结果的精度可能降低。也可以通过使第四光源68c以及第五光源68d倾斜等，来使第一光源67的第一照射位置SL1的区域和第四光源68c的第四照射位置SL4以及第五光源68d的第五照射位置SL5各自的区域重叠，但在所述的情况下，来自第一光源67的照射光向混合物X的入射角度与分别来自第四光源68c以及第五光源68d的照射光向混合物X的入射角度的差变大。若入射角度的差变大，则来自第一光源67的照射光在混合物X中的光路长度和分别来自第四光源68c以及第五光源68d的照射光在混合物X中的光路长度的差异变大。而且，来自第一光源67的照射光的界面反射和分别来自第四光源68c以及第五光源68d的照射光的界面反射也不同。光路长度的差以及界面反射的差异给吸光度的实测值带来影响。换句话说，基于第一光源67的照射光的吸光度的实测值中的噪声量的推定精度有可能降低。
因此，在本实施方式中，沿着流动方向A排列配置第一光源67以及第四光源68c，使得第一照射位置SL1和第四照射位置SL4在向混合物X的入射角度的差为规定值以下时区域重叠。更具体地，在流动方向A上在第一光源67与第四光源68c之间没有能够配置其它的光源的空隙，第一光源67以及第四光源68c在流动方向A上邻接。这样，与沿着流路宽度方向B配置的结构相比较，容易受到由血液的流动所造成的影响，但通过减小入射角度的差来使照射位置重叠，反而可以提高噪声量的推定精度。
对于第一光源67以及第五光源68d，也沿着流动方向A排列配置，使得第一照射位置SL1和第五照射位置SL5能够在向混合物X的入射角度的差为规定值以下时使区域重叠。更具体地，在流动方向A上在第一光源67与第五光源68d之间没有能够配置其它的光源的空隙，第一光源67以及第五光源68d在流动方向A上邻接。
另外，由于上述第一光源67、和第二光源68a以及第三光源68b分别在流路宽度方向B上邻接，所以能够使第一照射位置SL1和第二照射位置SL2以及第三照射位置SL3分别在向混合物X的入射角度的差为规定值以下时使区域重叠。换句话说，对于本实施方式的第二光源68a以及第三光源68b，在与第一光源67的关系上难以受到血液的流动所造成的影响，并且能够与第一光源67之间减小入射角度的差来使照射位置的区域重叠。
此处，在本实施方式中，相对于第一光源67沿着流路宽度方向B排列配置第二光源68a以及第三光源68b，该第二光源68a以及第三光源68b发出对通过第一光源67的第一规定波长λ1的照射光而测定的吸光度的实测值包含的噪声量的推定影响度较大的第二规定波长λ2以及第三规定波长λ3的照射光。而且，相对于第一光源67沿着流动方向A排列配置第四光源68c以及第五光源68d，该第四光源68c以及第五光源68d发出比与第二规定波长λ2以及第三规定波长λ3相比较对上述的噪声量的推定影响度较小的第四规定波长λ4以及第五规定波长λ5的照射光。通过设为这样的配置，能够提高上述的噪声量的推定精度。对噪声量的推定的“影响度”的详细后述(参照图14)。另外，详细后述，但上述的第二规定波长λ2以及第三规定波长λ3是属于红外区域的波长，上述的第四规定波长λ4以及第五规定波长λ5s是属于可视区域的波长。
另外，如图2、图3所示，受光部72与第一光源67～第五光源68d夹着位于所安装的成分测定芯片2的流路23的混合物X在厚度方向C上对置，如上述那样，接受来自第一光源67～第五光源68d的照射光透过混合物X的透过光。而且，如图2、图3所示，成分测定装置1具备第一光圈部69a，该第一光圈部69a位于混合物X与受光部72之间，对透过混合物X的透过光中到达受光部72的光量进行调整。如上述那样，来自第一光源67的照射光向混合物X的入射角度与来自第二光源68a～第五光源68d各自的照射光向混合物X的入射角度的差给噪声量的推定精度带来影响。因此，优选减小来自第一光源67的照射光向混合物X的入射角度与来自第二光源68a～第五光源68d各自的照射光向混合物X的入射角度的差。换句话说，由于第一光源67～第五光源68d与第一光圈部69a之间的对置方向(在图2、图3中，与成分测定芯片2的厚度方向C相同的方向)的距离T1变长提高噪声量的推定精度，所以优选。另一方面，通过减小第一光源67～第五光源68d与受光部72之间的对置方向的距离T2，能够实现光效率的提高、和成分测定装置1的小型化。
另外，若第一光源67的第一照射位置SL1的区域和第二光源68a～第五光源68d的第二照射位置SL2～第五照射位置SL5各自的区域的偏移(以下，记载为“测定视场差”)较大，则测定位置不一致，所以被测定成分的测定结果的精度可能降低。因此，优选减小该测定视场差。因此，优选缩短混合物X与第一光圈部69a之间的对置方向(在图2、图3中，与成分测定芯片2的厚度方向C相同的方向)上的距离T3。
而且，如图2、图3所示，成分测定装置1具备第二光圈部69b，该第二光圈部69b位于第一光源67～第五光源68d与混合物X之间，对从第一光源67～第五光源68d到达混合物X的光量进行调整。特别优选第二光圈部69b设计为从第一光源67～第五光源68d发出的光中被第二光圈部69b的内壁反射的光(以下，记载为“杂光”)不入射到第一光圈部69a。能够视为从第一光源67～第五光源68d发出的光通过一次的壁面反射而光衰减到5％，并通过三次以上的多次反射而消失。因此，在本实施方式中，如果被第二光圈部69b的内壁反射的杂光没有到达第一光圈部69b，而被某处的壁面反射，则由于多次反射，不会入射到第一光圈部69a。在本实施方式中，设计为各光源的光轴被第二光圈部69b的内壁镜面反射，但实际在第二光圈部69b的内壁中漫反射，杂光也有规定的分布。因此，在本实施方式中，优选即使在杂光的一部分入射到第一光圈部69a的情况下也设定上述的距离T4等，使得其入射角度与第一光源67的入射角度为规定值以下的差。
这样通过调整第一光圈部69a以及第二光圈部69b的位置等，从而使照射光的入射角度的差以及测定视场差在规定范围内。然而，在成分测定装置1的光学系统中未利用聚光透镜等透镜。在使用透镜的情况下，能够使透镜接近光源来提高聚光效率，但需要精度良好地保持光源和透镜的位置关系，要求高的组装精度，或者，需要调整光源和透镜的位置关系的偏差的追加工序。因此，在成分测定装置1中，通过不使用透镜，而设置第一光圈部69a以及第二光圈部69b的位置等，由此实现不要求高的组装精度而提高测定精度的结构。
如以上那样，在成分测定装置1中，通过将第一光源67～第五光源68d设为规定的配置，由此减少血液的流路23中的血液的流动方向A的影响，并实现噪声量的推定精度的提高。
本实施方式的成分测定装置1能够安装成分测定芯片2，该成分测定芯片2划分血液流动的流路23，并有包含在流路23中与前液中的被测定成分进行呈色反应的显色试剂的测定试剂22。而且，本实施方式的成分测定装置1安装成分测定芯片2，能够基于包含在流路23中通过被测定成分的反应而生成的呈色成分的混合物的光学特性来测定血液中的被测定成分。另外，成分测定装置1具备第一光源67、和发出第二规定波长λ2～第五规定波长λ5的照射光的第二光源68a～第五光源68d。第一光源67发出向被安装的状态的成分测定芯片2的流路23中的混合物X照射的第一规定波长λ1的照射光。第二光源68a～第五光源68d发出第二规定波长λ2～第五规定波长λ5的照射光，该第二规定波长λ2～第五规定波长λ5的照射光向被安装的状态的成分测定芯片2的流路23中的混合物X照射，利用于推定通过第一光源67的照射光的透过光量所测定的混合物X的吸光度的实测值包含的呈色成分以外的干扰因素引起的噪声量。而且，第一光源67～第三光源68b沿着被安装的状态的成分测定芯片2的流路23中的与混合物X的位置处的血液的流动方向A正交的流路宽度方向B排列配置。
这样，本实施方式的成分测定装置1可测定能够装卸的成分测定芯片2内的混合物X的吸光度，也可以为不需要成分测定芯片2的装卸的结构。但是，如果考虑到用户的便利性、环境性等，则优选设为在可再利用的成分测定装置1中能够装卸一次性的成分测定芯片2的结构。
如图8所示，本实施方式的第一光源67～第五光源68d被薄板状的支架部件80保持。本实施方式的支架部件80在俯视时具有十字形的外形，在俯视的中央部(十字的交叉部分)保持第一光源67。而且，相对于保持有第一光源67的中央部，在流路宽度方向B的一侧的位置保持第二光源68a，在流路宽度方向B的另一侧的位置保持第三光源68b。另外，相对于保持有第一光源67的中央部，在流动方向A的位置保持第五光源68d，在与流动方向A相反侧的位置保持第四光源68c。
以下，对不从血液分离包含葡萄糖的血浆成分，而通过血液(全血)和显色试剂进行血液中的作为被测定成分的葡萄糖和测定试剂22中的显色试剂的呈色反应，并基于通过该呈色反应而获得的混合物X整体的各种波长下的吸光度，来推定通过葡萄糖与显色试剂的呈色反应而生成的呈色成分的规定的测定波长下的吸光度，并计算被测定成分浓度的成分测定方法进行说明。
首先，参照图10以及图11，提及要基于使用了血液(全血)的吸光度测定来推定血液中的被测定成分时的问题点。在以下的实施例中，作为显色试剂，使用了包含四唑盐(WST－4)并与葡萄糖脱氢酶(GDH)以及电子介体混合的测定试剂22。
图10示出通过分别使血细胞比容值以及葡萄糖浓度已知的六种血液检体与测定试剂22反应而获得的六种混合物X的吸收光谱。将该六种血液检体设为第一～第六检体。第一检体的血细胞比容值为20％，葡萄糖浓度为0mg/dL(在图10中记为“Ht20 bg0”)。第二检体的血细胞比容值为20％，葡萄糖浓度为100mg/dL(图10中记为“Ht20 bg100”)。第三检体的血细胞比容值为20％，葡萄糖浓度为400mg/dL(在图10中记为“Ht20 bg400”)。第四检体的血细胞比容值为40％，葡萄糖浓度为0mg/dL(在图10中记为“Ht40 bg0”)。第五检体的血细胞比容值为40％，葡萄糖浓度为100mg/dL(在图10中记为“Ht40 bg100”)。第六检体的血细胞比容值为40％，葡萄糖浓度为400mg/dL(在图10中记为“Ht40bg400”)。
另外，图11示出血细胞比容值以及葡萄糖浓度已知的七种血液检体各自的吸收光谱。将该七种血液检体设为第一～第七检体。第一～第六检体与图10所示的第一～第六检体相同。第七检体的血细胞比容值为70％，葡萄糖浓度为100mg/dL。另外，由于血细胞比容值相等的血液检体的吸收光谱大致一致，所以在图11中仅示出血细胞比容值不同的三个曲线。具体而言，仅示出血细胞比容值为20％(在图11中记为“Ht20”)、40％(在图11中记为“Ht40”)、70％(在图11中记为“Ht70”)这三个曲线。
一般地，在样品中包含成为吸光度的测定对象的呈色成分以外的成分时，有由于光学现象的产生而给基于呈色成分的吸光度的被测定成分的浓度的测定结果作为干扰因素(噪声)带来影响的情况。例如，由于产生血液中的血球成分、成分测定芯片表面或者附着于成分测定芯片的尘埃之类的微粒子等所引起的“光散射”、与成为测定对象的呈色成分不同的色素成分(具体而言，是血红蛋白)所引起的“光吸收”，而有测定到比真正的值大的吸光度的趋势。
具体地，图11所示的血液检体的吸收光谱具有以540nm附近以及570nm附近为中心的两个峰值。这两个峰值主要起因于红血球中的氧化血红蛋白的光吸收。另外，在图11所示的血液检体的吸收光谱中，在600nm以上的波长区域中，随着波长变长，吸光度大致直线状地平缓地减少。该大致直线状的部分主要起因于血球成分、附着在成分测定芯片上的尘、埃之类的微粒子等的光散射。
换言之，与600nm附近相比长波长侧的波长区域中的血液检体的吸光度由血球成分等所引起的光散射的影响支配。对于与600nm附近相比短波长侧的波长区域中的血液检体的吸光度来说，与血球成分等所引起的光散射的影响相比，血红蛋白所引起的光吸收的影响较大。
另一方面，在图10所示的混合物X的吸收光谱中，与图11所示的血液的吸收光谱同样地，具有随着波长变长，吸光度逐渐变小的趋势曲线。然而，图10所示的混合物X的吸收光谱与图11所示的曲线相比较，在作为可见光的波长区域的600nm～700nm周围吸光度增加。在该600nm～700nm周围增加的吸光度主要起因于通过血液中的葡萄糖与测定试剂22中的显色试剂的呈色反应而生成的呈色成分的吸光特性。
这样在除了成为测定对象的呈色成分之外，还使用包含具有图11所示的吸光特性的血液的混合物X，在准确地测定呈色成分出自的吸光度的情况下，需要从规定的测定波长(例如650nm)下的吸光度的实测值除去血球成分等所引起的光散射、血红蛋白所引起的光吸收等干扰因素(噪声)。
更具体而言，需要推定成为测定对象的呈色成分的光吸收率高的规定的测定波长(例如650nm)下的、血球成分等所引起的光散射、血红蛋白所引起的光吸收等干扰因素(噪声)量，并修正该测定波长下的吸光度的实测值。
以下，对由成分测定装置1执行的成分测定方法的详细进行说明。
成分测定装置1能够基于包含通过血液与测定试剂22的呈色反应而生成的呈色成分的混合物X的光学特性来测定血液中的被测定成分。具体地，在本实施方式中，测定血液中的血浆成分所包含的葡萄糖的浓度。
而且，成分测定装置1基于血液中的血球成分、成分测定芯片2的表面，或者附着在成分测定芯片2上的尘埃之类的微粒子所引起的光学特性、以及红血球中的还原血红蛋白与氧化血红蛋白的比率，来修正测定波长下的混合物X的吸光度的实测值，由此可以计算血液中的葡萄糖浓度。换言之，成分测定装置1的成分测定方法包括基于血液中的血球成分、成分测定芯片2的表面，或者附着在成分测定芯片2上的尘埃之类的微粒子所引起的散射光的信息、以及红血球中的还原血红蛋白与氧化血红蛋白的比率，来修正测定波长下的混合物X的吸光度的实测值的工序。
图12示出还原血红蛋白(在图12中记为“Hb”)的吸收系数以及氧化血红蛋白(在图12中记为“HbO2”)的吸收系数。红血球中的血红蛋白主要包含与氧结合的氧化血红蛋白、和在氧分压较小的场所氧解离后的还原血红蛋白。氧化血红蛋白起到还原血红蛋白通过肺与氧结合，并通过动脉将氧输送到身体中的作用，能够在动脉血中较多地确认到。例如，在从指腹采取血液时，由于成为毛细血管的血液所以该氧化血红蛋白的量比较多。相反，还原血红蛋白能够在静脉血中较多地确认到。
作为现有的技术，一般并不考虑还原血红蛋白与氧化血红蛋白的比率，而例如利用血细胞比容值，修正成为测定对象的呈色成分所对应的测定波长下得到的吸光度。然而，如图12所示，还原血红蛋白的吸收系数与氧化血红蛋白的吸收系数不一致，还原血红蛋白的吸收量与氧化血红蛋白的吸收量根据波长而不同。图13示出氧化血红蛋白吸收系数相对于还原血红蛋白的吸收系数的比率。例如，在测定成为测定对象的呈色成分的吸光度的测定波长为650nm时，还原血红蛋白的吸收系数约为0.9，氧化血红蛋白的吸收系数约为0.09。即，氧化血红蛋白的吸收系数相当于总血红蛋白的吸收系数的约10％。为了更准确地推定出自于成为测定对象的呈色成分的吸光度，考虑还原血红蛋白与氧化血红蛋白的比率是较重要的。
因此，在成分测定装置1中，将用于测定混合物X所包含的呈色成分的吸光度的测定波长设为650nm，进行从在该测定波长下测定出的混合物X的吸光度的实测值，将血球成分等的光散射所造成的影响、加上还原血红蛋白与氧化血红蛋白的比率后的血红蛋白的光吸收所造成的影响作为干扰因素(噪声)而除去的修正。由此，推定混合物X所包含的呈色成分的吸光度，并使用表示该推定出的吸光度与葡萄糖浓度的关系的标准线来计算葡萄糖浓度。
以下，对由成分测定装置1执行的成分测定方法进行更详细的说明。
首先，对于本实施方式所使用的测定试剂22中的显色试剂而言，通过与血液中的葡萄糖进行呈色反应而生成的呈色成分的吸光度在600nm附近具有峰值，但在本实施方式中，测定呈色成分的吸光度的测定波长设为650nm。
由于测定成为测定对象的呈色成分的吸光度的测定波长是呈色成分的光吸收率相对较大的波长，并且使用血红蛋白的光吸收所造成的影响比较小的波长即可。具体而言，设为与成为测定对象的呈色成分的吸收光谱中的峰值波长区域的半值全宽区域对应、且属于基于血红蛋白的光吸收的吸光度相对于总吸光度的比例比较小的波长范围W3(参照图10、图11)的波长即可。“与峰值波长区域的半值全宽区域对应的”波长范围意味着在确定吸收光谱中的峰值波长区域的半值全宽区域时，从表示短波长侧的半值的波长到表示长波长侧的半值的波长的范围。本实施方式的成为测定对象的呈色成分的吸收光谱在600nm附近成为峰值波长，约500nm～约700nm成为与半值全宽区域对应的波长范围。另外，总吸光度中的血红蛋白的光吸收所造成的影响在600nm以上的波长区域中比较小。因此，在本实施方式中，与成为测定对象的呈色成分的吸收光谱中的峰值波长区域的半值全宽区域对应、且基于血红蛋白的光吸收的吸光度相对于总吸光度的比例比较小的波长范围W3为600nm以上且700nm以下。因此，作为测定波长，并不限于本实施方式的650nm，也可以将属于600nm～700nm的范围的其它的波长设为测定波长。由于在表示呈色成分的吸光度的信号较强、能够尽可能地减少基于血红蛋白的光吸收的吸光度相对于的比例的波长范围能够更准确地测定出自于呈色成分的吸光度，所以优选将比呈色成分的吸收光谱中的成为峰值波长的600nm附近稍微长的波长的650nm附近设为测定波长。更具体而言，优选将测定波长设为属于630nm～680nm的范围的波长，更优选设为属于640nm～670nm的范围的波长，如本实施方式那样，特别优选设为650nm。作为这样的显色试剂的例子，优选四唑盐，例如最优选WST－4。
而且，在本实施方式中，使用呈色成分的吸收光谱中的峰值波长区域的半值全宽区域约为500nm～约700nm的显色试剂，但也可以使用峰值波长区域的半值全宽区域与该范围不同的显色试剂。但是，如上述那样，希望考虑血红蛋白的吸光特性，使基于血红蛋白的光吸收的吸光度较大的波长区域(600nm以下)和呈色成分的吸收光谱中的测定波长不重叠。
以下，对用于推定作为本实施方式的测定波长的650nm中的呈色成分的吸光度的方法进行说明。成分测定装置1分别实测与测定波长(650nm)不同的四个第二规定波长λ2～第五规定波长λ5下的混合物X的吸光度，并使用该四个第二实测值D2～第五实测值D5、和预先决定的修正系数数据86，来修正测定波长下的混合物X的吸光度的第一实测值D1，推定测定波长下的呈色成分的吸光度。本实施方式的测定波长是上述的第一规定波长λ1。
具体地，作为上述的四个第二实测值D2～第五实测值D5，成分测定装置1利用与作为测定波长的第一规定波长λ1相比长波长侧的两个第二规定波长λ2以及第三规定波长λ3各自的混合物X的吸光度的两个第二实测值D2以及第三实测值D3、和与作为测定波长的第一规定波长λ1相比短波长侧的两个第四规定波长λ4以及第五规定波长λ5各自的混合物X的吸光度的两个第四实测值D4以及第五实测值D5。
更具体而言，作为上述的四个第二实测值D2～第五实测值D5，利用与作为测定波长的第一规定波长λ1相比长波长侧、且属于总吸光度中由血球成分等的光散射所造成的影响支配的波长区域的两个第二规定波长λ2以及第三规定波长λ3各自的混合物X的吸光度的两个第二实测值D2以及第三实测值D3、和与作为测定波长的第一规定波长λ1相比短波长侧、且属于总吸光度中由血红蛋白的光吸收所造成的影响较大的波长区域的两个第四规定波长λ4以及第五规定波长λ5各自的混合物X的吸光度的两个第四实测值D4以及第五实测值D5。
换言之，成分测定装置1利用属于比与作为测定对象的呈色成分的吸收光谱中的峰值波长区域的半值全宽区域对应的波长范围(在本实施方式中，为500～700nm)的测定波长长的波长区域的、例如属于与波长范围W3相比长波长侧的长波长区域W1的第二规定波长λ2以及第三规定波长λ3各自的混合物X的吸光度，作为上述的第二实测值D2以及第三实测值D3。
另外，成分测定装置1利用属于比与作为测定对象的呈色成分的吸收光谱中的峰值波长区域的半值全宽区域对应的波长范围(500～700nm)的测定波长短的波长区域的、例如属于比波长范围W3短的波长侧的短波长区域W2的第四规定波长λ4以及第五规定波长λ5各自的混合物X的吸光度亦即第四实测值D4以及第五实测值D5，作为上述的第四实测值D4以及第五实测值D5。
成分测定装置1的吸光度获取部78获取上述的第一实测值D1～第五实测值D5。具体而言，从发光部66的第一光源67～第五光源68d对混合物X照射包含第一规定波长λ1～第五规定波长λ5各自的发光波长的照射光。而且，受光部72接受每个照射光中透过混合物X的透过光。而且，运算部60根据照射光和透过光的关系来计算各波长下的混合物X的吸光度，并将各波长下的混合物X的吸光度亦即第一实测值D1～第五实测值D5作为实测值数据85而储存至存储器62。成分测定装置1的吸光度获取部78能够从存储器62获取实测值数据85。吸光度获取部78获取第一实测值D1～第五实测值D5的手段并不限于上述的手段，可以通过各种公知的手段获取。
而且，成分测定装置1的吸光度修正部84使用第二实测值D2～第五实测值D5来修正第一实测值D1，推定作为测定波长的第一规定波长λ1(在本例中，为650nm)下的呈色成分的吸光度。
特别是从图10以及图11可知，在由血球成分等的光散射支配的长波长区域W1中，混合物X的吸收光谱大致为直线状，所以如果能够获取第二规定波长λ2下的吸光度亦即第二实测值D2、和第三规定波长λ3下的吸光度亦即第三实测值D3，则通过求出第二实测值D2与第三实测值D3之间的斜率，可以在某种程度上推定作为测定波长的第一规定波长λ1中的、由呈色成分引起的吸光度以外的以干扰因素(噪声)为起因的吸光度。成分测定装置1除了基于血液中的血球成分等的光学特性之外，还可以考虑红血球中的还原血红蛋白与氧化血红蛋白的比率来计算血液中的葡萄糖浓度。因此，在成分测定装置1中，能够通过利用根据还原血红蛋白与氧化血红蛋白的比率所选择的两个波长(第四规定波长以及第五规定波长)来进行精度高的修正。
具体地，作为第四规定波长λ4，使用还原血红蛋白与氧化血红蛋白的吸收系数的差为第一规定值以下的波长，并且，作为第五规定波长λ5，使用还原血红蛋白与氧化血红蛋白的吸收系数的差大于上述的第一规定值的波长。更具体地，作为第四规定波长λ4，使用氧化血红蛋白的吸收系数相对于还原血红蛋白的吸收系数的比率(参照图13)为作为规定的阈值的第一阈值以上的波长，并且，作为第五规定波长λ5，使用氧化血红蛋白的吸收系数相对于还原血红蛋白的吸收系数的比率小于上述的第一阈值的波长。换言之，作为第四规定波长λ4以及第五规定波长λ5，利用氧化血红蛋白的吸收系数相对于还原血红蛋白的吸收系数的比率为第一阈值以上的波长以及小于第一阈值的波长这两个波长。由此，在上述的吸光度修正部84使用第二实测值D2～第五实测值D5来修正第一实测值D1时，能够进行考虑到还原血红蛋白与氧化血红蛋白的比率的、精度更高的修正。
作为根据还原血红蛋白与氧化血红蛋白的比率所选择的两个波长，优选基于还原血红蛋白与氧化血红蛋白的比率的血红蛋白的光吸收的差较大的两个波长。因此，在本实施方式中，作为第四规定波长λ4，利用氧化血红蛋白的吸收系数相对于还原血红蛋白的吸收系数的比率为0.8以上的波长，即属于520nm～550nm的范围的波长，或者属于565nm～585nm的范围的波长。另外，作为第五规定波长λ5，优选利用氧化血红蛋白的吸收系数相对于还原血红蛋白的吸收系数的比率小于0.8的波长，即属于大于550nm且小于565nm的范围的波长，或者属于大于585nm且小于600nm的范围的波长。但是，为了能够同时推定血红蛋白整体的量、血细胞比容值，作为第四规定波长λ4，优选使用还原血红蛋白的吸收系数和氧化血红蛋白的吸收系数相等的波长，即在本实施方式中，使用530nm附近、545nm附近、570nm附近或者580nm附近的波长，更特别优选使用从血红蛋白整体的吸收系数较大的540～545nm的范围选出的波长。另外，作为第五规定波长λ5，更优选即使在大于550nm且小于565nm的范围内吸收系数的差也最大的560nm附近，或者即使在大于585nm且小于600nm的范围内吸收系数的差也最大的590nm附近。
这样，在根据还原血红蛋白与氧化血红蛋白的比率而血红蛋白整体的光吸收较大地变动的短波长区域W2中，通过利用血红蛋白整体的光吸收的差较大的第四规定波长λ4以及第五规定波长λ5，能够加上还原血红蛋白与氧化血红蛋白的比率精度良好地推定作为测定波长的第一规定波长λ1(在本实施方式中，为650nm)下的噪声的吸光度。因此，根据成分测定装置1，能够精度良好地进行作为测定波长的第一规定波长λ1下的呈色成分的吸光度，还能够精度良好地进行被测定成分的测定(在本实施方式中，为葡萄糖的浓度测定)。
在本实施方式中，仅将第四规定波长λ4以及第五规定波长λ5设为较大地考虑了还原血红蛋白与氧化血红蛋白的比率的影响的波长，但更优选除了第四规定波长λ4以及第五规定波长λ5之外，第二规定波长λ2以及第三规定波长λ3也利用同样的波长。
具体而言，作为由血球成分等的光散射支配的长波长区域W1中的第二规定波长λ2，使用还原血红蛋白与氧化血红蛋白的吸收系数的差为第二规定值以下的波长，并且，同样地，作为长波长区域W1中的第三规定波长λ3，使用大于第二规定值的波长。更具体地，作为第二规定波长λ2，优选使用氧化血红蛋白的吸收系数相对于还原血红蛋白的吸收系数的比率为上述的第一阈值以上且为第二阈值以下的波长，并且同样地，作为长波长区域W1中的第三规定波长λ3，优选使用氧化血红蛋白的吸收系数相对于还原血红蛋白的吸收系数的比率小于上述的第一阈值的波长，或者大于第二阈值的波长。第二阈值是指大于第一阈值的另一规定的阈值。换句话说，作为第二规定波长λ2以及第三规定波长λ3，优选利用处于氧化血红蛋白的吸收系数相对于还原血红蛋白的吸收系数的比率不同的范围的两个波长。由此，在上述的吸光度修正部84使用第二实测值D2～第五实测值D5来修正第一实测值D1时，能够进行还考虑到还原血红蛋白与氧化血红蛋白的比率的精度高的修正。
特别是在长波长区域W1中，是由血球成分等的光散射所造成的影响支配的，但也与被测定成分的测定波长相同程度地包含血红蛋白的光吸收所造成的影响，所以作为第二规定波长λ2以及第三规定波长λ3，优选利用血红蛋白的光吸收根据还原血红蛋白与氧化血红蛋白的比率比较大地变化的两个波长。
因此，在本实施方式中，作为第二规定波长λ2，优选利用属于氧化血红蛋白的吸收系数相对于还原血红蛋白的吸收系数的比为0.8以上且1.5以下的范围的波长，优选利用属于790nm～850nm的范围的波长。但是，作为第二规定波长λ2，特别优选从在长波长区域W1中比较大地显出血红蛋白的光吸收的、还原血红蛋白的吸收系数和氧化血红蛋白的吸收系数相等的波长附近选择，在本实施方式中，特别优选使用从800～810nm的范围选出的波长。
而且，第三规定波长λ3是长波长区域W1，第三规定波长λ3下的总吸光度所包含的呈色成分的吸光度为测定波长下的总吸光度所包含的呈色成分的吸光度的10％以下，优选为6％以下，更优选为3％以下，还优选实际成为0％的波长。换言之，特别优选利用成为呈色成分的吸收光谱的峰值波长区域的长波长侧的末端的波长以上的波长。由此，能够排除呈色成分的光吸收的影响，更准确地推定由长波长区域W1中的血球成分等的光散射所造成的影响支配的噪声。因此，在本实施方式中，作为第三规定波长λ3，更优选利用属于725nm以上且小于790nm的范围的波长。而且，作为第三规定波长λ3，最优选更接近测定波长的波长，所以作为第三规定波长λ3，特别优选利用呈色成分的吸光度为零的波长，即，成为呈色成分的吸收光谱的峰值波长区域的长波长侧的末端的波长。因此，在本实施方式中，特别优选将755nm设为第三规定波长λ3。上述的“总吸光度所包含的呈色成分的吸光度”的“总吸光度”意味着混合物整体的吸光度。另外，上述的“总吸光度所包含的呈色成分的吸光度”的“呈色成分的吸光度”意味着通过血液中的被测定成分和试剂中的显色试剂进行呈色反应而产生的反应物的吸光度，即混合物中的呈色成分出自的吸光度。
如以上那样，成分测定装置1能够使用第二规定波长λ2～第五规定波长λ5各自的混合物X的吸光度的实测值亦即第二实测值D2～第五实测值D5来修正测定波长下的混合物X的吸光度的实测值亦即第一实测值D1，并推定测定波长下的呈色成分的吸光度。
以下，对成分测定装置1的吸光度修正部84的修正手法进行说明。
如上述那样，在成分测定装置1的存储器62中储存由测定光学系统64测定出的第一规定波长λ1～第五规定波长λ5各自的混合物X的吸光度亦即第一实测值D1～第五实测值D5的实测值数据85、与第二规定波长λ2～第五规定波长λ5各自的混合物X的吸光度相关的一组修正系数数据86、以及表示利用修正系数数据86对通过第一规定波长λ1实测出的混合物X的吸光度进行修正而获得的混合物X中的呈色成分的吸光度与各种物理量的关系的标准线数据90。
吸光度修正部84基于存储器62中储存的实测值数据85以及修正系数数据86来计算作为测定波长的第五波长λ5下的呈色成分的吸光度。
修正系数数据86使用以下的[数1]所示的式子，通过预先实施的回归分析来导出。
[数1]
B(λ1)＝b0+b1*B(λ2)+b2*B(λ3)+b3*B(λ4)+b4*B(λ5)
B(λ)意味着波长λ下的呈色成分的吸光度以外的以干扰因素(噪声)为起因的吸光度，使用多种血液检体，并通过上述[数1]所示的式子进行回归计算，导出系数b0、b1、b2、b3以及b4。具体地，在本实施方式中，基于上述的第二规定波长λ2～第五规定波长λ5的选定基准，作为第二规定波长λ2而使用810nm，作为第三规定波长λ3而使用750nm，作为第四规定波长λ4而使用545nm，作为第五规定波长λ5而使用560nm。另外，多种血液检体以成分组成不同的六种血液检体为基础，准备血细胞比容值分别被调整为10％～70％的范围的血液检体，进行调整后的血液检体的吸收光谱测定，并使用回归分析来导出系数b0、b1、b2、b3以及b4。另外，本次进行的观测数总共为766次。而且，基于导出的这些系数b0～b4来导出与第二规定波长λ2～第五规定波长λ5各自的混合物X的吸光度相关的一组修正系数。通过使用包含该修正系数的修正系数数据86，能够根据545nm、560nm、750nm、810nm的混合物X的吸光度的实测值来修正作为测定波长的650nm的混合物X的吸光度的实测值，并推定650nm下的呈色成分的吸光度。
此处，通过上述回归计算所获得的系数b0～b4分别能够决定为测定系统固有的值，并不是根据血细胞比容值而不同的值。因此，根据血细胞比容值，使用于回归计算的B(λ2)～B(λ5)的数值(实测值)变动。
图14是表示在上述的回归计算中，测定波长下的呈色成分以外的以干扰因素(噪声)为起因的吸光度亦即噪声量(以下，记载为“噪声吸光度”)中的、长波长区域W1的实测值的影响度(在图14中记为“W1”)、和短波长区域W2的实测值的影响度(在图14中记为“W2”)的图表。此处所说的“影响度”意味着数据的占有率。如图14所示，若考察通过上述的回归计算所得到的实测数据的结果，则在使用第二实测值D2～第五实测值D5来推定作为测定波长的第一规定波长λ1下的噪声吸光度时，长波长区域W1的第二规定波长λ2以及第三规定波长λ3下的第二实测值D2以及第三实测值D3随着血细胞比容值从10％增大到70％，影响度从92％减少到90％(参照图14的“W1”)。另一方面，短波长区域W2的第四规定波长λ4以及第五规定波长λ5下的第四实测值D4以及第五实测值D5随着血细胞比容值从10％增大到70％，而影响度从8％增加到10％(参照图14的“W2”)。这样，根据血细胞比容值所使用的长波长区域W1和短波长区域W2的影响度变化，由此能够更准确地推定测定波长下的噪声吸光度，结果能够更准确地推定测定波长下的呈色成分的吸光度。另外，在第二实测值D2～第五实测值D5包含呈色成分的吸收的情况下，需要对第二实测值D2～第五实测值D5进行修正计算，并计算噪声吸光度亦即B(λ)。
在成分测定装置1中，在作为第四规定波长λ4，而使用血红蛋白的光吸收所造成的影响压倒性地大的短波长区域W2、且还原血红蛋白的吸收系数和氧化血红蛋白的吸收系数相等的波长(在图12中，为530nm、545nm、570nm或者580nm)的情况下，可以根据该第四实测值D4，或者利用该第四实测值D4和使用了血球成分等的光散射所造成的影响较大的长波长区域W1且还原血红蛋白的吸收系数和氧化血红蛋白的吸收系数相等的波长(在图12中，为800nm)的第二实测值D2，来计算血细胞比容值。血细胞比容值可以根据存储器62中储存的血红蛋白的吸光度和血细胞比容值的标准线来计算。
接下来，对在上述的成分测定装置1中，基于包含血液中的血球成分等、尘埃等所引起的散射光的光学特性、和红血球中的还原血红蛋白与氧化血红蛋白的比率所推定出的、测定波长下的呈色成分的吸光度的精度相关的验证实验的结果进行说明。检体(n＝766)使用将各血液调制成血细胞比容值为10％、20％、30％、40％、50％、60％、70％而成的检体。
图15的(a)是表示在作为上述的第二规定波长λ2而使用810nm，作为第三规定波长λ3而使用750nm，作为第四规定波长λ4而使用545nm，作为第五规定波长λ5而使用560nm，作为测定波长亦即第一规定波长λ1而使用650nm的情况下，通过成分测定装置1的上述成分测定方法所计算的测定波长下的噪声吸光度的计算值、和该测定波长下的噪声吸光度的真值的误差的图表。在本实施例中，第三规定波长λ3下的总吸光度所包含的呈色成分的吸光度相当于测定波长下的总吸光度所包含的呈色成分的吸光度的3％。与此相对，图15的(b)是表示作为比较例，仅使用上述的第二规定波长λ2～第五规定波长λ5中810nm以及750nm这两个并通过同样的手法所计算出的、测定波长(650nm)下的噪声吸光度的计算值、和该测定波长下的噪声吸光度的真值的误差的图表。
对于图15的(a)所示的误差，标准误差的2倍为0.0058，而对于图15的(b)所示的误差，标准误差的2倍为0.0109(未图示)，可知图15的(a)所示的误差小于图15的(b)所示的误差。换句话说，根据由本实施方式的成分测定装置1执行的上述的成分测定方法，与仅根据长波长区域W1的两个波长(在本验证实验中，为810nm以及750nm)推定出的测定波长下的呈色成分的吸光度相比，能够推定出精度高的吸光度。在本实施例中，在设为血细胞比容40％时，吸光度误差0.001在血糖值上相当于1[mg/dL]的误差。使用了该成分测定方法的成分测定装置1能够针对血细胞比容10％～70％的宽度较宽的血细胞比容值的血液使血糖值测定误差减少。
最后，参照图16，对上述的成分测定装置1的成分测定方法进行总结说明。图16是表示由成分测定装置1执行的成分测定方法的流程图。
该成分测定方法包括：获取作为测定波长的第一规定波长λ1下的混合物X的吸光度亦即第一实测值D1、第二规定波长λ2下的混合物X的吸光度亦即第二实测值D2、第三规定波长λ3下的混合物X的吸光度亦即第三实测值D3、第四规定波长λ4下的混合物X的吸光度亦即第四实测值D4、以及第五规定波长λ5下的混合物X的吸光度亦即第五实测值D5的步骤S1、利用第一实测值D1～第五实测值D5的至少一个来计算血细胞比容值的步骤S2、使用第二实测值D2～第五实测值D5以及通过回归计算而得到的修正系数对第一实测值D1进行修正，并获取作为测定波长的第一规定波长λ1下的呈色成分的吸光度的步骤S3、和根据作为测定波长的第一规定波长λ1下的呈色成分的吸光度和计算出的血细胞比容值来计算血液中的被测定成分的步骤S4。
在步骤S1中，如上述那样，使用测定光学系统64的发光部66以及受光部72来获取第一实测值D1～第五实测值D5。在本实施方式中，在步骤S2中，基于第四实测值D4，或者基于第四实测值D4以及第二实测值D2，来计算血细胞比容值。具体而言，在步骤S2中，根据第四实测值D4，或者，根据第四实测值D4以及第二实测值D2来推定血红蛋白的吸光度，并计算血细胞比容值。并且，在第四实测值D4中包含呈色成分的吸收，或者，在第四实测值D4以及第二实测值D2中包含呈色成分的吸收的情况下，分别根据对第四实测值D4，或者，第四实测值D4以及第二实测值D2进行减去呈色成分的吸收量的修正计算所获取到的修正值，来计算血细胞比容值。在本实施方式中，根据存储器62中储存的表示混合物X中的血红蛋白的吸光度和血细胞比容值的关系的标准线来计算血细胞比容值。在步骤S3中，实际上使用第二实测值D2～第五实测值D5以及通过回归计算而得到的修正系数来修正第一实测值D1，推定并获取测定波长下的呈色成分的吸光度。最后，在步骤S4中，根据获取到的作为测定波长的第一规定波长λ1下的呈色成分的吸光度和计算出的血细胞比容值，并使用表示与葡萄糖浓度的关系的标准线来计算葡萄糖浓度。
此处，对测定试剂22使用与上述的显色试剂不同的其它显色试剂的情况进行说明。上述的测定试剂22是葡萄糖脱氢酶(GDH)、四唑盐(WST－4)以及电子介体的混合试剂，但此处，代替四唑盐(WST－4)，而包含[化1]所示的四唑盐A。在式中，X＝Na。
[化1]
图17是表示将葡萄糖浓度为300mg/dL的葡萄糖水用作检体的情况下的、上述的测定试剂22所包含的显色试剂亦即WST－4的呈色成分的吸收光谱(在图17中，记为“呈色成分1”)、和在此处进行说明的测定试剂22所包含的显色试剂亦即四唑盐A的呈色成分的吸收光谱(在图17中，记为“呈色成分2”)的图。
如图17所示，四唑盐A的呈色成分的吸收光谱与WST-4的呈色成分的吸收光谱相比较，具有更大且更明显的吸收峰值。因此，如果利用包含四唑盐A的测定试剂22的吸收峰值，则与利用包含WST－4的测定试剂22的吸收峰值的情况相比，容易检测表示呈色成分的吸光度的信号，能够减少被测定成分的测定误差。另外，由于四唑盐A的峰值波长在650nm附近，所以与上述的例子同样地，能够利用650nm作为测定波长亦即第一规定波长λ1。但是，如图17所示，四唑盐A的峰值波长区域向比WST-4的峰值波长区域长的波长侧偏移。因此，若利用与在上述的例子中所使用的第三规定波长λ3相同的波长，则较大地受到四唑盐A的光吸收所造成的影响，所以容易产生被测定成分的测定误差。
因此，在作为显色试剂而使用包含四唑盐A的测定试剂22的情况下，作为第三规定波长λ3，利用属于难以受到显色试剂的光吸收的影响的波长范围的波长。具体地，使用包含四唑盐A的测定试剂22的情况下的第三规定波长λ3设为在长波长区域W1且第三规定波长λ3下的总吸光度所包含的呈色成分的吸光度为测定波长下的总吸光度所包含的呈色成分的吸光度的10％以下，优选6％以下，更优选3％以下，还优选实际为0％的波长。因此，在本例中，在将作为测定波长的第一规定波长λ1设为650nm的情况下，优选利用790nm以上的波长，更优选利用810nm以上的波长，还优选利用830nm以上的波长，特别优选利用920nm以上的波长。
但是，若考虑到实际上所使用的LED元件等通用的光源的特性，则优选是950nm以下的波长，更优选是940nm以下。
对于第一规定波长λ1、第二规定波长λ2、第四规定波长λ4以及第五规定波长λ5，能够利用与在上述的例子中所示出的波长范围同样的波长范围。而且，如果使用第一规定波长λ1～第五规定波长λ5来执行与上述的例子同样的成分测定方法，则能够进行与基于血液中的血球成分等的光学特性、和红血球中的还原血红蛋白与氧化血红蛋白的比率对应的修正，所以能够获得精度高的测定结果。
此处，在假设使用包含四唑盐A的测定试剂22后，基于上述的第二规定波长λ2～第五规定波长λ5的选定基准，作为第二规定波长λ2而使用810nm，作为第三规定波长λ3而使用900nm，作为第四规定波长λ4而使用545nm，作为第五规定波长λ5而使用560nm，使用在上述的例子中所示出的[数1]的式子来执行回归分析。回归分析的手法与在上述的例子中所示出的手法相同。
图18是表示在该回归计算中，测定波长下的噪声吸光度中的、长波长区域W1的实测值的影响度(在图18中记为“W1”)、和短波长区域W2的实测值的影响度(在图18中记为“W2”)的图表。此处所说的“影响度”与上述同样地意味着数据的占有率。如图18所示，若考察通过上述的回归计算而得到的实测数据的结果，则可知能够得到与上述的例子同样的结果。具体地，在使用第二实测值D2～第五实测值D5来推定测定波长下的噪声吸光度时，长波长区域W1的第二规定波长λ2以及第三规定波长λ3下的第二实测值D2以及第三实测值D3随着血细胞比容值从10％增大到70％，而影响度从90％减少到88％(参照图18的“W1”)。另一方面，短波长区域W2的第四规定波长λ4以及第五规定波长λ5下的第四实测值D4以及第五实测值D5随着血细胞比容值从10％增大到70％，而影响度从10％增加到12％(参照图18的“W2”)。这样，根据血细胞比容值所使用的长波长区域W1和短波长区域W2的影响度变化，由此能够更准确地推定测定波长下的噪声吸光度，结果能够更准确地推定测定波长下的呈色成分的吸光度。在第二实测值D2～第五实测值D5包含呈色成分的吸收的情况下，需要对第二实测值D2～第五实测值D5进行修正计算，计算噪声吸光度亦即B(λ)。
接下来，对使用包含四唑盐A的显色试剂后，基于血液中的血球成分等的光学特性、和红血球中的还原血红蛋白与氧化血红蛋白的比率，所推定出的、测定波长下的呈色成分的吸光度的推定精度的验证实验的结果进行说明。检体(n＝766)使用了将各血液调制为血细胞比容值为10％、20％、30％、40％、50％、60％、70％而成的检体。
图19的(a)是表示在将作为上述的第二规定波长λ2而使用810nm，作为第三规定波长λ3而使用900nm，作为第四规定波长λ4而使用545nm，作为第五规定波长λ5而使用560nm，作为测定波长亦即第一规定波长λ1而使用650nm的情况下，通过成分测定装置1的上述成分测定方法所计算出的测定波长下的噪声吸光度的计算值、和该测定波长下的噪声吸光度的真值的误差的图表。在本例中，第三规定波长λ3下的总吸光度所包含的呈色成分的吸光度相当于测定波长下的总吸光度所包含的吸光度的1％。与此相对，图19的(b)是表示作为比较例，仅使用上述的第二规定波长λ2～第五规定波长λ5中810nm以及900nm这两个并通过同样的手法所计算出的、测定波长(650nm)下的噪声吸光度的计算值、和该测定波长下的噪声吸光度的真值的误差的图表。
对于图19的(a)所示的误差，标准误差的2倍为0.0085，而对于图19的(b)所示的误差，标准误差的2倍为0.0140(未图示)，可知图19的(a)所示的误差小于图19的(b)所示的误差。换句话说，不管显色试剂的种类，根据由成分测定装置1执行的成分测定方法，与仅根据长波长区域W1的两个波长(在本验证实验中，为810nm以及900nm)所推定出的测定波长下的呈色成分的吸光度相比，能够以高的精度推定吸光度。在本例中，设为血细胞比容40％时，吸光度误差0.002在血糖值上相当于1[mg/dL]的误差。使用了该成分测定方法的成分测定装置1能够针对血细胞比容10％～70％的宽度较宽的血细胞比容值的血液使血糖值测定误差减少。
如上述那样，在本例中所使用的第三规定波长λ3为900nm，属于比在上述的例子所使用的作为第三规定波长λ3的750nm长的波长侧的波长区域。因此，使用包含四唑盐A的测定试剂22的情况下的第三规定波长λ3的值与使用包含WST－4的测定试剂22的情况下的第三规定波长λ3的值相比较，远离作为测定波长的650nm。因此，在该观点下，成为容易产生测定误差的条件。然而，如图17所示，四唑盐A与WST－4相比，吸收峰值较大，所以更容易检测表示呈色成分的吸光度的信号。根据该信号的强度，能够抑制第三规定波长λ3远离测定波长所造成的测定误差的增加。结果即使利用远离测定波长的第三规定波长λ3，也能够减小被测定成分的测定误差。
本发明所涉及的成分测定装置以及成分测定装置组并不限于上述的实施方式的具体的记载，在不脱离本发明的保护范围所记载的发明的主旨的范围中能够进行各种变更。在上述的实施方式中，作为被测定成分亦即葡萄糖的测定，测定葡萄糖浓度，但并不限于浓度，也可以测定其它的物理量。另外，在上述的实施方式中，作为血液中的被测定成分，例示出血浆成分中的葡萄糖，但并不限于此，也可以例如将血液中的胆固醇、糖类、酮体、尿酸、荷尔蒙、核酸、抗体、抗原等设为被测定成分。因此，成分测定装置并不限于血糖值测定装置。而且，在上述的实施方式中，设为接受透过成分测定芯片2的透过光的受光部72，但也可以设为接受从成分测定芯片2反射的反射光的受光部。在上述的实施方式中，不具有分离血液的工序，而测定全血中的血糖值，但也可以将过滤血液并将血球成分或尘埃等除去一部分后的血液设为测定对象，也可以使用使血球溶解的药剂，将在芯片2内溶血后的血液设为测定对象。在分离血液的工序中，也可以不考虑血液，而设为全血，分为与测定试剂22进行反应的测定用区域和进行修正的修正区域，并分别计算。
工业上的利用可能性
本发明涉及成分测定装置以及成分测定装置组。
附图标记的说明
1：成分测定装置、2：成分测定芯片、10：壳体、10a：主体部、10b：芯片安装部、11：显示部、12：取下杆、13：电源按钮、14：操作按钮、21：基底部件、22：测定试剂(试剂)、23：流路、23a：空隙、24：供给部、25：罩部件、26：弹出销、60：运算部、62：存储器、63：电源电路、64：测定光学系统、66：发光部、67：第一光源、68a：第二光源、68b：第三光源、68c：第四光源、68d：第五光源、69a：第一光圈部、69b：第二光圈部、70：发光控制电路、72：受光部、74：受光控制电路、76：测定指示部、77：浓度测定部、78：吸光度获取部、80：支架部件、84：吸光度修正部、85：实测值数据、86：修正系数数据、90：标准线数据、100：成分测定装置组、D1：第一实测值、D2：第二实测值、D3：第三实测值、D4：第四实测值、D5：第五实测值、S：芯片安装空间、SL1～SL5：光源的照射位置、T1：光源与第一光圈部之间的距离、T2：光源与受光部之间的距离、T3：混合物与第一光圈部之间的距离、T4：光源与第二光圈部之间的距离、W1：长波长区域、W2：短波长区域、W3：与半值全宽区域对应的波长范围、X：混合物、λ1：第一规定波长、λ2：第二规定波长、λ3：第三规定波长、λ4：第四规定波长、λ5：第五规定波长。

Claims (11)

1.一种成分测定装置，其是根据混合物的光学特性来测定血液中的被测定成分的成分测定装置，所述混合物包含通过所述血液中的被测定成分和试剂的呈色反应而生成的呈色成分，具备：
第一光源，发出向所述混合物照射的第一规定波长的照射光；以及
第二光源，发出向所述混合物照射的第二规定波长的照射光，所述第二规定波长的照射光被用于推定通过所述第一光源的照射光而测定的所述混合物的吸光度的实测值所包含的所述呈色成分以外的噪声量，
所述第一光源以及所述第二光源沿着所述血液的流路中的所述混合物的位置处的与所述血液的流动方向正交的流路宽度方向被排列配置。
2.根据权利要求1所述的成分测定装置，其中，
来自所述第一光源的照射光的在所述混合物中的第一照射位置、和来自所述第二光源的照射光的在所述混合物中的第二照射位置在所述流路宽度方向上至少一部分重叠。
3.根据权利要求1或2所述的成分测定装置，其中，
所述成分测定装置还具备第三光源，所述第三光源发出向所述混合物照射的第三规定波长的照射光，所述第三规定波长的照射光被用于推定所述噪声量，
所述第一光源、所述第二光源以及所述第三光源以所述第一光源为中央沿着所述流路宽度方向被排列配置。
4.根据权利要求3所述的成分测定装置，其中，
所述第一照射位置和来自所述第三光源的照射光的在所述混合物中的第三照射位置在所述流路宽度方向上至少一部分重叠。
5.根据权利要求3或4所述的成分测定装置，其中，
所述第二照射位置以及所述第三照射位置在所述流路宽度方向上至少一部分重叠。
6.根据权利要求3至5中的任一项所述的成分测定装置，其中，
所述成分测定装置具备第四光源，所述第四光源发出向所述混合物照射的第四规定波长的照射光，所述第四规定波长的照射光被用于推定所述噪声量，
所述第一光源以及所述第四光源沿着所述流动方向被排列配置。
7.根据权利要求6所述的成分测定装置，其中，
所述成分测定装置具备第五光源，所述第五光源发出向所述混合物照射的第五规定波长的照射光，所述第五规定波长的照射光被用于推定所述噪声量，
所述第一光源、所述第四光源以及所述第五光源以所述第一光源为中央沿着所述流动方向被排列配置。
8.根据权利要求1至7中的任一项所述的成分测定装置，其中，
所述成分测定装置还具备：
受光部，夹着位于所述流路的所述混合物而与所述第一光源以及所述第二光源对置，接收来自所述第一光源以及所述第二光源的照射光中透过所述混合物的透过光；以及
光圈部，位于所述混合物与所述受光部之间，对透过了所述混合物的透过光中到达所述受光部的光量进行调整。
9.根据权利要求8所述的成分测定装置，其中，
在将所述光圈部设为第一光圈部的情况下，
所述成分测定装置还具备第二光圈部，所述第二光圈部位于所述第一光源及所述第二光源与所述混合物之间，对从所述第一光源以及所述第二光源到达所述混合物的光量进行调整。
10.根据权利要求1至9中的任一项所述的成分测定装置，其中，
能装卸划分所述流路的成分测定芯片，
在安装有所述成分测定芯片的状态下，所述第一光源以及所述第二光源沿着所述流路宽度方向被排列配置。
11.一种成分测定装置组，具备：
成分测定芯片，划分血液流动的流路，并被配置有包括在所述流路中与所述血液中的被测定成分进行呈色反应而生成呈色成分的显色试剂的试剂；以及
成分测定装置，所述成分测定芯片被安装于所述成分测定装置，所述成分测定装置根据混合物的光学特性来测定所述血液中的所述被测定成分，所述混合物包含所述流路中通过呈色反应而生成的所述呈色成分，
所述成分测定装置具备：
第一光源，发出向处于安装状态的所述成分测定芯片的所述流路中的所述混合物照射的第一规定波长的照射光；以及
第二光源，发出第二规定波长的照射光，所述第二规定波长的照射光向处于安装状态的所述成分测定芯片的所述流路中的所述混合物照射，且所述第二规定波长的照射光被用于推定通过所述第一光源的照射光所测定的所述混合物的吸光度的实测值包含的所述呈色成分以外的噪声量，
所述第一光源以及所述第二光源沿着处于安装状态的所述成分测定芯片的所述流路中的所述混合物的位置处的与所述血液的流动方向正交的流路宽度方向被排列配置。
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