JP2014238263A

JP2014238263A - 血液成分分析装置

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Publication number: JP2014238263A
Application number: JP2011216185A
Authority: JP
Inventors: 朋弘池田; Tomohiro Ikeda
Original assignee: Terumo Corp
Current assignee: Terumo Corp
Priority date: 2011-09-30
Filing date: 2011-09-30
Publication date: 2014-12-18
Also published as: TW201315991A; WO2013047565A1

Abstract

【課題】受光量が外乱光の影響で変動する場合でも、血糖を正確に測定することができる血液成分分析装置を提供する。【解決手段】発光手段は、試験片に向けてパルス光を発光する。受光手段は、試験片で反射された光を電気信号に変換する。フィルタリング手段は、電気信号の交流成分を抑制した電気信号を生成する。差動増幅手段は、フィルタリング手段による濾波前の電気信号と濾波後の電気信号とを差動増幅する。第１サンプリング手段は、パルス光の消灯中での出力信号の信号レベルを第１タイミングで取得し、パルス光の発光中での出力信号の信号レベルを第２タイミングで取得する。基線変動レベル算出手段は、第１タイミングで取得した信号レベルに基づいて、出力信号の基線の変動レベルを算出する。血液成分量算出手段は、第１タイミングおよび第２タイミングで取得した出力信号の信号レベルと、基線の変動レベルとに基づいて成分の量を算出する。【選択図】図１

Description

本発明は、血液成分分析装置に関する。

近年、血糖測定装置など血液成分分析装置の小型化および軽量化に伴って、使用者が携行して屋外で血液成分分析装置を使用する機会が増加している。しかし、光学式の血液成分分析装置は、屋外での使用において外乱光による影響を強く受ける場合がある。光学的に血糖を測定する血糖測定装置を例にとると、屋外で血糖を測定する際、太陽光、照明、自動車のヘッドライトなどの外乱光の影響により測定誤差が生じる場合がある。外乱光による測定誤差を軽減する技術としては、下記の特許文献１の光学測定装置が知られている。特許文献１の光学測定装置では、発光素子が消灯中であるときの受光素子の受光量を基準値と定義し、発光素子が発光中であるときの受光量から上記基準値を差し引くことにより、外乱光の影響による測定誤差を軽減している。

特開２００８−２３２６６２号公報

しかしながら、上記の特許文献１の光学測定装置では、発光素子を発光および消灯させている間に受光素子の受光量が大きく変動した場合、上記基準値が実際の受光素子の受光量と乖離してしまうおそれがある。このように、受光素子の受光量が大きく変動してしまう場合には、上記の特許文献１の光学測定装置のように、発光素子が消灯中であるときの受光素子の受光量を単純に平均して基準値を算出するのでは、血糖を正確に測定することは難しい。

本発明は、上述した問題を解決するためのなされたものである。したがって、本発明の
目的は、受光素子の受光量が外乱光の影響で突発的に大きく変動する場合でも、血液成分量を正確に測定することができる光学式の血液成分分析装置を提供することである。

本発明の上記目的は、下記の手段によって達成される。

本発明の血液成分分析装置は、血液に含まれる成分と反応する試薬の発色度合いに基づいて前記成分を分析する血液成分分析装置であって、発光手段と、受光手段と、フィルタリング手段と、差動増幅手段と、第１サンプリング手段と、基線変動レベル算出手段と、血液成分量算出手段と、を有する。発光手段は、血液が付着した試験片に向けてパルス光を発光する。受光手段は、パルス光が試験片で反射された反射光を受光して電気信号に変換する。フィルタリング手段は、電気信号を濾波することによって電気信号の交流成分を抑制した濾波後の電気信号を生成する。差動増幅手段は、フィルタリング手段による濾波前の電気信号と濾波後の電気信号とを差動増幅して出力信号を取得する。第１サンプリング手段は、パルス光の消灯中での出力信号の信号レベルを第１タイミングで取得し、パルス光の発光中での出力信号の信号レベルを第１タイミングから所定時間経過後の第２タイミングで取得する。基線変動レベル算出手段は、第１タイミングで取得した信号レベルに基づいて、出力信号の基線の変動レベルを算出する。血液成分量算出手段は、第１タイミングおよび第２タイミングで取得した出力信号の信号レベルと、基線の変動レベルとに基づいて成分の量を算出する。

本発明によれば、発光素子をパルス状に連続発光させるとき、消灯時での差動増幅回路の出力信号の信号レベルと発光時での差動増幅回路の出力信号の信号レベルとの差分を差動増幅回路の出力信号の基線の変動レベルに応じて補正する。したがって、受光素子の受光量が外乱光の影響で突発的に大きく変動する場合でも、血液成分量を正確に測定することができる。

本発明の一実施の形態における血液成分分析装置を説明するための概略ブロック図である。図１に示す受光処理部の構成を説明する概略ブロック図である。図２に示すＩ／Ｖ変換回路の出力信号および差動増幅回路の出力信号のサンプリングを説明するための波形図である。本発明の一実施の形態における血液成分分析装置が血液成分量を算出する方法を説明するためのフローチャートである。図５（Ａ）は図２に示すＩ／Ｖ変換回路の出力信号を例示する波形図であり、図５（Ｂ）は図２に示す差動増幅回路の出力信号を例示する波形図である。図６（Ａ）は図５（Ｂ）のＣで示す期間を拡大した波形図であり、図６（Ｂ）は図５（Ｂ）のＤで示す期間を拡大した波形図である。サンプリングとサンプリングとの間で基線が大きく変動する場合を例示する波形図である。

以下、添付した図面を参照して本発明の血液成分分析装置の実施の形態を説明する。なお、図中、同一の部材には同一の符号を用いた。

（実施の形態）
図１は、本発明の一実施の形態における血液成分分析装置を説明するための概略ブロック図である。本実施の形態の血液成分分析装置は、発光素子をパルス状に連続発光させるとき、消灯時での差動増幅回路の出力信号の信号レベルと発光時での差動増幅回路の出力信号の信号レベルとの差分を差動増幅回路の出力信号の基線の変動レベルに応じて補正するものである。なお、以下では本実施の血液成分分析装置の主要部について説明し、従来の血液成分分析装置と同様の部分については説明を省略する。

本実施の形態では、血液に含まれるグルコースと反応する試薬の発色度合いに基づいて血糖値を測定する比色式血糖測定装置を例示して説明する。比色式血糖測定装置では、血液が付着した試験紙（試験片）に光を照射し、試験紙からの反射光を受光してグルコースと反応した試薬の発色の程度に基づいて血液に含まれるグルコース量を分析する。試験紙には、血液中のグルコースに反応して発色する試薬が含まれており、グルコース濃度が濃くなるほど試験紙の発色が濃くなる。この発色濃度の違いにより受光量が変化することを利用して血糖値を測定する。

図１に示すとおり、本実施の形態の血液成分分析装置（比色式血糖測定装置）１００は、装着部１１０、発光素子１２０、発光駆動部１３０、受光素子１４０、受光処理部１５０、操作部１６０、表示部１７０、演算制御部１８０を有する。以下、図１に示す各構成要素を順に説明する。

本実施の形態の血液成分分析装置１００では、試験紙１１１に血液が付着したことを検出して計時を開始し、所定時間経過後の吸光度に基づいて血糖値を算出する。血液を付着させる前の試験紙１１１は、白色に近い色であるため吸光度は小さい値を示す。一方、血液を付着させた後の試験紙１１１は、グルコースと試薬との反応が進行するにつれて発色して吸光度が増大する。このため、血糖値を算出する際の吸光度としては、グルコースと試薬との反応が完結した状態に近づき吸光度の増加率が所定値以内となったときの吸光度を採用することが望ましい。なお、試験紙１１１は、適当なホルダに保持された上で装着部１１０に着脱可能に装着される。装着部１１０は、血液成分分析装置１００の筺体（不図示）に設けられている。これにより試験紙１１１と、発光素子１２０および受光素子１４０との位置関係が定まる。

発光素子１２０は、発光手段として、試験紙１１１に向けて所定の間隔でパルス光を発光する素子である。発光素子１２０は、その発光面が試験紙１１１の方向を向くように血液成分分析装置１００の筺体内部に配置されている。発光素子１２０からの照射光は、図示されていないレンズによってスポット状に集光されて試験紙１１１を照射する。発光素子１２０は、たとえば、５００〜７２０ｎｍ程度の波長の範囲内で発光する発光ダイオード（ＬＥＤ）である。

本実施の形態では、発光素子１２０は、赤色発光ダイオードおよび緑色発光ダイオードを有する。赤色発光ダイオードは、赤色光を発光して、グルコースと発色試薬の反応で生じた色素による呈色濃度を測定するために使用される。また、緑色発光ダイオードは、緑色光を発光して血液中の血色素に基づいて、ヘマトクリット値を測定するために使用される。なお、赤色発光ダイオードおよび緑色発光ダイオードは、別々の素子として互いに近接して配置してもよいし、１つの素子として一体的に構成されてもよい。

発光駆動部１３０は、発光素子１２０に駆動信号を供給する駆動回路である。より具体的には、発光駆動部１３０は、演算制御部１８０の指示に基づいて発光素子１２０に所定のパルス幅、強度、および周期を有するパルス信号を供給する。発光素子１２０は、供給されたパルス信号に応じてこのパルス幅の期間だけ発光し、次のパルス信号の立ち上がりまで消灯することを繰り返す。パルス幅は、概ね１０〜１０００μｓの範囲内であり、好適には１２０μｓ程度である。また、周期は１〜１０ｍｓ程度であり、好適には赤色光および緑色光の各々について２ｍｓ程度である。なお、赤色光と緑色光は交互に発光されるのが好ましい。パルス幅、強度、および周期は、他の構成要素の設計条件に応じて適宜変更されうる。

受光素子１４０は、受光手段として、パルス光が試験紙１１１で反射された反射光を受光して電流信号（光電流）に変換する素子である。受光素子１４０は、その受光面が試験紙１１１の方向に向くように血液成分分析装置１００の筺体内に配置される。受光素子１４０は、たとえば、フォトダイオードである。

屋外で血液成分分析装置１００を作動させる場合、受光素子１４０には、パルス光が試験紙１１１で反射された反射光の他に主に太陽光、照明、自動車のヘッドライトなどの外乱光も入射する可能性がある。一般に太陽光、照明などの外乱光は、時間的に変動の小さい定常的な光であるので、１００Ｈｚ以下の低周波外乱光である。特に、太陽光は、時間的に変動の小さい光であり、その受光量の周波数が概ね０Ｈｚである。そのため、受光素子１４０は、反射光の信号成分が外乱光の直流成分によってバイアスされた電流信号を生成する。

しかしながら、屋外で血液成分分析装置１００を作動させる場合、使用環境によっては血液成分分析装置１００へ入射する光量が大きく変動する場合がある。たとえば、測定中に血液成分分析装置１００を動かすことによって、装着部１１０を太陽光や照明などの光源の方向に一瞬でも向けてしまうと、受光素子１４０が受光する光量が大きく変動する。また、自動車のヘッドライトなどの外乱光は、光源が移動するため、受光素子１４０が受光する光量が短時間に大きく変動しうる。

受光処理部１５０は、受光素子１４０で変換された電気信号を信号処理する回路である。より具体的には、受光処理部１５０は、受光素子１４０で変換された電気信号をローパスフィルタに通して、交流成分を抑制した信号を生成する。ここで、交流成分を抑制した信号は、外乱光による電圧上昇分として抽出されることになる。次いで、この電圧上昇分を電気信号から差し引くように差動増幅して出力信号を得る。この出力信号は、所定のタイミングでサンプリングされたのちディジタル信号に変換されて、演算制御部１８０に伝達される。受光処理部１５０の詳細については後述する。

操作部１６０は、操作者からの指示を演算制御部１８０に伝達する。操作部１６０は、たとえば押しボタンスイッチを有しており、血液成分分析装置１００の筐体に取り付けられる。操作者は、操作部１６０を介して血液成分分析装置１００の起動・停止、測定結果の表示などの指示をする。

表示部１７０は、演算制御部１８０で算出された血糖値を表示する。表示部１７０は、たとえば液晶表示パネルを有し、血液成分分析装置１００の筐体に取り付けられる。

演算制御部１８０は、血液成分分析装置１００の全体制御および血糖値の算出を実行する。より具体的には、演算制御部１８０は、たとえばＣＰＵ、メモリ、通信回路などを含む周辺回路を備えており、発光駆動部１３０、受光処理部１５０、操作部１６０、および表示部１７０と電気的に接続されている。演算制御部１８０は、操作部１６０を介して入力される、操作者からの指示に応じて血液成分分析装置１００を起動し、所定の手順にしたがって血糖値の測定処理を実行する。

演算制御部１８０は、血液成分算出手段として、メモリに格納された信号レベルデータを利用して、試験紙１１１に血液を付着させる前後における試験紙１１１の吸光度を算出するとともに、試験紙１１１に血液が付着したことを検出して計時を開始し、所定時間経過後（例えば９秒後）の直前の期間（例えば１秒間）の吸光度のデータから、吸光度とグルコース濃度との対応関係を利用して血糖値を算出する。吸光度とグルコース濃度との対応関係は、ルックアップテーブルとして予めＲＯＭなどの不揮発性メモリに記憶されているか、あるいは吸光度とグルコース濃度との関係式から計算される。

血液成分分析装置１００の起動手順および測定処理手順は、ＲＯＭなどの不揮発性メモリにプログラムとして予め記憶されており、ＣＰＵはプログラムを逐次的に実行する。演算制御部１８０は、血液成分分析装置１００を起動したのち、発光駆動部１３０に対して所定のパルス信号を出力するように指示するとともに、受光処理部１５０で処理された信号を信号レベルデータとしてＲＡＭなどの揮発性メモリに格納するように指示する。演算制御部１８０が受光処理部１５０で処理された信号を使用して血糖値を算出する手順の詳細については後述する。

次に、図１に示す受光処理部１５０について、図２を参照してより詳しく説明する。図２は、図１に示す受光処理部１５０の構成を説明する概略ブロック図である。

図２に示すとおり、本実施の形態における血液成分分析装置１００の受光処理部１５０は、Ｉ／Ｖ変換回路（電流電圧変換回路）１５１、ローパスフィルタ回路１５２、差動増幅回路１５３、第１サンプリング回路１５４、第１Ａ／Ｄコンバータ１５５、第２サンプリング回路１５６、および第２Ａ／Ｄコンバータ１５７を有する。以下、図２に示す受光処理部１５０の構成要素を順に説明する。

Ｉ／Ｖ変換回路１５１は、受光素子１４０の受光量に応じて生成された電流信号（光電流）を電圧信号に変換する。この電圧信号が、ローパスフィルタ回路１５２および差動増幅回路１５３によって処理される電気信号となる。Ｉ／Ｖ変換回路１５１の入力端は受光素子１４０の出力端に接続され、Ｉ／Ｖ変換回路１５１の出力端は差動増幅回路１５３の第１の入力端およびローパスフィルタ回路１５２の入力端に接続される。なお、受光素子１４０が、受光量に応じた光電流ではなく受光量に応じた光電圧を出力する電圧出力型の素子である場合には、Ｉ／Ｖ変換回路１５１は省略される。

ローパスフィルタ回路１５２は、上記の電気信号（Ｉ／Ｖ変換回路１５１の出力信号）を濾波することによって当該電気信号の交流成分を抑制した濾波後の電気信号を生成するフィルタリング手段である。ローパスフィルタ回路１５２の入力端はＩ／Ｖ変換回路１５１の出力端に接続され、ローパスフィルタ回路１５２の出力端は差動増幅回路１５３の第２の入力端に接続される。

ここで、濾波後の電気信号は、直流あるいは低周波数の外乱光による電圧上昇分に対応する。つまり、ローパスフィルタ回路１５２は、外乱光による電圧上昇分を抽出する。ローパスフィルタ回路１５２が遮断する周波数帯域は、ローパスフィルタの高域遮断周波数で決定される。高域遮断周波数よりも高い信号成分はローパスフィルタ回路１５２により大幅に抑制され、高域遮断周波数より低い低周波成分、好適には直流成分がローパスフィルタ回路１５２から出力される。ローパスフィルタ回路１５２の高域遮断周波数は、他の構成要素の設計条件に応じて、数Ｈｚ〜１ｋＨｚの間で設定することができ、より好適には、３００Ｈｚ以下、さらに好ましくは１００Ｈｚ以下に設定される。

差動増幅回路１５３は、ローパスフィルタ回路１５２による濾波前の電気信号と同回路１５２による濾波後の電気信号とを差動増幅して出力信号を得る差動増幅手段である。つまり、直流あるいは低周波数の外乱光による電圧上昇分を電気信号から差し引くように差動増幅することにより、Ｉ／Ｖ変換回路１５１の出力信号に含まれる直流あるいは低周波数信号をキャンセルする。差動増幅回路１５３の第１の入力端にはＩＶ変換回路１５１の出力端が接続され、第２の入力端にはローパスフィルタ回路１５２の出力端が接続される。差動増幅回路１５３は、第１および第２入力端にかかる電圧の差分を所定の増幅率で増幅した出力電圧を出力する。

第１サンプリング回路１５４は、差動増幅回路１５３の出力信号を所定のタイミングでサンプリングする。第１サンプリング回路１５４の入力端は差動増幅回路１５３の出力端に接続され、第１サンプリング回路１５４の出力端は第１Ａ／Ｄコンバータ１５５の入力端に接続される。

第１サンプリング回路１５４によるサンプリングのタイミングは、発光素子１２０を発光させるタイミングと関連付けて決定される。演算制御部１８０は、発光素子１２０がパルス光を発光する直前（消灯中）の第１タイミングと、パルス光を消灯する直前（発光中）の第２タイミングとで、上記の出力信号をサンプリングする。第２タイミングは、第１タイミングから所定時間経過後に設定される。また、第１タイミングおよび第２タイミングは、パルス光の周期と同じ周期で繰り返される。取得されたアナログのサンプル値は、第１Ａ／Ｄコンバータ１５５を介してディジタルの信号レベルに変換され、信号レベルデータとして演算制御部１８０に伝達される。

第２サンプリング回路１５６は、Ｉ／Ｖ変換回路１５１の出力信号を所定のタイミングでサンプリングする。第２サンプリング回路１５６の入力端はＩ／Ｖ変換回路１５１の出力端に接続され、第２サンプリング回路１５６の出力端は第２Ａ／Ｄコンバータ１５７の入力端に接続される。

第２サンプリング回路１５６によるサンプリングのタイミングは、発光素子１２０を発光させるタイミングと関連付けて決定される。演算制御部１８０は、発光素子１２０がパルス光を消灯する直前（発光中）の第２タイミングでＩ／Ｖ変換回路１５１の出力信号をサンプリングする。取得されたアナログのサンプル値は、第２Ａ／Ｄコンバータ１５７を介してディジタルの信号レベルに変換され、信号レベルデータとして演算制御部１８０に伝達される。なお、サンプリングのタイミングは、第２タイミングとは異なっていてもよく、発光素子１２０がパルス光を発光中の第３タイミングで上記出力信号をサンプリングしてもよい。

次に、図３および図４を参照して、本実施の形態の血液成分分析装置１００が血液成分量を算出する方法について説明する。図３は図２に示すＩ／Ｖ変換回路１５１の出力信号および差動増幅回路１５３の出力信号のサンプリングを説明するための波形図であり、図４は本発明の一実施の形態における血液成分分析装置１００が血液成分量を算出する方法について説明するためのフローチャートである。図３において、横軸は時間であり、縦軸は発光素子の発光強度または出力電圧である。なお、図３では、説明の便宜のため、発光素子の発光とＩ／Ｖ変換回路の出力信号および差動増幅回路の出力信号を重ね合せて示している。

図３に示すとおり、本実施の形態の血液成分分析装置１００では、発光素子１２０を赤色および緑色で交互に繰り返し発光させ、発光に応じて生成されたＩ／Ｖ変換回路１５１の出力信号Ａおよび差動増幅回路１５３の出力信号Ｂを所定のタイミングでサンプリングする。赤色発光に対するサンプリングおよび緑色発光に対するサンプリングは同様の過程で実施されるので、以下では赤色発光に対するサンプリングについて主に説明し、緑色発光に対するサンプリングについては、赤色発光と異なる部分以外は説明を省略する。

また、本実施の形態では、１回の血糖値算出処理につきＮ回のサンプリングを実施する。以下では、説明の都合上、第１回〜第（ｎ−１）回のサンプリングが終了し、第ｎ回目のサンプリングを実施するところから説明を始める。

図４に示すとおり、まず、差動増幅回路１５３の出力信号Ｂをサンプリングする（ステップＳ１０１）。図３に示すとおり、第１サンプリング回路１５４は、演算制御部１８０の指示を受けて、差動増幅回路１５３の出力信号Ｂを発光素子１２０が消灯中の第１タイミングＴ１_nでサンプリングする。取得されたサンプル値Ｂ１_nは、第１Ａ／Ｄコンバータ１５５を介してディジタルの信号レベル（以下、信号レベルＢ１_nと称する）に変換されて演算制御部１８０のＲＡＭに格納される。なお、差動増幅回路１５３の出力信号Ｂがダイナミックレンジの範囲を超えた部分については、差動増幅回路１５３の出力信号Ｂが電源電圧またはグランド（０Ｖ）に張り付いてしまう。したがって、ダイナミックレンジの範囲を超えた部分については正確なサンプル値を得ることはできない。

次に、発光素子１２０を発光する（ステップＳ１０２）。演算制御部１８０は、発光駆動部１３０を制御して発光素子１２０を赤色に発光する。

次に、差動増幅回路１５３の出力信号Ｂをサンプリングする（ステップＳ１０３）。第１サンプリング回路１５４は、演算制御部１８０の指示を受けて、差動増幅回路１５３の出力信号Ｂを発光素子１２０が発光中の第２タイミングＴ２_nでサンプリングする。取得されたサンプル値Ｂ２_nは、第１Ａ／Ｄコンバータ１５５を介してディジタルの信号レベル（以下、信号レベルＢ２_nと称する）に変換されて演算制御部１８０のＲＡＭに格納される。

次に、Ｉ／Ｖ変換回路１５１の出力信号Ａをサンプリングする（ステップＳ１０４）。第２サンプリング回路１５６は、演算制御部１８０の指示を受けて、Ｉ／Ｖ変換回路１５１の出力信号Ａを発光素子１２０が発光中の第２タイミングＴ２_nでサンプリングする。取得されたサンプル値Ａ２_nは、第２Ａ／Ｄコンバータ１５７を介してディジタルの信号レベル（以下、信号レベルＡ２_nと称する）に変換されて演算制御部１８０のＲＡＭに格納される。なお、本実施の形態では、Ｉ／Ｖ変換回路１５１の出力信号Ａのサンプリングは、赤色発光のときのみ実施する。

次に、発光素子１２０を消灯する（ステップＳ１０５）。演算制御部１８０は、発光駆動部１３０を制御して発光素子１２０を消灯する。

次に、信号レベルと所定の閾値とを比較する（ステップＳ１０６）。演算制御部１８０は、ＲＡＭに格納された信号レベルＡ２_n、Ｂ１_n、およびＢ２_nについて、それぞれ所定の閾値と比較して、信号レベルの大きさが所定の閾値の範囲にあれば、血液成分算出用の信号レベルデータとして登録する。一方、信号レベルの大きさが所定の閾値の範囲になければ、血液成分算出用の信号レベルデータとして登録しない。登録された信号レベルデータは、後の段階で血糖値算出に使用される。一方、登録されない信号レベルデータは血糖値算出に使用されない。

より具体的には、Ｉ／Ｖ変換回路１５１の出力信号Ａに対しては、所定の閾値として第２の上限値が設定される。一方、差動増幅回路１５３の出力信号Ｂに対しては、所定の閾値として第１の上限値および第１の下限値が設定される。演算制御部１８０は、信号レベルＡ２_nが第２の上限値以下であり、かつ、信号レベルＢ１_nおよびＢ２_nが第１の上限値と第１の下限値の間の範囲にある場合のみ、信号レベルＢ１_nおよびＢ２_nを血糖値算出用の信号レベルとして登録する。したがって、信号レベルＢ１_nおよびＢ２_nのうちの少なくとも一方が第１の上限値と第１の下限値の間の範囲にない場合に信号レベルＢ１_nおよびＢ２_nは登録されず、血糖値の算出に影響を及ぼすことを防止できる。

第２の上限値は、Ｉ／Ｖ変換回路１５１のダイナミックレンジの最大値から内側（下側）へ所定のマージンを有して設定することができる（図５（Ａ）を参照）。また、第１の上限値および第１の下限値は、差動増幅回路１５３のダイナミックレンジの最大値および最小値から各々内側へ所定のマージンを有して設定することができる（図５（Ｂ）を参照）。

さらに、本実施の形態では、信号レベルＢ１_nおよびＢ２_nのうちの少なくとも一方が第１の上限値と第１の下限値の間の範囲にない場合、信号レベルＢ１_nおよびＢ２_nのみならず、信号レベルＢ１_n-1およびＢ２_n-1についても血糖値算出には使用しない。ここで、信号レベルＢ１_n-1およびＢ２_n-1は、Ｂ１_nおよびＢ２_nに対して１つ前のサンプリングの信号レベルである。信号レベルＢ１_nおよびＢ２_nのうちの少なくとも一方が第１の上限値と第１の下限値の間の範囲にない場合、信号レベルＢ１_n-1およびＢ２_n-1も外乱光の影響を受けている可能性が高い。したがって、信号レベルＢ１_n-1およびＢ２_n-1も使用しないことにより、信号レベルＢ１_n-1およびＢ２_n-1が血糖値の算出に影響を及ぼすことを防止できる。

なお、信号レベルＢ１_nおよびＢ２_nのうちの少なくとも一方が第１の上限値と第１の下限値の間の範囲にないときに信号レベルＢ１_n-1およびＢ２_n-1を使用して血糖値を算出した場合、血糖値の真値に対して１％以上ずれが生じる可能性がある。一方、信号レベルＢ１_n-1およびＢ２_n-1を使用せずに血糖値を算出する場合、血糖値の真値に対して０．６％以下のずれに抑えることができる。

次に、差動増幅回路１５３の出力信号Ｂの相対値を算出する（ステップＳ１０７）。差動増幅回路１５３の出力信号Ｂの相対値は、第２タイミングＴ２_nでの差動増幅回路１５３の出力信号Ｂの信号レベルＢ２_nと、第１タイミングＴ１_nでの差動増幅回路１５３の出力信号Ｂの信号レベルＢ１_nとの差分である。演算制御部１８０は、血液成分算出用の信号レベルとして登録された信号レベルＢ１_nおよびＢ２_nの差分、すなわち差動増幅回路１５３の出力信号Ｂ_nの相対値（以下、「相対値」と称する）を算出する。

次に、相対値を補正する（ステップＳ１０８）。発光素子１２０が消灯中の差動増幅回路１５３の出力信号Ｂの信号レベルを繋ぎ合せた線（以下、「基線」と称する）は、血液成分分析装置１００に照射される外乱光の影響を受けると、上昇または下降しうる。たとえば、図３の第（ｎ−１）回目のサンプリングでは外乱光の影響を受けず、基線は時間の経過に対して一定に推移している。一方、第ｎ回目のサンプリングでは外乱光の影響を受け、基線は時間の経過にしたがって上昇している。演算制御部１８０は、基線変動レベル算出手段として、第（ｎ−１）回目のおよび第ｎ回目のサンプリングの第１タイミングＴ１_nで取得した差動増幅回路１５３の出力信号Ｂの信号レベルに基づいて、差動増幅回路１５３の出力信号Ｂの基線の変動レベルを算出する。

血液成分分析装置１００が外乱光の影響を受けない場合は、基線が変動しないので、相対値をそのまま使用して血糖値を算出することができる。しかしながら、血液成分分析装置１００が外乱光の影響を受ける場合は、基線が変動するため、算出された相対値は誤差を含む可能性がある。したがって、相対値をそのまま血糖値算出に使用することはできない。

そこで、本実施形態の血液成分分析装置１００では、基線の変動レベルに応じて、相対値を補正することにより、基線変動による相対値への影響を低減させてから血糖値を算出する。相対値を補正する具体的な方法については後述する。

次に、血糖値を測定するためのサンプリング回数が規定数Ｎに達したか否かを判定する（ステップＳ１０９）。本実施の形態では、１回の血糖値算出処理につきＮ回（例えば１２８回）のサンプリングを実施する。規定数Ｎはとくに限定されることはないが、測定値の信頼性を考慮すると、Ｎ＝５０以上に設定することが好ましい。本実施の形態では、Ｎとして１００〜１５０が好適に使用される。取得サンプル数が規定数Ｎに達していない場合（ステップＳ１０９：ＮＯ）、ステップＳ１０１の処理に移行して、次の第（ｎ＋１）回目のサンプリング処理を実施する。

一方、サンプリング回数が規定数Ｎに達した場合（ステップＳ１０９：ＹＥＳ）、血糖値算出用信号レベルのデータ数が規定数Ｎ_J以上か否かを判定する（ステップＳ１１０）。血糖値算出用信号レベルのデータ数は、血糖値算出用信号レベルとして登録された信号レベルのデータ数である。規定数Ｎ_Jは、Ｎ_J≦Ｎを満たす限りとくに限定されることはない。血糖値算出の精度を確保するため、たとえばＮ＝１００のときＮ_J＝２０〜３０に設定することが好ましい。血糖値算出用信号レベルデータ数が規定数Ｎ_J以上ではない場合（ステップＳ１１０：ＮＯ）、外乱光の光量の変動が著しいと判断し、血糖値算出処理を実施せずに処理を終了する。この際、演算制御部１８０は、必要に応じて表示部１７０に対して測定エラーである旨の警告を出力ように指示することもできる。

一方、血糖値算出用信号レベルデータ数が規定数Ｎ_J以上である場合（ステップＳ１１０：ＹＥＳ）、血糖値を算出する（ステップＳ１１１）。演算制御部１８０は、補正処理を実施した相対値（以下、「補正後の相対値」と称する）を血液成分算出用の信号レベルのデータ数で平均化処理し、その平均値に基づいて血糖値を算出する。

以下、図５〜図７を参照して、相対値を補正する方法を説明する。図５（Ａ）は図２に示すＩ／Ｖ変換回路の出力信号を例示する波形図であり、図５（Ｂ）は図２に示す差動増幅回路の出力信号を例示する波形図である。図５（Ａ）および図５（Ｂ）において、横軸は時間であり、縦軸はＩ／Ｖ変換回路の出力電圧または差動増幅回路の出力電圧である。

図５（Ａ）に示すとおり、時間Ｔｓにおいて血液成分分析装置１００に対して外乱光の照射が急に増加し始め、ある光量に達したのち時間Ｔｅまで概ね一定の外乱光の照射が継続し、時間Ｔｅで外乱光の照射が急に減少する場合を例示する。血液成分分析装置１００に対してこのように外乱光が照射されると、時間Ｔｓまでの期間では、外乱光はまだ血液成分分析装置１００に入射していないので、Ｉ／Ｖ変換回路１５１の出力信号Ａの変動は小さい。しかし、時間Ｔｓを過ぎたところで外乱光が入射するので、Ｉ／Ｖ変換回路１５１の出力信号Ａは急に増大する。Ｉ／Ｖ変換回路１５１の出力信号Ａは、外乱光の入射している間は大きい信号レベルを維持し、外乱光の入射の減少に伴い時間Ｔｅ以降は急に低下する。

このように、外乱光が血液成分分析装置１００に入射している期間において、Ｉ／Ｖ変換回路１５１の出力信号Ａは、外乱光による直流電圧または低周波電圧の増加によって底上げされる。したがって、Ｉ／Ｖ変換回路１５１の出力信号Ａの信号レベルは増大する。

なお、上述したとおり、Ｉ／Ｖ変換回路１５１の出力信号Ａの信号レベルが第２の上限値を超える信号レベルである場合には、対応する差動増幅回路１５３の出力信号Ｂの信号レベルは血糖値算出には使用されない。

Ｉ／Ｖ変換回路１５１の出力信号Ａは、ローパスフィルタ回路１５２および差動増幅回路１５３に伝達される。ローパスフィルタ回路１５２は、Ｉ／Ｖ変換回路１５１の出力信号を濾波することによって当該出力信号の交流成分を抑制した濾波後の電気信号を生成する。したがって、ローパスフィルタ回路１５２からは、Ｉ／Ｖ変換回路１５１の出力信号Ａの直流および低周波数成分が出力される。

その結果、差動増幅回路１５３は、Ｉ／Ｖ変換回路１５１の出力信号Ａと上記直流および低周波数成分とを差動増幅するので、出力信号としてＩ／Ｖ変換回路１５１の出力信号Ａの信号成分を出力する。これにより、図５（Ｂ）に示すとおり、差動増幅回路１５３の出力信号Ｂは、Ｉ／Ｖ変換回路１５１の出力信号Ａの直流および低周波数成分が概ねキャンセルされるので基線の変動が小さくなる。

しかしながら、ローパスフィルタ回路１５２は、抵抗およびコンデンサを有するので、信号伝達に遅延が生じる。この遅延は、ローパスフィルタ回路１５２の回路定数、すなわち上記抵抗の抵抗値およびコンデンサの容量値に依存する。

したがって、ローパスフィルタ回路１５２の出力信号とＩ／Ｖ変換回路１５１の出力信号Ａの直流および低周波数成分とを差動増幅する際にタイミングのずれが生じる。その結果、外乱光の光量が急に増加および減少する期間、すなわち外乱光の光量の変化速度が大きい期間（たとえば、図５（Ｂ）のＣおよびＤに示す期間）おいて、Ｉ／Ｖ変換回路１５１の出力信号Ａの直流および低周波数成分が完全にキャンセルされず、基線の変動が残ることになる。以下、図６（Ａ）、図６（Ｂ）、および図７を参照して、基線が時間とともに増大する場合および減少する場合について、相対値を補正する方法について具体的に説明する。

なお、上述したとおり、差動増幅回路１５３の出力信号Ｂの信号レベルが第１の上限値と第１の下限値の間の範囲にない場合は、当該信号レベルは血糖値の算出には使用されない。

図６（Ａ）は図５（Ｂ）のＣで示す期間を拡大した波形図であり、図６（Ｂ）は図５（Ｂ）のＤで示す期間を拡大した波形図である。また、図７は、サンプリングと次のサンプリングの間で基線が大きく変動する場合を例示する波形図である。図６（Ａ）、図６（Ｂ）、および図７において、横軸は時間であり、縦軸は差動増幅回路の出力電圧である。

図６（Ａ）に示すとおり、差動増幅回路１５３の出力信号Ｂを時間Ｔ１_n-1でサンプリングしたとき、サンプル値Ｂ１_n-1が取得され、出力信号Ｂを時間Ｔ２_n-1でサンプリングしたとき、サンプル値Ｂ２_n-1が取得される。また、出力信号Ｂを時間Ｔ１_nでサンプリングしたとき、サンプル値Ｂ１_nが取得され、出力信号Ｂを時間Ｔ２_nでサンプリングしたとき、サンプル値Ｂ２_nが取得される。Ｂ１_n＞Ｂ１_n-1であり、差動増幅回路１５３の出力信号Ｂの基線は時間とともに増大している。

第２タイミングＴ２_nでの出力信号Ｂの信号レベルＢ２_nと、第１タイミングＴ１_nでの出力信号Ｂの信号レベルＢ１_nとの差、すなわち相対値は、Ｂ２_n−Ｂ１_nである。しかしながら、相対値は、基線の変動の影響で本来の値Ｂ_dよりもＢ_xだけ大きい値を有する。

時間Ｔ１_n-1とＴ１_nとの間は、たとえば２ｍｓほどの非常に短い期間であるので、この期間において基線を直線で近似することができると仮定すれば、Ｂ_xは下記の数式（１）の比例関係を満たすと考えられる。

したがって、相対値の本来の値Ｂ_dは、下記の数式（２）のように推定することができる。

また、図５（Ｂ）に示すとおり、基線が時間とともに減少する場合についても同様に相対値を補正することができる。Ｂ_xは下記の数式（３）の比例関係を満たすと考えられる。

したがって、相対値の本来の値Ｂ_dは、下記の数式（４）のように推定することができる。

したがって、基線が時間とともに増大する場合と減少する場合とを１つの数式にまとめると、相対値の本来の値Ｂ_dは、下記の数式（５）のように表すことができる。

以上のとおり、基線が時間とともに増大する場合および減少する場合について、差動増幅回路１５３の相対値を補正することができる。

図７は、サンプリングと次のサンプリングとの間で基線が大きく変動する場合を例示する波形図である。図７に示すとおり、第（ｎ−１）回目のサンプリングと第ｎ回目のサンプリングとの間の期間において急に基線が変動する場合がある。この場合、第（ｎ−１）回目のサンプリングと第ｎ回目のサンプリングとの間で基線の傾きが変化するため、差動増幅回路１５３の相対値の補正に誤差を生じる。

しかし、このようにサンプリングとサンプリングとの間で基線が大きく変動しても、本実施の形態では、以下のとおり対応することができる。上述のとおり、信号レベルＢ１_nおよびＢ２_nのうちの少なくとも一方が第１の上限値と第１の下限値の間の範囲にない場合、信号レベルＢ１_nおよびＢ２_nのみならず、１つ前の信号レベルＢ１_n-1およびＢ２_n-1についても血糖値算出には使用しない。したがって、基線が急に変動した場合であっても血糖値算出に影響を及ぼすことを防止することができる。

また、信号レベルＢ１_nおよびＢ２_nが第１の上限値と第１の下限値の間の範囲にある場合は、補正後の相対値を平均化処理するので、血糖値算出へ及ぼす影響を低く抑えることができる。

以上のとおり説明した本実施の形態の血液成分分析装置１００は下記の効果を奏する。

（ａ）本実施の形態の血液成分分析装置１００によれば、発光素子１２０が消灯中であるときの差動増幅回路１５３の出力信号の信号レベルと発光素子１２０が発光中であるときの差動増幅回路１５３の出力信号の信号レベルとの差分を差動増幅回路１５３の出力信号の基線の変動レベルに応じて補正する。したがって、受光素子１４０の受光量が外乱光の影響で突発的に大きく変動する場合でも、血糖を正確に測定することができる。

（ｂ）Ｉ／Ｖ変換回路１５１の出力信号の信号レベルＡ２_nが第２の上限値以下である場合のみ、差動増幅回路１５３の出力信号の信号レベルＢ１_nおよびＢ２_nを血糖値の算出に使用する。したがって、信号レベルＡ２_nが第２の上限値を超えているときの信号レベルＢ１_nおよびＢ２_nに基づく血糖値の算出を防止できる。

（ｃ）信号レベルＡ２_nが第２の上限値以下であり、かつ、信号レベルＢ１_nおよびＢ２_nが第１の上限値と第１の下限値の間の範囲にある場合のみ、信号レベルＢ１_nおよびＢ２_nを血糖値の算出に使用する。したがって、信号レベルＢ１_nまたはＢ２_nが前記範囲にないとき、それらの信号が血糖値の算出に影響を及ぼすことを防止できる。

（ｄ）信号レベルＢ１_nおよびＢ２_nのうちの少なくとも一方が第１の上限値と第１の下限値の間の範囲にない場合、信号レベルＢ１_nおよびＢ２_nのみならず、信号レベルＢ１_n-1およびＢ２_n-1についても血糖値算出には使用しない。したがって、信号レベルＢ１_n-1およびＢ２_n-1も使用しないことにより、信号レベルＢ１_n-1およびＢ２_n-1が血糖値の算出に影響を及ぼすことを防止でき、算出した血糖値の信頼性を上げることができる。

（ｅ）血糖値算出用信号レベルのデータ数が所定値以上のとき血糖値を算出するので、血糖値の算出に対する信頼度を確保できる。

以上のとおり、実施の形態において、本発明の血液成分分析装置について説明した。しかしながら、本発明は、その技術思想の範囲内において当業者が適宜に追加、変形、および省略することができることはいうまでもない。

たとえば、本実施の形態では、血液成分算出用の信号レベルに基づいて相対値を算出し、当該相対値に対して基線変動の影響を補正し、さらに、補正後の相対値を血液成分算出用の信号レベルのデータ数で平均して血糖値算出に使用することを説明した。しかしながら、上記相対値の算出、基線変動の影響の補正の手順を入れ替えることもできる。たとえば、血液成分算出用の信号レベルの各々について、基線変動の影響を補正し、補正後の信号レベルを平均した値に基づいて相対値を算出し、この相対値を血糖値算出に使用することもできる。

また、本実施の形態では、信号レベルＡ２_n、Ｂ１_n、およびＢ２_nと所定の閾値を比較して、信号レベルＡ２_n、Ｂ１_n、およびＢ２_nが所定の閾値の範囲にあるか否かに基づいて、信号レベルＢ１_nおよびＢ２_nを血糖値算出に用いるか否かを判断することを説明した。しかしながら、信号レベルが所定の閾値の範囲にあることが予め予測できる場合は、信号レベルＡ２_n、Ｂ１_n、およびＢ２_nと所定の閾値との比較を省略することもできる。

また、本発明は、血糖値を算出するのに好適に用いることができるが、パルス波の透過光や反射光の受光量を定量的に測定して血液成分分析を行う分野において広く利用できることはもちろんである。

１００血液成分分析装置、
１１０装着部、
１１１試験紙（試験片）
１２０発光素子（発光手段）、
１３０発光駆動部、
１４０受光素子（受光手段）、
１５０受光処理部、
１５１Ｉ／Ｖ変換回路、
１５２ローパスフィルタ回路（フィルタリング手段）、
１５３差動増幅回路（差動増幅手段）、
１５４第１サンプリング回路（第１サンプリング手段）、
１５５第１Ａ／Ｄコンバータ、
１５６第２サンプリング回路、
１５７第２Ａ／Ｄコンバータ、
１６０操作部、
１７０表示部、
１８０演算制御部（基線変動レベル算出手段、血液成分量算出手段）。

Claims

血液に含まれる成分と反応する試薬の発色度合いに基づいて前記成分を分析する血液成分分析装置であって、
前記血液が付着した試験片に向けてパルス光を発光する発光手段と、
前記パルス光が前記試験片で反射された反射光を受光して電気信号に変換する受光手段と、
前記電気信号を濾波することによって当該電気信号の交流成分を抑制した濾波後の電気信号を生成するフィルタリング手段と、
前記フィルタリング手段による濾波前の電気信号と前記濾波後の電気信号とを差動増幅して出力信号を取得する差動増幅手段と、
前記パルス光の消灯中での前記出力信号の信号レベルを第１タイミングで取得し、前記パルス光の発光中での前記出力信号の信号レベルを前記第１タイミングから所定時間経過後の第２タイミングで取得する第１サンプリング手段と、
前記第１タイミングで取得した信号レベルに基づいて、前記出力信号の基線の変動レベルを算出する基線変動レベル算出手段と、
前記第１タイミングおよび第２タイミングで取得した前記出力信号の信号レベルと、前記基線の変動レベルとに基づいて前記成分の量を算出する血液成分量算出手段と、
を有することを特徴とする血液成分分析装置。
前記血液成分量算出手段は、前記第１タイミングの周期と前記所定時間と前記基線の変動レベルとに基づいて、前記所定時間に変動した前記出力信号の変動レベルを算出し、前記第１タイミングと第２タイミングで取得した前記出力信号の信号レベルの差分から前記出力信号の変動レベルを差し引いた値を使用して前記成分の量を算出することを特徴とする請求項１に記載の血液成分分析装置。
前記血液成分量算出手段は、前記第１サンプリング手段で取得された前記出力信号の信号レベルに対して第１の上限値および第１の下限値を設定し、前記出力信号の信号レベルが前記第１の上限値と第１の下限値の間の範囲にある場合、前記出力信号の信号レベルを前記成分の量の算出に使用する一方で、前記出力信号の信号レベルが前記第１の上限値と第１の下限値の間の範囲にない場合、前記出力信号の信号レベルを前記成分の量の算出に使用しないことを特徴とする請求項１または２に記載の血液成分分析装置。
前記出力信号の信号レベルが前記第１の上限値と第１の下限値の間の範囲にない場合、前記出力信号の前記信号レベルに加えて、１つ前に取得された信号レベルも前記成分の量の算出に使用しないことを特徴とする請求項３に記載の血液成分分析装置。
前記成分の量の算出に使用する前記出力信号の信号レベルのデータ数が所定値以上のとき、前記成分の量を算出する一方で、前記データ数が所定値未満のとき、前記成分の量を算出しないことを特徴とする請求項１〜４のいずれか１項に記載の血液成分分析装置。
前記電気信号の信号レベルを第２のタイミングで取得する第２サンプリング手段さらに有し、
前記血液成分量算出手段は、前記第２サンプリング手段で取得された前記電気信号の信号レベルに対して第２の上限値を設定し、前記電気信号の信号レベルが前記第２の上限値以下の信号レベルである場合、前記出力信号の信号レベルを前記成分の量の算出に使用する一方で、前記電気信号の信号レベルが前記第２の上限値を超える信号レベルである場合、前記出力信号の信号レベルを前記成分の量の算出に使用しないことを特徴とする請求項１〜５のいずれか１項に記載の血液成分分析装置。