JP3618210B2

JP3618210B2 - Component measuring device

Info

Publication number: JP3618210B2
Application number: JP34873797A
Authority: JP
Inventors: 義郎鈴木; 優永島田; 幸久加藤; 尚貴森川; 透大森
Original assignee: Terumo Corp
Current assignee: Terumo Corp
Priority date: 1997-03-19
Filing date: 1997-12-04
Publication date: 2005-02-09
Anticipated expiration: 2017-12-04
Also published as: JPH10318928A

Description

【０００１】
【発明が属する技術分野】
本発明は、例えば血糖値の測定のような、目的とする成分の量を測定する成分測定装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
血糖値の測定を行う血糖測定装置（血中成分測定装置）が知られている。この血糖測定装置は、血中のブドウ糖量に応じて呈色する試験紙の呈色の度合いを光学的に測定（測色）して血糖値を定量化するものである。
【０００３】
このような従来の血糖測定装置では、試験紙の測色は、発光素子および受光素子を備える測光部において、試験紙に光を照射しその反射光の強度を測定することにより行われているが、このような測定は、検体である血液を試験紙に展開した後、該試験紙を遮光状態で測定するため、外光（外乱光）の影響を受けずに光学的測定を行うことができた。
【０００４】
しかしながら、このような血糖測定装置では、試験紙に血液（検体）を供給・展開する操作を行った後、その試験紙を遮光状態が確保される空間へ挿入し、測定を開始する操作が必要であり、そのため、操作性が劣るという欠点があるとともに、試験紙への血液の供給から測色までの時間が一定でなく、それによる測定誤差が生じるという問題がある。
【０００５】
このような問題を解決するために、試験紙への血液の供給・展開から測定までの一連の操作を連続的、自動的に行うことができる血糖測定装置の開発が望まれている。このような血糖測定装置としては、例えば、血糖測定装置に既に装着された試験紙に対し、血液を供給し、測色および血糖値の定量化までを自動的に行う構成が考えられる。
【０００６】
しかし、このような血糖測定装置では、試験紙に対する光学的測定が遮光状態で行われないため、外光（外乱光）の影響を受け、測定結果に誤差が生じ、測定精度が低下するという問題がある。
【０００７】
また、試験紙への血液の供給は、指先や耳たぶ等を針やメス等で穿刺し、該穿刺部から皮膚上に流出した少量の血液を試験紙で直接吸収させるかまたは試験紙ホルダーの小孔を介して試験紙へ吸収させることにより行われる。
【０００８】
しかし、流出した血液量は必ずしも一定ではなく、試験紙への供給操作をうまく行うことができなかったり、流出した血液が皮膚上で広がってしまったりして、試験紙への供給量が不足することがあり、このような場合には、測定結果が不正確となり、測定精度が低下するという問題がある。
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の目的は、操作が簡単で、測定精度が高い成分測定装置を提供することにある。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
このような目的は、下記（１）〜（９）の本発明により達成される。
【００１１】
（１）発色試薬を担持した試験紙を測色して検体中の所定成分の量を測定する成分測定装置であって、
前記試験紙を装着する試験紙装着部と、前記試験紙装着部に装着された試験紙へパルス光を照射し、その反射光の強度を検出する測光部と、前記測光部からの信号に基づいて目的とする成分の量を算出する演算部とを有し、
前記演算部は、前記パルス光の照射時と非照射時とにおける前記反射光の強度の差を求め、その値から前記成分の量を算出するよう構成され、
前記反射光の強度の差の測定は、交流商用電源の半周期またはその整数倍に相当する時間内に発せられたパルス光に対し行われ、
前記パルス光は、その周期が０．５〜３．０ｍｓｅｃ、１パルスの発光時間が０．０５〜０．３ｍｓｅｃとされることを特徴とする成分測定装置。
【００１２】
（２）発色試薬を担持した試験紙を測色して検体中の所定成分の量を測定する成分測定装置であって、
前記試験紙を装着する試験紙装着部と、前記試験紙装着部に装着された試験紙へパルス光を間欠的に照射し、その反射光の強度を検出する測光部と、前記測光部からの信号に基づいて目的とする成分の量を算出する演算部とを有し、
前記演算部は、複数の前記パルス光に対し、そのパルス光の照射時と非照射時とにおける前記反射光の強度の差を求め、それらの平均値から前記成分の量を算出するよう構成され、
前記反射光の強度の差の測定は、交流商用電源の半周期またはその整数倍に相当する時間内に発せられたパルス光に対し行われ、
前記パルス光は、その周期が０．５〜３．０ｍｓｅｃ、１パルスの発光時間が０．０５〜０．３ｍｓｅｃとされることを特徴とする成分測定装置。
【００１３】
（３）前記反射光の強度の差の測定は、交流商用電源の第１の周期と第２の周期の最小公倍数またはその整数倍に相当する時間内に発せられたパルス光に対し行われる上記（１）または（２）に記載の成分測定装置。
【００１４】
（４）前記反射光の強度の差の測定回数を第１の回数と第２の回数とに切替可能であり、前記第２の回数が前記第１の回数の整数倍である上記（１）ないし（３）のいずれかに記載の成分測定装置。
【００１５】
（５）前記演算部は、試験紙が未発色の状態における前記反射光の強度との相対的な比較により、前記成分の量の算出を行う上記（１）ないし（４）のいずれかに記載の成分測定装置。
【００１６】
（６）前記成分の量の測定に先立ち、前記測光部からの信号に基づいて前記試験紙装着部への試験紙の装着を自動的に検出する機能を有する上記（１）ないし（５）のいずれかに記載の成分測定装置。
【００１７】
（７）前記成分の量の測定に先立ち、前記測光部からの信号に基づいて前記試験紙装着部へ装着された試験紙に検体が展開されたことを自動的に検出する機能を有する上記（１）ないし（６）のいずれかに記載の成分測定装置。
【００１８】
（８）前記検体は、血液であり、該血液のヘマトクリット値の相違による測定値の補正を行う第１の補正手段を有する上記（１）ないし（７）のいずれかに記載の成分測定装置。
【００１９】
（９）測定温度の相違による測定値の補正を行う第２の補正手段を有する上記（１）ないし（８）のいずれかに記載の成分測定装置。
【００５０】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の成分測定装置を添付図面に示す好適実施例に基づいて詳細に説明する。
【００５１】
図１は、本発明の成分測定装置（血中成分測定装置）の実施例の内部構造を示す平面図、図２は、成分測定装置の断面側面図、図３は、成分測定装置のブロック図、図４ないし図７は、成分測定装置の動作の一例を示すフローチャート、図８は、反射光強度の経時変化を示すグラフである。
【００５２】
これらの図に示すように、本発明の血中成分測定装置１は、ケーシング２を有し、該ケーシング２内には、プリント基板３が配置されている。また、ケーシング２の一端部には、測光部４が設けられている。ケーシング２の窓部には、液晶表示装置（ＬＣＤ）９が設置されている。
【００５３】
プリント基板３上には、マイクロコンピュータで構成される制御手段１０が搭載されており、血中成分測定装置１の諸動作を制御する。この制御手段１０には、測光部４からの信号に基づいて目的とする血中成分（例えばブドウ糖）を算出する演算部が内蔵されている。この演算部は、後述するヘマトクリット値補正計算（第１の補正手段）および温度補正計算（第２の補正手段）等も行う。
【００５４】
なお、ヘマトクリット値は、検体が血液である場合に、その濃度に関連する条件の１つである。
【００５５】
測光部４は、発光素子（発光ダイオード）４１と、受光素子（フォトダイオード）４２とを有しており、これらは、ホルダー４３に収納、保持されている。発光素子４１は制御手段１０と電気的に接続され、受光素子４２は、図示しない増幅器およびＡ／Ｄ変換器４４を介して制御手段１０と電気的に接続されている。
【００５６】
発光素子４１は、制御手段１０からの信号により作動し、所定の時間間隔でパルス光を発する。このパルス光は、例えば、その周期が０．５〜３．０ｍｓｅｃ程度、１パルスの発光時間が０．０５〜０．３ｍｓｅｃ程度とされる。
【００５７】
また、このパルス光の波長は、好ましくは５００〜７２０ｎｍ程度、より好ましくは５８０〜６５０ｎｍ程度とされる。
【００５８】
ホルダー（試験紙装着部）４３には、試験紙５３を内蔵する成分測定用チップ（以下単に「チップ」と言う）５が着脱自在に装着される。なお、ここでは、チップ５の一般的な構成を簡単に説明し、チップ５の好ましい構造は、後に詳細に説明する。
【００５９】
チップ５は、透明または半透明（有色透明）の有底筒状のチップ本体５１と、該チップ本体５１の底部内側に設置された試験紙５３とで構成されている（図１参照）。
【００６０】
チップ本体５１の底部外面には、細管５２が突出形成されている。この細管５２の先端に検体（血液）を接触させると、毛細管現象により検体は細管５２内に吸引され、移送されて試験紙５３へ到達し、試験紙５３上に展開される。
【００６１】
試験紙５３は、検体を吸収可能な担体（好ましくは親水性を有するシート状多孔質基材）に試薬を担持させたものである。試薬は、血液中の測定すべき成分により適宜決定される。
【００６２】
チップ５をホルダー４３に装着した状態で、発光素子４１を点灯させると、発光素子４１から発せられた光は試験紙５３に照射され、その反射光は、受光素子４２に受光され、光電変換される。受光素子４２からは、その受光光量に応じたアナログ信号が出力され、所望に増幅された後、Ａ／Ｄ変換器４４にてデジタル信号に変換され、制御手段１０に入力される。
【００６３】
また、血中成分測定装置１は、電源部６、電源電圧検出部７、スイッチ回路８、制御発振部１１、時計発振部１２、データ記憶部１３、ブザー出力部１４、外部出力部１５、温度測定部１６を有している。
【００６４】
電源部６には、電池６１が装填される。電源電圧検出部７は、この電池６１の電圧を検出し、該検出値を制御手段１０へ出力する。これにより、電池６１の残量をチャックすることができる。
【００６５】
スイッチ回路８は、以下のような種々のスイッチの入力を検出し、その信号を制御手段１０へ入力する。スイッチの種類としては、電源スイッチ、記憶データ読出スイッチ、時刻設定・変更スイッチ、リセットスイッチ、ブザー作動／不作動選択スイッチ、５０Ｈｚ／６０Ｈｚ商用電源周波数選択スイッチ等が挙げられる。
【００６６】
電源スイッチは、操作ボタン３１の押圧により、オン／オフすることができる。
【００６７】
また、その他のスイッチは、操作ボタン３１、操作部材３２、３３、３４等のうちのいずれか１つまたは２つ以上を組み合わせて操作することにより作動させることができる。
【００６８】
この場合、５０Ｈｚ／６０Ｈｚ商用電源周波数選択スイッチは、商用電源周波数を５０Ｈｚ（第１の周期に対応）にする第１モード、６０Ｈｚ（第２の周期に対応）にする第２モード、いずれの場合でも共用できる第３モードのうちの１つを選択することができる。
【００６９】
制御発振部１１は、タイマーを構成するもので、一定時間間隔のクロックパルスを発振し、制御手段１０のマイクロコンピューター（マイクロプロセッシングユニット：ＭＰＵ）の動作用基準信号の供給を行う。
【００７０】
時計発振部１２は、絶対時間（日時）を特定する時計を構成するもので、一定時間間隔のクロックパルスを発振し、制御手段１０が内蔵する時計制御回路の動作用基準信号の供給を行う。
【００７１】
データ記憶部１３は、第１メモリー（ＲＡＭ）、第２メモリー（ＲＯＭ）および第３メモリー（不揮発性ＲＡＭ）を備えている。測光部４より入力された測光値（測光データ）は、所定のフォーマットに従って第１メモリーに記憶される。
【００７２】
また、第２メモリーには、測光値から求められた吸光度と、目的とする血中成分量（以下「血糖値」で代表する）との関係（検量線）が予めテーブル化されて記憶されている。
【００７３】
第３メモリーには、個々の装置ごとに固有の校正値が予め記憶されている。ここで言う固有の校正値には、図５中ステップ１１２の反射光量の規定値、図６中ステップ１２６（１）の最終吸光度計算の補正係数などがある。
【００７４】
ブザー出力部１４は、制御手段１０からの信号に基づいて、ブザーを作動させ、音を発する。
【００７５】
外部出力部１５は、求められた血糖値等のデータを例えばパソコンのような外部装置へ出力するためのものである。この場合、外部出力部１５は、例えばＲＳ２３２Ｃのような通信ドライバーを内蔵している。また、赤外線通信を行う場合には、外部出力部１５は、赤外線発光素子およびその駆動回路を内蔵している。
【００７６】
温度測定部１６は、環境温度を測定し得る温度センサー（サーミスタ）を備えている。温度測定部１６では、随時温度測定がなされ、その温度情報は、データ記憶部１３の第１メモリーに記憶される。また、第１メモリーから読み出された温度情報は、制御手段１０へ入力され、血糖値の温度補正計算に利用される。
【００７７】
次に、図４ないし図７のフローチャートに基づき、血中成分測定装置１の動作例を説明する。
【００７８】
制御手段１０のマイコンがリセットスイッチによりリセットされると、時計が作動する（ステップ１００）とともに、電源スイッチがオンされたかを判断する（ステップ１０１）。電源スイッチがオンされたら、液晶表示装置（ＬＣＤ）９を駆動してその全セグメントを２秒間点灯させ（ステップ１０２）、次いで現在の時刻を表示する（ステップ１０３）。
【００７９】
ステップ１０３の後、測定終了またはスイッチ操作が無く、２分間経過したか（ステップ１０４）、あるいは電源スイッチが１秒間以上押された場合（ステップ１０５）には、自動的に電源をオフとし（ステップ１０６）、ステップ１０１へ戻る。
【００８０】
また、ステップ１０３の後、測光部４を作動させて反射光量（反射光の強度）を測定する（ステップ１０７）。この測定方法については、後に詳述する。
【００８１】
次に、電源電圧検出部７にて電源電圧が規定値以上か否かを判断し（ステップ１０８）、規定値未満である場合には、液晶表示装置（ＬＣＤ）９に「バッテリー不足」を表示するとともに、測定を禁止する（ステップ１０９）。
【００８２】
電源電圧が規定値以上である場合には、全光量（反射光＋外光）のレベルが規定値以下か否かを判断し（ステップ１１０）、規定値を超える場合には、外光過多であるため、液晶表示装置（ＬＣＤ）９に「Ｌ」を表示し、ステップ１０７へ戻る。
【００８３】
全光量レベルが規定値以下である場合には、反射光量が規定範囲内かを判断し（ステップ１１２）、規定範囲外の場合には、ステップ１０７へ戻る。反射光量が規定範囲内である場合には、ホルダー４３にチップ５が装着されたものと判断し、反射光量の測定を高精度測定に切り替える（ステップ１１３）。この測定方法については、後に詳述する。
【００８４】
引き続き反射光量測定を行い、４秒間連続して反射光量が規定範囲内か否かを判断し（ステップ１１４）、４秒間連続して反射光量が規定範囲内ではない場合には、ステップ１０７へ戻る。４秒間連続して反射光量が規定範囲内である場合には、チップ５がホルダー４３に安定して装着されていることが確認されたものと判断し、液晶表示装置（ＬＣＤ）９に「−−−」を表示する。この状態で、チップ５への検体（血液）の供給を待つこととなる。
【００８５】
次に、反射光量が前回の測定値に対し３％以上減少したか否かを判断し（ステップ１１６）、３％以上減少したら、チップ５に血液が供給され、試験紙５３に展開されたものと判断し、血糖値測定のための本測定を開始する（ステップ１１７）。
【００８６】
まず、反射光量が変化する直前の反射光量（未使用の試験紙５３の反射光量）を”白レベル”（データ１）としてデータ記憶部１３の第１メモリーに記憶する（ステップ１１８）。
【００８７】
ブザー出力部１４を作動させて、ブザーを鳴らし、測定が開始されたことを報知する（ステップ１１９）。なお、ブザー作動／不作動選択スイッチによりブザーの不作動が選択されている場合には、ブザーは鳴らない。
【００８８】
また、これと同時に、タイマーによりカウントダウンが開始され（ステップ１１９）、これを液晶表示装置（ＬＣＤ）９に秒単位で表示する。カウントダウンは、例えば「１８」秒からスタートし、「１７」、「１６」、「１５」・・・「１」のように１秒毎に表示する。
【００８９】
カウントダウン開始後、４秒経過したら（ステップ１２０）、反射光量を測定する（ステップ１２１）。なお、この４秒は、血液が試験紙５３上に均一に展開されるのに十分な時間である。
【００９０】
ステップ１２１の後、エラーチェック＊１（図７参照）を行う。すなわち、反射光量がチップ５を装着している状態のレベル以上か否かを判断し（ステップ２００）、該レベル未満である場合には、チップ５がホルダー４３から取り外されたものと判断し、液晶表示装置（ＬＣＤ）９に「エラー１」を表示する（ステップ２０１）とともに、本測定を中止し、ステップ１０７へ戻る。
【００９１】
反射光量が該レベル以上である場合には、全光量のレベルが規定値（例えば照度に換算して３０００ルクス）以下か否かを判断し（ステップ２０２）、規定値を超える場合には、外光過多であるため、液晶表示装置（ＬＣＤ）９に「エラー２」を表示する（ステップ２０３）とともに、本測定を中止し、ステップ１０７へ戻る。
【００９２】
ステップ２０２の判断で、全光量のレベルが規定値以下である場合には、次工程（ステップ１２２）へ移行する。
【００９３】
エラーチェック＊１をクリアしたら、反射光量（試験紙５３に血液が展開された直後であり、試験紙中の発色試薬が発色する前の状態の反射光量）を”ヘマトクリット値補正データ”（データ２）としてデータ記憶部１３の第１メモリーに記憶し（ステップ１２２）、本測定開始後、１８秒経過したか否かを判断する（ステップ１２３）。
【００９４】
１８秒経過したら、反射光量を測定し（ステップ１２４）、前記と同様のエラーチェック＊１を経た後、この測定値を”最終発色データ”（データ３）としてデータ記憶部１３の第１メモリーに記憶する（ステップ１２５）。
【００９５】
次に、制御手段１０の演算部において、第１メモリーに記憶されている前記データ１、２、３等に基づき、血糖値の計算を行う（ステップ１２６）。以下詳述すると、まず、最終吸光度（呈色度）を計算する。この最終吸光度は、未発色の試験紙５３の反射光量に対する発色時の反射光量の相対的な比率、すなわち、データ１に対するデータ３の比率（＝データ１／データ３）として求められる。
【００９６】
次に、データ記憶部１３の第３メモリーに記憶されている個々の装置に対する補正係数（校正値）を最終吸光度に加算または乗算し、補正する。
【００９７】
次に、この個体補正された最終吸光度から血糖値を求める。すなわち、データ記憶部１３の第２メモリーに記憶されている前記検量線のデータ（例えば２０〜６００ｍｇ／ｄｌの範囲）に、求められている個体補正された最終吸光度を対応させ、該当するデータを血糖値として定める。
【００９８】
次に、温度補正計算を行う。温度測定部１６より入力される温度情報は、データ記憶部１３の第１メモリーに記憶されている。一方、血中成分測定１および試験紙５３の温度変化に対する特性を考慮した補正係数が第２のメモリーに予め記憶されており、第１メモリーより読み出された温度情報から、温度補正係数を定め、この温度補正係数を前記血糖値に乗算（または加算）する。
【００９９】
また、ヘマトクリット値補正計算を行う。前記データ２は、血液のヘマトクリット値に応じて変化し、その後の反射光量の測定値に影響を及ぼすが、データ２に対する血糖値の補正係数（補正値）が第２のメモリーに予め記憶されており、第１メモリーより読み出されたデータ２とデータ３とから、ヘマトクリット値補正係数を定め、このヘマトクリット値補正係数を前記血糖値に加算（または乗算）する。このヘマトクリット値補正については、後に詳述する。
【０１００】
以上のような温度補正計算およびヘマトクリット値補正計算を行い、最終的な血糖値（最終血糖値）を求める。
【０１０１】
次に、求められた最終血糖値を液晶表示装置（ＬＣＤ）９に表示し、測定終了時刻とともに第１メモリーに記憶し、液晶表示装置（ＬＣＤ）９に「記憶」および「完了」の文字を表示し、ブザーを鳴らして測定終了を報知する（ステップ１２７）。また、求められた最終血糖値は、必要に応じ、外部出力部１５より外部装置等へ出力される。
【０１０２】
その後、再びステップ１０７に戻り、電源がオフとなるまで前記と同様の工程を繰り返す。
【０１０３】
さて、本発明における反射光強度（反射光量）の測定方法について説明する。前記ステップ１０７、１１３、１１７、１２１、１２４等では、発光素子４１から発せられるパルス光の照射時の反射光強度と非照射時の反射光強度の差を求め、これを反射光強度とする。すなわち、図８に示すように、１つのパルス光ｎに対し、その照射時（Ｂ_ｎ点）における反射光強度から、その直前のパルス光非照射時（Ａ_ｎ点）における反射強度を減算した値を反射光強度Ｐ_ｎとする。
【０１０４】
図８に示すように、外光（外乱光）の光量は変動しているが、このような測定を行うことにより、外光成分がキャンセルされるので、外光光量の変動に影響されることなく、照射光による反射光成分のみが取り出され、正確な反射光強度を測定することができる。
【０１０５】
この場合、測定精度をより向上するためには、複数（ｎ個）のパルス光に対し、そのパルス光の照射時と非照射時とにおける反射光強度の差を求めるのが好ましい。すなわち、
【０１０６】
Ｐ_ｎ＝Ｂ_ｎ点における反射光強度−Ａ_ｎ点における反射光強度
としたとき、
【０１０７】
反射光強度＝１／ｎ・（Ｐ_１＋Ｐ_２＋Ｐ_３・・・＋Ｐ_ｎ）
で表すことができる。
【０１０８】
ここで、ｎは、２以上の任意の整数とすることができるが、測定精度をより向上するために、次のようにして定めるのが好ましい。
【０１０９】
［第１の方法］
わが国では交流商用電源の周波数は、５０Ｈｚ（関東地区）または６０Ｈｚ（関西地区）と定められているが、各々の場合において、その交流商用電源の半周期（１０または８．３３３ｍｓｅｃ）またはその整数倍に相当する時間内に発せられたパルス光に対し行われるのが好ましい。
【０１１０】
すなわち、室内で測定する場合、外光の成分は、主に照明光によるものであるが、照明光のうち蛍光灯については、それにより照射される光量が交流商用電源の周期で繰り返し増減する。従って、交流商用電源の半周期（波形の山または谷１つ分）またはその整数倍に相当する時間内に発せられたパルス光のそれぞれに対し、前述したような反射光強度の測定を行い、その平均値を求めることにより、このような外光の変動がキャンセルされ、より高精度の反射光強度の測定が可能となる。
【０１１１】
なお、交流商用電源の周波数（前記第１モード、第２モード）は、本血中成分測定装置１を使用する地域に応じて、前記５０Ｈｚ／６０Ｈｚ商用電源周波数選択スイッチにより人為的に切り替えることができ、それに応じて、パルス光のサンプリング数（ｎ）が自動的に定まるよう構成されている。
【０１１２】
［第２の方法］
この方法は、交流商用電源の周波数が５０Ｈｚ、６０Ｈｚのいずれの場合でも共用できる方法である。すなわち、前記５０Ｈｚ／６０Ｈｚ商用電源周波数選択スイッチを第３モードに設定すると、交流商用電源の５０Ｈｚに対応する第１の周期（２０ｍｓｅｃ）と６０Ｈｚに対応する第２の周期（１６．６６６ｍｓｅｃ）の最小公倍数（１００ｍｓｅｃ）に相当する時間内に発せられたパルス光のそれぞれに対し、前述したような反射光強度の測定を行い、その平均値を求める。
【０１１３】
本実施例では、パルス光の周期を例えば０．７８ｍｓｅｃとすると、１００ｍｓｅｃ間に１２８回の反射光強度の測定を行うこととなる。
【０１１４】
この方法によれば、交流商用電源の周波数が５０Ｈｚ、６０Ｈｚのいずれの場合であっても、それに応じた切り替えを行うことなく、前記第１の方法と同様の効果を得ることができる。
【０１１５】
この方法は、前記ステップ１０７における反射光強度の測定に適用される。この場合、測定回数（１２８回）は、前記第１の周期（２０ｍｓｅｃ）と前記第２の周期（１６．６６６ｍｓｅｃ）の最小公倍数（１００ｍｓｅｃ）に相当する時間内に発せられたパルス光の数であり、前記効果を得るのに比較的小さい数であるため、低い消費電力で測定することができる（低消費電力測定）という利点がある。
【０１１６】
［第３の方法］
前記５０Ｈｚ／６０Ｈｚ商用電源周波数選択スイッチを第３モードに設定すると、交流商用電源の５０Ｈｚに対応する第１の周期（２０ｍｓｅｃ）と６０Ｈｚに対応する第２の周期（１６．６６６ｍｓｅｃ）の最小公倍数（１００ｍｓｅｃ）の整数倍（特に２以上の整数倍）に相当する時間内に発せられたパルス光のそれぞれに対し、前述したような反射光強度の測定を行い、その平均値を求める。
【０１１７】
本実施例では、パルス光の周期を例えば０．７８ｍｓｅｃとすると、４００ｍｓｅｃ（１００ｍｓｅｃの４倍）間に５１２回の反射光強度の測定を行うこととなる。
【０１１８】
この方法によれば、交流商用電源の周波数が５０Ｈｚ、６０Ｈｚのいずれの場合であっても、それに応じた切り替えを行うことなく、前記第１の方法と同様の効果を得ることができ、しかも、パルス光のサンプリング数（測定回数）が前記第２の方法の整数倍（４倍）となるため、さらに高精度の測定を行うことができる。
【０１１９】
このような第３の方法へは、前記ステップ１１３で切り替えられ、以後の測定（ステップ１１７、１２１、１２４）においても、該第３の方法が適用される。
【０１２０】
なお、本実施例では、第２の方法から第３の方法への切り替えは、ステップ１１３において自動的になされるが、第２の方法、第３の方法のいずれを実行するかの選択（より広義には、反射光強度の測定回数の選択）を所定のスイッチ操作により手動で行うよう構成することもできる。
【０１２１】
この場合、測定回数を第１の回数と第２の回数と切替可能としたとき、第２の回数（例えば５１２回）が第１の回数（例えば１２８回）の整数倍（４倍）であるのが好ましい。
【０１２２】
以上のような本発明では、試験紙５３が未発色の状態における反射光強度（データ１）に対する発色時の反射光強度（データ３）の相対的な比率に基づいて血糖値を求めるので、▲１▼発光素子４１、受光素子４２、回路等の経時的な特性変動がキャンセルされ、その影響を受けず、▲２▼測定回路のスパン（ゲイン）の調整状態が測定値に影響を及ぼさず、▲３▼測定部４の光学系の傷、汚れ、異物付着等による測定値への影響が抑制できるという効果がある。
【０１２３】
また、血糖値の測定（本測定）に先立ち、チップ５がホルダー４３に装着されたことを、反射光量が規定範囲内か否かの判断（ステップ１１２）により自動的に検出する機能を有するので、測定操作を容易に行うことができる。
【０１２４】
また、ホルダー４３に装着されたチップ５の試験紙５３に血液が展開されたことを、反射光量の所定量の減少の検出（ステップ１１６）により自動的に検出する機能を有するので、血糖値の測定（本測定）の開始時期を自動的に設定することができ、測定操作が容易であるとともに、より迅速でかつ再現性のある測定が可能となる。
【０１２５】
また、検体の濃度に関連する条件（血液のヘマトクリット値）の相違による測定値の補正を行う第１の補正手段を有すること、さらには、測定温度の相違による測定値の補正を行う第２の補正手段を有することにより、より高精度の測定を行うことができる。
【０１２６】
次に、成分測定用チップの好適な実施例について説明する。図９は、成分測定用チップ（チップ５）の構成例を示す縦断面図、図１０および図１１は、それぞれ、同チップの細管の検体流入側端部および検体流出側端部の構成を示す斜視図、図１２および図１３は、それぞれ、細管の検体流入側端部および検体流出側端部における各部の寸法を示す図、図１４は、同チップを血中成分測定装置に装着した状態を示す縦断面図、図１５および図１６は、それぞれ、試験紙の構成例を示す斜視図および平面図、図１７は、図１６中のＡ−Ａ線断面図である。なお、図９中の下側を「基端」、上側を「先端」として説明する。
【０１２７】
図９に示すように、チップ５は、有底筒状のチップ本体５１と、該チップ本体５１の底部５１１から突出した細管５２と、チップ本体５１内に設置された試験紙５３とで構成されている。
【０１２８】
チップ本体５１は、試験紙５３を支持すると共に、チップ５を血中成分測定装置１の測光部４へ装着する装着部を構成するものである。
【０１２９】
チップ本体５１は、底部５１１と、胴部５１３と、胴部５１３の基端外周に形成されたフランジ５１４とで構成されている。また、底部５１１の内側には、試験紙５３を固定する台座部５１２が形成されている。試験紙５３は、その外周部（固定部５３３）において、例えば融着または接着剤による接着等の方法により台座部５１２に固定される。
【０１３０】
胴部５１３は、チップ５を血中成分測定装置１の測光部４へ装着する装着部を構成する。すなわち、図１４に示すように、チップ本体の胴部５１３の内側に測光部４のホルダー４３を嵌合して、チップ５を血中成分測定装置１の測光部４へ装着する。
【０１３１】
この場合、図９、図１４に示すように、胴部５１３は、その内径が先端方向へ向けて漸減するテーパ状をなしているのが好ましい。これにより、ホルダー４３の外径との差が若干ある場合でも、確実に嵌合、装着することができる。
【０１３２】
フランジ５１４は、血中成分測定装置１の測光部４（試験紙装着部）へのチップ５の着脱の際に、指等を掛けてその操作を行う把持部としての機能を有する。これにより、チップ５の着脱操作を容易かつ確実に行うことができる。
【０１３３】
なお、本実施例において、底部５１１、胴部５１３、フランジ５１４は、全て一体形成されているが、これらは、別部材を接合したものでもよい。また、細管５２も、チップ本体５１の底部５１１に対し一体的に形成されているが、前記と同様に、別部材を接合したものでもよい。
【０１３４】
細管５２は、血液（検体）を採取するためのものであり、その内部には、検体導入流路５２０が形成されている。この検体導入流路５２０は、試験紙５３に対しほぼ直交する方向に延在しており、その先端には検体流入口５２３、その基端には検体流出口５２７がそれぞれ形成されている。
【０１３５】
血液は、毛細管現象により検体導入流路５２０を通って試験紙５３へ供給されるので、検体導入流路５２０の内径（平均）は、０．２〜２．０ｍｍ程度であるのが好ましく、０．３〜１．０ｍｍ程度であるのがより好ましい。検体導入流路５２０の内径が大き過ぎると、毛細管現象による血液の移送が困難となり、また、内径が小さ過ぎると、血液の供給速度が遅く、十分な量の血液を試験紙５３へ供給するのに長時間を要する。
【０１３６】
なお、検体導入流路５２０の内径（横断面積）は、検体導入流路５２０の長手方向に沿って一定でも、変化していてもよい。
【０１３７】
また、検体導入流路５２０の長さ（全長）は、１〜１０ｍｍ程度であるのが好ましく、２〜５ｍｍ程度であるのがより好ましい。検体導入流路５２０の長さが長過ぎると、毛細管現象による血液の移送に時間がかかり、また、短過ぎると、図１８に示す状態で、血液１８がチップ本体５１の底部外面に付着するおそれがある。
【０１３８】
図９〜図１１に示すように、細管５２の先端部および基端部は、それぞれ、検体流入側端部５２１および検体流出側端部５２５を構成している。
【０１３９】
検体流入側端部５２１の端面には、検体導入流路５２０に連通する溝５２２が形成されている。図示の例では、溝５２２は、細管５２の径方向に延在する一文字状の溝である。この溝５２２の両端は、それぞれ細管５２の外周面に開放している。
【０１４０】
この溝５２２を設けたことにより、血液を採取するにあたり検体流入側端部５２１の端面を指等の表面に接触させた際、検体導入流路５２０が塞がれず、血液の流入路が確保されるので、血液の試験紙５３への供給を円滑かつ確実に行うことができる。
【０１４１】
溝５２２の検体導入流路５２０との接合境界部分の周長の合計をＬ_１、検体導入流路５２０の内径（検体流入口５２３付近の内径）をｄ_１としたとき、周長Ｌ_１と検体導入流路５２０の全内周長２πｄ_１とは、次式（Ｉ）の関係を満足するのが好ましい。
【０１４２】
Ｌ_１ ≦２πｄ_１ ×５０％・・・（Ｉ）
【０１４３】
これにより、検体導入流路５２０による血液の吸入開始をより迅速、円滑に行うことができる。
【０１４４】
また、溝５２２の深さＰ_１は、皮膚の状態等によりその好適な範囲があり、特に限定されないが、通常は、０．１ｍｍ以上が好ましく、０．２〜１．８ｍｍ程度がより好ましい。深さＰ_１が浅過ぎると、特に皮膚への圧着力が大きい等の場合に、溝５２２内の血液の通過が不十分となることがある。
【０１４５】
なお、溝５２２の形状、本数、配置等は、図示のものに限定されず、検体流入側端部５２１の端面を皮膚に当接したとき、端面の一部が皮膚と接触しないような構成であればよい。例えば、複数の溝５２２を、検体導入流路５２０の検体流入口５２３を中心として放射状（例えば十文字状）に形成したり、検体導入流路５２０に接するように平行に形成したりするパターンが挙げられる。
【０１４６】
細管５２の検体流出側端部５２５（試験紙５３側）は、底部５１１のチップ本体内側（基端側）に若干突出する突出部を形成しており、この検体流出側端部５２５の端面には、検体導入流路５２０に連通する溝（第２の溝）５２６が形成されている。図示の例では、溝５２６は、細管５２の径方向に延在する一文字状の溝である。この溝５２６の両端は、それぞれ突出部（細管５２）の外周面に開放している。
【０１４７】
この溝５２６を設けたことにより、検体導入流路５２０を通過した血液が検体流出口５２７から溝５２６を介して外周方向へ広がり、試験紙５３上に供給、展開されるので、その展開が迅速かつ均一になされ、よって、より正確な測定値が得られる。
【０１４８】
溝５２６の検体導入流路５２０との接合境界部分の周長の合計をＬ_２、検体導入流路５２０の内径（検体流出口５２７付近の内径）をｄ_２としたとき、周長Ｌ_２と検体導入流路５２０の全内周長２πｄ_２は、次式（ＩＩ）の関係を満足するのが好ましい。
【０１４９】
Ｌ_２ ≦２πｄ_２ ×５０％・・・（ＩＩ）
【０１５０】
これにより、検体導入流路５２０の検体流出口５２７から流出した血液の外周方向への拡散、展開をより迅速、円滑行うことができる。
【０１５１】
また、溝５２６の深さＰ_２は、特に限定されないが、通常は、０．０１ｍｍ以上が好ましく、０．０５〜０．５ｍｍ程度がより好ましい。深さＰ_２が浅過ぎると、その機能を十分に発揮することができなくなるおそれがある。
【０１５２】
溝５２６の形状、配置は、図示のものに限定されず、例えば、複数の溝５２６を、検体導入流路５２０の検体流出口５２７を中心として放射状（例えば十文字状）に形成したり、検体導入流路５２０に接するように平行に形成したりするパターンが挙げられる。
【０１５３】
また、図９に示すように、試験紙５３の細管５２側の部分、すなわち、試験紙５３とチップ本体５１の底部５１１内面との間には、間隙５４が設けられている。この間隙５４は、試験紙５３上での血液の展開を補助する機能を有している。すなわち、検体導入流路５２０の検体流出口５２７から流出した血液は、毛細管現象により当該間隙５４を通って放射状に広がるので、試験紙５３上での血液の展開を迅速かつ均一に行うことができる。
【０１５４】
間隙５４の幅（深さ）は、特に限定されないが、０．０２ｍｍ以上（平均値）が好ましく、０．０４ｍｍ〜０．４ｍｍ程度がより好ましい。このような寸法において、間隙５４の前記機能をより有効に発揮することができる。なお、間隙５４の幅（深さ）は、一定であっても、試験紙５３の中心部から外周側へ向かって変化（例えば漸減）していてもよい。
【０１５５】
また、間隙５４の外周には、当該間隙５４に連通し、間隙５４よりも深く形成された円環状凹部よりなる検体溜り５５が設けられている。これにより、間隙５４を通って放射状に広がった血液は、この検体溜り５５に留まり、それ以上外周（試験紙５３の接着、融着等による固着部位）へ移動することが阻止されるので、血液が過剰に供給された場合でも、余分な血液の漏れ出しが防止される。よって、血中成分測定装置１の測光部４等の血液付着による汚染が防止される。
【０１５６】
チップ本体５１の底部５１１内面の台座部５１２より外周側の位置には、血中成分測定装置１の測光部４（試験紙装着部）へチップ５を装着したとき、試験紙５３とホルダー４３との非接触を確保する離間手段として、スペーサー５６が形成されている。
【０１５７】
図１４に示すように、このスペーサー５６は、底部５１１の内面に周方向に沿って配置された複数（本実施例では９０°間隔で４個）の凸部で構成されており、チップ５の測光部４への装着時に、測光部４のホルダー４３の先端に当接して、ホルダー４３の先端が試験紙５３に接触することを阻止する。
【０１５８】
このようなスペーサー５６を設けたことにより、試験紙５３が保護されると共に、試験紙５３上に展開された血液が測光部４に付着して汚染することが防止される。
【０１５９】
また、スペーサー５６は、チップ５の測光部４への装着時に、ホルダー４３の先端に当接して、試験紙５３と測光部４の発光素子４１および受光素子４２との離間距離を一定に保つ機能も有している。これにより、前記距離が変動し光学的特性にバラツキが生じることによる測定誤差を少なくすることができ、測定精度の向上に寄与する。
【０１６０】
以上のようなチップ本体５１および細管５２は、所定の剛性を有する剛性材料で構成されている。このような剛性材料としては、例えば、アクリル系樹脂、ポリスチレン、ポリエチレン、ポリプロピレン、硬質ポリ塩化ビニル、ポリカーボネート、ポリメチルメタクリレート、ＡＢＳ樹脂、ポリエステル、ポリフェニレンサルファイド（ＰＰＳ）、ポリアミド、ポリイミド、ポリアセタール等またはこれらのうちの１種以上を含むポリマーアロイ、ポリマーブレンド等の各種樹脂材料が挙げられる。このなかでも、検体を迅速に導入、展開するのに特に適したものとして、アクリル系樹脂等の親水性の高い材料または親水化処理されたものが好ましい。
【０１６１】
親水化処理としては、例えばプラズマ処理、グロー放電、コロナ放電、紫外線照射等の物理活性化処理の他、界面活性剤、水溶性シリコン、ヒドロキシプロピルセルロース、ポリエチレングリコール、ポリプロピレングリコール等の付与（塗布）等により行うことができる。
【０１６２】
試験紙５３は、検体を吸収可能な担体に、試薬（発色試薬）を担持（含浸）させたものである。この担体は、好ましくは多孔性膜（シート状多孔質基材）で構成されている。この場合、多孔性膜は、血液中の赤血球を濾過できる程度の孔径を有するものが好ましい。
【０１６３】
多孔性膜による担体を用いることにより、含浸させる試薬が特にオキシダーゼ反応のように大気中の酸素を基質として反応する過程を含む試薬系の場合に、検体が試験紙５３上に展開後、検体受容側が検体に覆われた状態でも、反応側より大気中の酸素が供給されるので、反応を迅速に進ませることができ、よって、検体またはその濾別成分（赤血球等）を除去することなく発色状態を検出することができる。
【０１６４】
試験紙５３の担体（多孔性膜）としては、不織布、織布、延伸処理したシート等が挙げられる。
【０１６５】
多孔性膜の構成材料としては、ポリエステル類、ポリアミド類、ポリオレフィン類、ポリスルホン類またはセルロース類等が挙げられるが、試薬を溶解した水溶液を含浸させたり、測定時には血球を濾過するため、親水性を有する材料または、親水化処理されたものが好ましい。親水化処理としては、前述した方法と同様のものが挙げられる。
【０１６６】
多孔質膜に含浸する試薬としては、血糖値測定用の場合、グルコースオキシターゼ（ＧＯＤ）と、ペルオキシターゼ（ＰＯＤ）と、例えば４−アミノアンチピリン、Ｎ−エチルＮ−（２−ヒドロキシ−３−スルホプロピル）−ｍ−トルイジンのような発色剤（発色試薬）とが挙げられ、その他、測定成分に応じて、例えばアスコルビン酸オキシダーゼ、アルコールオキシダーゼ、コレステロールオキシダーゼ等の血液成分と反応するものと、前記と同様の発色剤（発色試薬）とが挙げられる。また、さらにリン酸緩衝液のような緩衝剤が含まれていてもよい。なお、試薬の種類、成分については、これらに限定されないことは言うまでもない。
【０１６７】
次に、図１４〜図１７を参照しつつ、試験紙５３の形状、構造について説明する。試験紙５３の形状は、図示のような円形が好ましいが、これに限定されず、その他例えば、楕円形、正方形、長方形、菱形等の四角形、三角形、六角形、八角形等、必要に応じ選択して用いることができる。
【０１６８】
円形の試験紙５３の場合、試験紙５３の外径は、２〜１０ｍｍ程度が好ましく、３〜６ｍｍ程度がより好ましい。また、試験紙５３の厚さは、０．０２〜１．０ｍｍ程度が好ましく、０．０５〜０．４ｍｍ程度がより好ましい。
【０１６９】
試験紙５３は、その中心部、すなわち検体導入流路５２０に臨む位置に、検体導入流路５２０側へ向かって突出する凸部５３１を有している。この凸部５３１の高さは、特に限定されないが、少なくとも凸部５３１の先端が検体導入流路５２０内（検体流出口５２７内）に挿入されているのが好ましい。
【０１７０】
凸部５３１の形状は、検体導入流路５２０の端部（検体流出口５２７）の内径と同等またはそれより小さく、また、円形であるのが好ましい。また、凸部５３１の高さは、０．０２〜１．０ｍｍ程度が好ましく、０．０５〜０．４ｍｍ程度がより好ましい。なお、凸部５３１の形状、寸法等は、これに限定されず、検体導入流路５２０の横断面形状等に応じて、適宜選択することができる。
【０１７１】
このような凸部５３１を設けることにより、検体導入流路５２０を通過した血液をより迅速に試験紙５３へ供給することができる。
【０１７２】
また、試験紙５３は、その外周（最外周）より内側（中心側）の位置に、前記凸部５３１と同方向に突出する環状凸部５３２を有している。この環状凸部５３２は、凸部５３１を中心とする円環状をなし、その先端部が前記検体溜り５５に挿入されている。
【０１７３】
この環状凸部５３２は、試験紙５３上での血液の展開を規制する機能を有する。これにより、余分な血液が環状凸部５３２より外周側へ流出することが阻止され、血液付着による汚染が防止される。
【０１７４】
環状凸部５３２の直径は、特に限定されないが、試験紙５３の外径（直径）の７０〜９５％程度が好ましく、８５〜９５％程度がより好ましい。
【０１７５】
また、環状凸部５３２の幅は、０．０３〜１．０ｍｍ程度が好ましく、０．０５〜０．５ｍｍ程度がより好ましい。環状凸部５３２の高さは、０．０２〜１．０ｍｍ程度が好ましく、０．０５〜０．４ｍｍ程度がより好ましい。
【０１７６】
なお、環状凸部５３２の形状、寸法（直径、幅、高さ等）は、チップ本体５１の形状等に応じて適宜選択することができる。また、環状凸部５３２の突出方向は、凸部５３１と逆方向（基端方向）であってもよい。
【０１７７】
以上のような凸部５３１および環状凸部５３２は、例えば、型押しによる方法（試験紙５３の基端側面をパンチ等により押圧して突出させる方法）や、切り出しによる方法により形成することができる。
【０１７８】
図１５〜図１７に示すように、試験紙５３の外周部、すなわち環状凸部５３２のさらに外周側には、固定部５３３が形成されており、試験紙５３は、この固定部５３３において、融着または接着剤による接着等の方法によりチップ本体５１の台座部５１２に固定される。
【０１７９】
この場合、図１７に示すように、試験紙５３の外周部に沿って複数の固定点５３４が間欠的に（好ましくは等間隔で）形成されている。これにより、隣接する固定点５３４間で通気が可能となり、検体流出口５２７から流出した血液を試験紙５３上へ展開する際に、間隙５４および検体溜り５５内にあった空気が、効率よく排出され、よって、血液の展開をより迅速に行うことができる。
【０１８０】
また、検体流出側端部５２５の端面に、試験紙５３を融着または接着剤による接着等の方法により固定することもできる。これにより、試験紙５３をさらに安定的にチップ本体５１に支持、固定することができ、また、試験紙５３の変形（湾曲、歪み、波打ち等）により隙間が生じ、血液の展開を妨げることも防止される。
【０１８１】
図１８は、チップ５を用いて血液を採取するときの状態を示す側面図である。同図に示すように、血液の採取は、まず、指先（または耳たぶ）等を針やメス等で穿刺し、該穿刺部から皮膚上に少量（例えば２〜６μｌ程度）の血液１８を流出させる。
【０１８２】
一方、血中成分測定装置１の測光部４にチップ５を装着し、細管５２の検体流入側端部５２１の端面を皮膚に当接させる。指先の血液１８は、溝５２２内を経て検体流入口５２３へ至り、毛細管現象により吸引されて検体導入流路５２０内を基端方向へ流れ、検体流出口５２７へ到達する。このとき、指先の血液１８は、溝５２２の側面開口部（細管５２の外周面に開放した部分）から有効に吸入されるので、皮膚状で過剰に散らされることもなく、ロスも少ない。
【０１８３】
検体流出口５２７へ到達した血液は、試験紙５３の凸部５３１と接触して吸収されるとともに、その一部は溝５２６を通って間隙５４へ至る。間隙５４内へ流入した血液は、隣接する試験紙５３に吸収、展開されつつ、外周方向へ向かって放射状に広がって行く。このようにして試験紙５３による血液の吸収、展開、特に凸部５３１付近での吸収がなされるに従い、検体導入流路５２０に新たな吸引力が生じ、連続的に血液を試験紙５３へ供給することができる。
【０１８４】
従って、指先の血液１８の量が比較的少ない場合でも、それを無駄なく試験紙５３へ供給することができる。また、逆に、指先の血液１８の量が多く、試験紙５３へ過剰に供給された場合でも、余分な血液は、検体溜り５５に留まり、また環状凸部５３２によりそれより外周側へ流出することが阻止されるので、血液が試験紙５３外へ漏れ出して、胴部５１の内面、測光部４あるいはこれらの周辺部等に付着し、汚染することが防止される。このため、次回の測定に悪影響を及ぼすこともなく、また、使用済のチップ５の廃棄処分においても、感染等のおそれがなくなり、その安全性が高まる。
【０１８５】
試験紙５３上への血液の展開が完了すると、血液中の目的成分（例えばブドウ糖）と試験紙５３に担持された試薬とが反応し、目的成分の量に応じて呈色する。この呈色強度を例えば前述した方法で測定することにより、血液中の目的成分量（血糖値）が求まる。なお、血液中に含まれている赤血球等は、濾別されて試験紙５３の間隙５４側に留まるので、試験紙５３の測色に悪影響を及ぼすことはない。
【０１８６】
以上のように、チップ５を用いた場合には、指先に流出した血液１８の量にかわらず、その血液を簡単な操作で迅速かつ確実に試験紙５３へ供給、展開することができる。従って、測定エラーも極めて少なく、測定精度の向上に寄与する。
【０１８７】
ところで、血中成分の測定における誤差要因の１つとして、血液のヘマトクリット値が挙げられる。ヘマトクリット値は、血液中に占める赤血球の量（容積）であるが、成人女性で３５％〜４５％、成人男性で４０％〜５０％、また新生児では６０％を超える場合も多く、性別、年齢差等の個人差により相違する。従って、血清を分離せず全血を検体とした検査においては、一定量の血液が試験紙５３へ供給されても、血清の量にバラツキが生じるため、これが測定誤差要因となる。以下、血糖値の測定を例にして説明する。
【０１８８】
血糖値１３０ｍｇ／ｄｌ、４３０ｍｇ／ｄｌのそれぞれにおいて、各々ヘマトクリット値３０％、４０％、５０％、６０％に調整された血液を作製し、これらを用いて測定開始から２秒毎に血糖値を測定したときの測定結果の一例を表１、表２に示す。
【０１８９】
【表１】

【０１９０】
【表２】

【０１９１】
表１、２からわかるように、ヘマトクリット値が低い（３０％）と、展開速度、反応速度が速くなるため、最終的な測定値（ヘマトクリット値補正前）は、実際の血糖値より高い値が出る。ヘマトクリット値が高い（５０％以上）と、逆に、展開速度、反応速度が遅くなり、実際の血糖値より低い値が出る。従って、以下のようなヘマトクリット値補正を行う。
【０１９２】
ヘマトクリット値補正は、最終測定時間（本実施例では１８秒）より前の途中の時間（測定時間途中）に血糖値を予備的に測定し、この測定値（以下「予備測定値」と言う）を利用する。この場合、予備測定値の測定時間は、試験紙５３への血液の展開がほぼ完了した後、６秒以内のうちの任意の時間が好ましく、測定開始から４秒以内のうちの任意の時間が好ましく、測定開始から２〜４秒がさらに好ましい。以下、予備測定値の測定時間を４秒として説明する。
【０１９３】
ある決まった血糖値（例えば１３０ｍｇ／ｄｌ）で、ヘマトクリット値を多段階（例えば３０％、４０％、５０％、６０％）に変えた数種のサンプル血液を作製し、これらのサンプル血液に対し、実験的に予備測定値（４秒経過時の測定値）と最終測定値（１８秒経過時の測定値）とを得ておく。サンプル血液中の血糖値を種々変えた同様のサンプル血液を作製し、これらに対しても同様に予備測定値と最終測定値とを得ておく。
【０１９４】
そして、各予備測定値と最終測定値の組み合わせに対する補正値（ヘマトクリット値補正係数）を例えば表３のようにテーブル化してメモリー（第２のメモリー）に記憶しておく。
【０１９５】
【表３】

【０１９６】
実際の測定に際しては、得られた予備測定値と最終測定値とから前記表３に従って補正値を決定し、この補正値を最終測定値に加算する。これにより、測定する血液のヘマトクリット値の相違にかかわらず、より正確な血糖値が得られる。
【０１９７】
以上、本発明の成分測定装置を図示の実施例に基づいて説明したが、本発明は、これに限定されるものではない。
【０１９８】
また、前記実施例では、検体として血液を挙げて説明したが、検体はこれに限らず、その他、例えば尿、リンパ液、隋液、唾液等の体液またはその希釈液、濃縮液であってもよい。
【０１９９】
また、測定目的とする成分は、ブドウ糖（血糖値）に限らず、例えば、タンパク、コレステロール、尿酸、クレアチニン、アルコール、ナトリウム等の無機イオン、ヘモグロビン（潜血）等であってもよい。
【０２００】
また、本発明の成分測定装置は、前述したような検体中の成分と試薬との反応により呈色した試験紙の呈色強度を光学的に測定（測色）し、測定値へ換算、表示するものの他に、検体中の成分の量に応じて生じる電位変化を電気的に測定し、測定値へ換算、表示するものでもよい。
【０２０１】
【発明の効果】
以上述べたように、本発明の成分測定装置によれば、試験紙の測色を遮光状態で行わない場合でも、外光の変動の影響を受けることなく、高精度の測定を行うことができる。特に、測定値を補正する温度補正やヘマトクリット値補正のような各種補正手段を設けた場合には、測定精度がさらに向上する。
【０２０２】
また、操作が簡単であり、特に、試験紙への検体の供給・展開から測定までの一連の操作を連続的、自動的に行うことができるので、簡単、迅速に、確実性、再現性のある測定を行うことができる。
【０２０３】
また、成分測定用チップを装着して使用する本発明の成分測定装置によれば、検体の形態や量、採取部位、採取手技等の条件によらず、検体を簡便、迅速かつ確実に採取し、試験紙上に展開することができ、それにより、正確な測定値を得ることができる。
【０２０４】
また、成分測定用チップの取り扱いも容易であり、特に、成分測定装置への着脱操作が簡単である。特に、適正な装着状態を容易かつ確実に得ることができ、装着状態の不適による測定エラーや測定誤差も防止できる。
【０２０５】
また、検体の付着による汚染も防止され、使用済の成分測定用チップの廃棄に際しての安全性も高い。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の成分測定装置の実施例の内部構造を示す平面図である。
【図２】成分測定装置の断面側面図である。
【図３】成分測定装置のブロック図である。
【図４】成分測定装置の動作の一例を示すフローチャートである。
【図５】成分測定装置の動作の一例を示すフローチャートである。
【図６】成分測定装置の動作の一例を示すフローチャートである。
【図７】成分測定装置の動作の一例を示すフローチャートである。
【図８】反射光強度の経時変化を示すグラフである。
【図９】成分測定用チップの構成例を示す縦断面図である。
【図１０】成分測定用チップの細管の検体流入側端部の構成を示す斜視図である。
【図１１】成分測定用チップの細管の検体流出側端部の構成を示す斜視図である。
【図１２】細管の検体流入側端部における各部の寸法を示す図である。
【図１３】細管の検体流出側端部における各部の寸法を示す図である。
【図１４】成分測定用チップを成分測定装置に装着した状態を示す縦断面図である。
【図１５】試験紙の構成例を示す斜視図である。
【図１６】試験紙の構成例を示す平面図である。
【図１７】図１６中のＡ−Ａ線断面図である。
【図１８】成分測定用チップを用いて検体を採取するときの状態を示す側面図である。
【符号の説明】
１血中成分測定装置
２ケーシング
３プリント基板
３１操作ボタン
３２、３３、３４操作部材
４測光部
４１発光素子
４２受光素子
４３ホルダー
４４Ａ／Ｄ変換器
５チップ
５１チップ本体
５１１底部
５１２台座部
５１３胴部
５１４フランジ
５２細管
５２０検体導入流路
５２１検体流入側端部
５２２溝
５２３検体流入口
５２５検体流出側端部
５２６溝
５２７検体流出口
５３試験紙
５３１凸部
５３２環状凸部
５３３固定部
５３４固定点
５４間隙
５５検体溜り
５６スペーサー
６電源部
６１電池
７電源電圧検出部
８スイッチ回路
９液晶表示装置
１０制御手段
１１制御発振部
１２時計発振部
１３データ記憶部
１４ブザー出力部
１５外部出力部
１６温度測定部
１８血液
１００〜１２７ステップ
２００〜２０３ステップ[0001]
[Technical field to which the invention belongs]
The present invention relates to a component measuring apparatus that measures the amount of a target component, such as blood glucose level measurement.
[0002]
[Prior art]
A blood glucose measurement device (blood component measurement device) that measures blood glucose levels is known. This blood glucose measurement device quantifies the blood glucose level by optically measuring (coloring) the degree of coloration of a test paper that is colored according to the amount of glucose in the blood.
[0003]
In such a conventional blood glucose measuring device, the color measurement of the test paper is performed by irradiating the test paper with light and measuring the intensity of the reflected light in a photometric unit including a light emitting element and a light receiving element. In such a measurement, after the blood, which is the sample, is spread on a test paper, the test paper is measured in a light-shielded state, so that optical measurement can be performed without being affected by external light (disturbance light). It was.
[0004]
However, in such a blood glucose measurement device, it is necessary to perform an operation for supplying blood to the test paper (specimen) and then expanding the test paper, and then inserting the test paper into a space where light shielding is ensured to start measurement. Therefore, there are the disadvantages that the operability is inferior, and there is a problem that the time from the supply of blood to the test paper to the color measurement is not constant, resulting in a measurement error.
[0005]
In order to solve such a problem, it is desired to develop a blood glucose measuring device capable of continuously and automatically performing a series of operations from supply / development of blood to a test paper to measurement. As such a blood glucose measurement device, for example, a configuration in which blood is supplied to a test paper already mounted on the blood glucose measurement device, and color measurement and blood glucose level quantification are automatically performed is conceivable.
[0006]
However, in such a blood glucose measurement device, since optical measurement on the test paper is not performed in a light-shielded state, the measurement results are affected by external light (disturbance light), resulting in an error in measurement results and a decrease in measurement accuracy. There is.
[0007]
In addition, blood is supplied to the test paper by puncturing the fingertip or earlobe with a needle or a scalpel, etc., so that a small amount of blood that has flowed out of the puncture site onto the skin is absorbed directly by the test paper, or the test paper holder is small. It is carried out by absorbing the test paper through the holes.
[0008]
However, the amount of blood that flows out is not always constant, and the supply operation to the test paper cannot be performed well, or the blood that has flowed out spreads on the skin, resulting in a shortage of supply to the test paper. In such a case, there is a problem that the measurement result becomes inaccurate and the measurement accuracy is lowered.
[0009]
[Problems to be solved by the invention]
An object of the present invention is to provide a component measuring apparatus that is easy to operate and has high measurement accuracy.
[0010]
[Means for Solving the Problems]
Such an object is achieved by the present inventions (1) to (9) below.
[0011]
(1) A component measuring apparatus for measuring the amount of a predetermined component in a sample by measuring a test paper carrying a coloring reagent,
Based on a test paper mounting unit for mounting the test paper, a photometric unit for irradiating the test paper mounted on the test paper mounting unit with pulsed light and detecting the intensity of reflected light, and a signal from the photometric unit And an arithmetic unit for calculating the amount of the target component.
The calculation unit is configured to obtain a difference in intensity of the reflected light between when the pulsed light is irradiated and when not irradiated, and to calculate the amount of the component from the value,
Measurement of the difference in intensity of the reflected light is performed on pulsed light emitted within a time corresponding to a half cycle of an AC commercial power supply or an integral multiple thereof,
The component measuring apparatus characterized in that the pulsed light has a period of 0.5 to 3.0 msec and a light emission time of one pulse of 0.05 to 0.3 msec.
[0012]
(2) A component measuring apparatus for measuring the amount of a predetermined component in a sample by measuring a test paper carrying a coloring reagent,
A test paper mounting unit for mounting the test paper, a photometric unit for intermittently irradiating the test paper mounted on the test paper mounting unit with pulsed light, and detecting the intensity of the reflected light, and from the photometric unit An arithmetic unit that calculates the amount of the target component based on the signal,
The calculation unit is configured to calculate a difference in intensity of the reflected light between the pulsed light irradiation and non-irradiation for the plurality of pulsed light, and calculate the amount of the component from an average value thereof. ,
Measurement of the difference in intensity of the reflected light is performed on pulsed light emitted within a time corresponding to a half cycle of an AC commercial power supply or an integral multiple thereof,
The component measuring apparatus characterized in that the pulsed light has a period of 0.5 to 3.0 msec and a light emission time of one pulse of 0.05 to 0.3 msec.
[0013]
(3) The measurement of the difference in intensity of the reflected light is performed on pulsed light emitted within a time corresponding to the least common multiple of the first period and the second period of the AC commercial power supply or an integral multiple thereof. The component measuring apparatus according to (1) or (2).
[0014]
(4) The number of measurements of the difference in intensity of the reflected light can be switched between a first number and a second number, and the second number is an integral multiple of the first number. Thru | or the component measuring apparatus in any one of (3).
[0015]
(5) The calculation unit according to any one of (1) to (4), wherein the calculation unit calculates the amount of the component based on a relative comparison with the intensity of the reflected light when the test paper is not colored. Component measuring device.
[0016]
(6) Before the measurement of the amount of the component, the function of (1) to (5) having a function of automatically detecting the loading of the test paper on the test paper loading unit based on a signal from the photometry unit The component measuring apparatus in any one.
[0017]
(7) The function of automatically detecting that the specimen has been developed on the test paper attached to the test paper attachment unit based on a signal from the photometry unit prior to measurement of the amount of the component ( The component measuring apparatus according to any one of 1) to (6).
[0018]
(8) The component measurement apparatus according to any one of (1) to (7), wherein the specimen is blood, and includes first correction means that corrects a measurement value based on a difference in hematocrit value of the blood.
[0019]
(9) The component measuring apparatus according to any one of (1) to (8), further including a second correction unit that corrects a measurement value due to a difference in measurement temperature.
[0050]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, the component measuring apparatus of this invention is demonstrated in detail based on the suitable Example shown to an accompanying drawing.
[0051]
1 is a plan view showing the internal structure of an embodiment of a component measuring apparatus (blood component measuring apparatus) according to the present invention, FIG. 2 is a sectional side view of the component measuring apparatus, and FIG. 3 is a block diagram of the component measuring apparatus. 4 to 7 are flowcharts showing an example of the operation of the component measuring apparatus, and FIG. 8 is a graph showing the change over time of the reflected light intensity.
[0052]
As shown in these drawings, the blood component measuring apparatus 1 of the present invention has a casing 2 in which a printed circuit board 3 is disposed. A photometric unit 4 is provided at one end of the casing 2. A liquid crystal display (LCD) 9 is installed in the window portion of the casing 2.
[0053]
On the printed circuit board 3, a control means 10 composed of a microcomputer is mounted and controls various operations of the blood component measuring apparatus 1. The control means 10 includes a calculation unit that calculates a target blood component (for example, glucose) based on a signal from the photometry unit 4. This calculation unit also performs hematocrit value correction calculation (first correction means) and temperature correction calculation (second correction means), which will be described later.
[0054]
The hematocrit value is one of the conditions related to the concentration when the specimen is blood.
[0055]
The photometry unit 4 includes a light emitting element (light emitting diode) 41 and a light receiving element (photodiode) 42, which are housed and held in a holder 43. The light emitting element 41 is electrically connected to the control means 10, and the light receiving element 42 is electrically connected to the control means 10 via an amplifier and an A / D converter 44 (not shown).
[0056]
The light emitting element 41 is operated by a signal from the control means 10 and emits pulsed light at a predetermined time interval. For example, the period of the pulsed light is about 0.5 to 3.0 msec, and the emission time of one pulse is about 0.05 to 0.3 msec.
[0057]
The wavelength of the pulsed light is preferably about 500 to 720 nm, more preferably about 580 to 650 nm.
[0058]
A component measurement chip (hereinafter simply referred to as “chip”) 5 containing the test paper 53 is detachably mounted on the holder (test paper mounting portion) 43. Here, a general configuration of the chip 5 will be briefly described, and a preferable structure of the chip 5 will be described in detail later.
[0059]
The chip 5 is composed of a transparent or translucent (colored transparent) bottomed cylindrical chip body 51 and a test paper 53 installed inside the bottom of the chip body 51 (see FIG. 1).
[0060]
On the outer surface of the bottom portion of the chip body 51, a thin tube 52 is formed to project. When the specimen (blood) is brought into contact with the tip of the capillary tube 52, the specimen is sucked into the capillary tube 52 by capillary action, transferred, reaches the test paper 53, and is developed on the test paper 53.
[0061]
The test paper 53 is obtained by carrying a reagent on a carrier capable of absorbing a specimen (preferably a sheet-like porous substrate having hydrophilicity). The reagent is appropriately determined depending on the component to be measured in blood.
[0062]
When the light emitting element 41 is turned on with the chip 5 mounted on the holder 43, the light emitted from the light emitting element 41 is irradiated onto the test paper 53, and the reflected light is received by the light receiving element 42 and subjected to photoelectric conversion. The An analog signal corresponding to the amount of received light is output from the light receiving element 42, amplified as desired, converted to a digital signal by the A / D converter 44, and input to the control means 10.
[0063]
The blood component measuring apparatus 1 includes a power supply unit 6, a power supply voltage detection unit 7, a switch circuit 8, a control oscillation unit 11, a clock oscillation unit 12, a data storage unit 13, a buzzer output unit 14, an external output unit 15, a temperature. A measurement unit 16 is included.
[0064]
A battery 61 is loaded in the power supply unit 6. The power supply voltage detector 7 detects the voltage of the battery 61 and outputs the detected value to the control means 10. Thereby, the remaining amount of the battery 61 can be chucked.
[0065]
The switch circuit 8 detects inputs of various switches as described below and inputs the signals to the control means 10. Examples of the switch include a power switch, a stored data read switch, a time setting / change switch, a reset switch, a buzzer operation / non-operation selection switch, and a 50 Hz / 60 Hz commercial power frequency selection switch.
[0066]
The power switch can be turned on / off by pressing the operation button 31.
[0067]
The other switches can be operated by operating any one or a combination of two or more of the operation buttons 31 and the

operation members

32, 33, and 34.
[0068]
In this case, the 50 Hz / 60 Hz commercial power frequency selection switch is in either the first mode in which the commercial power frequency is 50 Hz (corresponding to the first cycle) or the second mode in which the commercial power frequency is 60 Hz (corresponding to the second cycle). However, one of the third modes that can be shared can be selected.
[0069]
The control oscillating unit 11 constitutes a timer, oscillates clock pulses at regular time intervals, and supplies a reference signal for operation of the microcomputer (microprocessing unit: MPU) of the control means 10.
[0070]
The clock oscillator 12 constitutes a clock that specifies an absolute time (date and time). The clock oscillator 12 oscillates clock pulses at regular time intervals and supplies a reference signal for operation of a clock control circuit built in the control means 10.
[0071]
The data storage unit 13 includes a first memory (RAM), a second memory (ROM), and a third memory (nonvolatile RAM). The photometric value (photometric data) input from the photometric unit 4 is stored in the first memory according to a predetermined format.
[0072]
In the second memory, the relationship (calibration curve) between the absorbance obtained from the photometric value and the target blood component amount (hereinafter referred to as “blood glucose level”) is tabulated in advance and stored. Yes.
[0073]
In the third memory, calibration values unique to each device are stored in advance. Specific calibration values referred to here include a prescribed value of the amount of reflected light at step 112 in FIG. 5, a correction coefficient for final absorbance calculation at step 126 (1) in FIG.
[0074]
The buzzer output unit 14 operates the buzzer based on a signal from the control means 10 and emits a sound.
[0075]
The external output unit 15 is for outputting data such as the obtained blood glucose level to an external device such as a personal computer. In this case, the external output unit 15 incorporates a communication driver such as RS232C. When performing infrared communication, the external output unit 15 incorporates an infrared light emitting element and its drive circuit.
[0076]
The temperature measuring unit 16 includes a temperature sensor (thermistor) that can measure the environmental temperature. The temperature measurement unit 16 measures temperature at any time, and the temperature information is stored in the first memory of the data storage unit 13. Further, the temperature information read from the first memory is input to the control means 10 and used for temperature correction calculation of the blood sugar level.
[0077]
Next, an example of the operation of the blood component measuring apparatus 1 will be described based on the flowcharts of FIGS.
[0078]
When the microcomputer of the control means 10 is reset by the reset switch, the timepiece operates (step 100) and it is determined whether the power switch is turned on (step 101). When the power switch is turned on, the liquid crystal display (LCD) 9 is driven to light up all the segments for 2 seconds (step 102), and then the current time is displayed (step 103).
[0079]
After step 103, if no measurement is completed or no switch operation is performed and two minutes have passed (step 104), or the power switch is pressed for one second or longer (step 105), the power is automatically turned off (step 106), the process returns to Step 101.
[0080]
After step 103, the photometry unit 4 is operated to measure the amount of reflected light (the intensity of the reflected light) (step 107). This measuring method will be described in detail later.
[0081]
Next, the power supply voltage detector 7 determines whether or not the power supply voltage is equal to or higher than a specified value (step 108). If the power supply voltage is lower than the specified value, “Liquid battery” is displayed on the liquid crystal display device (LCD) 9. In addition, measurement is prohibited (step 109).
[0082]
When the power supply voltage is equal to or higher than the specified value, it is determined whether or not the level of the total light quantity (reflected light + external light) is equal to or lower than the specified value (step 110). Therefore, “L” is displayed on the liquid crystal display (LCD) 9 and the process returns to Step 107.
[0083]
If the total light amount level is less than or equal to the specified value, it is determined whether the reflected light amount is within the specified range (step 112). If it is outside the specified range, the process returns to step 107. If the amount of reflected light is within the specified range, it is determined that the chip 5 is mounted on the holder 43, and the measurement of the amount of reflected light is switched to high-accuracy measurement (step 113). This measuring method will be described in detail later.
[0084]
Subsequently, the reflected light amount is measured to determine whether or not the reflected light amount is within the specified range for 4 seconds (step 114). If the reflected light amount is not within the specified range for 4 seconds, the process returns to step 107. . When the amount of reflected light is within the specified range for 4 seconds continuously, it is determined that the chip 5 has been stably attached to the holder 43, and the liquid crystal display device (LCD) 9 displays “− “-” Is displayed. In this state, the supply of the sample (blood) to the chip 5 is waited.
[0085]
Next, it is determined whether or not the amount of reflected light has decreased by 3% or more with respect to the previous measurement value (step 116). If the amount of reflected light has decreased by 3% or more, blood is supplied to the chip 5 and developed on the test paper 53. The main measurement for blood glucose level measurement is started (step 117).
[0086]
First, the reflected light amount immediately before the reflected light amount changes (the reflected light amount of the unused test paper 53) is stored in the first memory of the data storage unit 13 as "white level" (data 1) (step 118).
[0087]
The buzzer output unit 14 is actuated to sound a buzzer to notify that measurement has started (step 119). Note that the buzzer does not sound when the buzzer is not activated by the buzzer activation / deactivation selection switch.
[0088]
At the same time, a countdown is started by the timer (step 119), and this is displayed on the liquid crystal display device (LCD) 9 in seconds. The countdown starts from “18” seconds, for example, and is displayed every second such as “17”, “16”, “15”... “1”.
[0089]
When 4 seconds have elapsed after the countdown starts (step 120), the amount of reflected light is measured (step 121). Note that this 4 seconds is a sufficient time for blood to be uniformly spread on the test paper 53.
[0090]
After step 121, error check * 1 (see FIG. 7) is performed. That is, it is determined whether or not the amount of reflected light is equal to or higher than the level at which the chip 5 is attached (step 200). If the reflected light amount is lower than the level, it is determined that the chip 5 is removed from the holder 43, “Error 1” is displayed on the liquid crystal display (LCD) 9 (step 201), and this measurement is stopped, and the process returns to step 107.
[0091]
When the amount of reflected light is equal to or higher than the level, it is determined whether or not the level of the total amount of light is a specified value (for example, 3000 lux in terms of illuminance) or less (step 202). Since there is too much light, “Error 2” is displayed on the liquid crystal display device (LCD) 9 (Step 203), and this measurement is stopped and the process returns to Step 107.
[0092]
If it is determined in step 202 that the level of the total light quantity is not more than the specified value, the process proceeds to the next step (step 122).
[0093]
If the error check * 1 is cleared, the amount of reflected light (the amount of reflected light immediately after blood is spread on the test paper 53 and before the coloring reagent in the test paper is colored) is changed to “hematocrit value correction data” (data 2). ) Is stored in the first memory of the data storage unit 13 (step 122), and it is determined whether 18 seconds have elapsed after the start of the main measurement (step 123).
[0094]
After 18 seconds, the amount of reflected light is measured (step 124), and after the same error check * 1 as described above, this measured value is stored in the first memory of the data storage unit 13 as "final color development data" (data 3). Store (step 125).
[0095]
Next, the calculation unit of the control means 10 calculates the blood sugar level based on the

data

1, 2, 3, etc. stored in the first memory (step 126). More specifically, first, the final absorbance (coloration degree) is calculated. This final absorbance is obtained as a relative ratio of the reflected light amount during color development to the reflected light amount of the uncolored test paper 53, that is, the ratio of data 3 to data 1 (= data 1 / data 3).
[0096]
Next, a correction coefficient (calibration value) for each device stored in the third memory of the data storage unit 13 is added to or multiplied by the final absorbance to correct.
[0097]
Next, a blood glucose level is determined from the final corrected final absorbance. That is, the calibration curve data (for example, in the range of 20 to 600 mg / dl) stored in the second memory of the data storage unit 13 is associated with the obtained individual corrected final absorbance, and the corresponding data is obtained. Determined as blood glucose level.
[0098]
Next, temperature correction calculation is performed. The temperature information input from the temperature measurement unit 16 is stored in the first memory of the data storage unit 13. On the other hand, a correction coefficient considering the characteristics of the blood component measurement 1 and the test paper 53 with respect to the temperature change is stored in advance in the second memory, and the temperature correction coefficient is determined from the temperature information read from the first memory. The temperature correction coefficient is multiplied (or added) to the blood glucose level.
[0099]
Also, hematocrit value correction calculation is performed. The data 2 changes according to the hematocrit value of the blood and affects the subsequent measurement of the amount of reflected light. However, a correction coefficient (correction value) of the blood glucose level for the data 2 is stored in advance in the second memory. A hematocrit value correction coefficient is determined from the data 2 and data 3 read from the first memory, and this hematocrit value correction coefficient is added (or multiplied) to the blood glucose level. This hematocrit correction will be described in detail later.
[0100]
The temperature correction calculation and the hematocrit value correction calculation as described above are performed to obtain the final blood glucose level (final blood glucose level).
[0101]
Next, the obtained final blood glucose level is displayed on the liquid crystal display (LCD) 9 and stored in the first memory together with the measurement end time. The characters “memory” and “complete” are displayed on the liquid crystal display (LCD) 9. Display and sound the buzzer to notify the end of measurement (step 127). Further, the obtained final blood glucose level is output from the external output unit 15 to an external device or the like as necessary.
[0102]
Thereafter, the process returns to step 107 again, and the same process as described above is repeated until the power is turned off.
[0103]
Now, a method for measuring reflected light intensity (amount of reflected light) in the present invention will be described. In

steps

107, 113, 117, 121, 124, etc., the difference between the reflected light intensity when the pulsed light emitted from the light emitting element 41 is irradiated and the reflected light intensity when not irradiated is obtained, and this is used as the reflected light intensity. That is, as shown in FIG. 8, when one pulsed light n is irradiated (B _n From the reflected light intensity at point), when the pulse light immediately before that is not irradiated (A _n The value obtained by subtracting the reflection intensity at point) is the reflected light intensity P _n And
[0104]
As shown in FIG. 8, the amount of external light (disturbance light) fluctuates, but by performing such a measurement, the external light component is canceled, so that it is affected by fluctuations in the amount of external light. However, only the reflected light component due to the irradiation light is extracted, and the accurate reflected light intensity can be measured.
[0105]
In this case, in order to further improve the measurement accuracy, it is preferable to obtain a difference in reflected light intensity between a plurality (n) of pulsed light when irradiated with the pulsed light and when not irradiated. That is,
[0106]
P _n = B _n Reflected light intensity at point -A _n Reflected light intensity at a point
When
[0107]
Reflected light intensity = 1 / n · (P ₁ + P ₂ + P ₃ ... + P _n )
Can be expressed as
[0108]
Here, n can be an arbitrary integer of 2 or more, but is preferably determined as follows in order to further improve the measurement accuracy.
[0109]
[First method]
In Japan, the frequency of an AC commercial power supply is set to 50 Hz (Kanto area) or 60 Hz (Kansai area). In each case, the AC commercial power supply has a half cycle (10 or 8.333 msec) or an integral multiple thereof. It is preferable to carry out with respect to pulsed light emitted within a time corresponding to.
[0110]
That is, when measuring indoors, the component of external light is mainly due to illumination light, but for fluorescent lamps of illumination light, the amount of light emitted thereby repeatedly increases and decreases with the period of the AC commercial power supply. Therefore, the reflected light intensity as described above is measured for each pulsed light emitted within a half cycle of the AC commercial power supply (corresponding to one peak or trough of the waveform) or an integral multiple thereof, By obtaining the average value, such fluctuations in external light are canceled, and the reflected light intensity can be measured with higher accuracy.
[0111]
The frequency of the AC commercial power supply (the first mode and the second mode) can be artificially switched by the 50 Hz / 60 Hz commercial power frequency selection switch according to the region where the blood component measuring apparatus 1 is used. In response to this, the sampling number (n) of the pulsed light is automatically determined.
[0112]
[Second method]
This method is a method that can be shared regardless of whether the frequency of the AC commercial power supply is 50 Hz or 60 Hz. That is, when the 50 Hz / 60 Hz commercial power frequency selection switch is set to the third mode, the minimum of the first period (20 msec) corresponding to 50 Hz of the AC commercial power and the second period (16.666 msec) corresponding to 60 Hz. The reflected light intensity as described above is measured for each pulsed light emitted within a time corresponding to the common multiple (100 msec), and the average value is obtained.
[0113]
In this embodiment, if the period of the pulsed light is 0.78 msec, for example, the reflected light intensity is measured 128 times during 100 msec.
[0114]
According to this method, even if the frequency of the AC commercial power supply is 50 Hz or 60 Hz, the same effect as that of the first method can be obtained without switching according to the frequency.
[0115]
This method is applied to the measurement of reflected light intensity in the step 107. In this case, the number of measurements (128 times) is the number of pulsed light emitted within a time corresponding to the least common multiple (100 msec) of the first period (20 msec) and the second period (16.666 msec). In addition, since the number is relatively small for obtaining the effect, there is an advantage that measurement can be performed with low power consumption (low power consumption measurement).
[0116]
[Third method]
When the 50 Hz / 60 Hz commercial power frequency selection switch is set to the third mode, the least common multiple of the first period (20 msec) corresponding to 50 Hz of the AC commercial power and the second period (16.666 msec) corresponding to 60 Hz ( The intensity of the reflected light as described above is measured for each pulsed light emitted within a time corresponding to an integer multiple of 100 msec) (particularly an integer multiple of 2 or more), and the average value is obtained.
[0117]
In this embodiment, if the period of the pulsed light is 0.78 msec, for example, the reflected light intensity is measured 512 times in 400 msec (4 times 100 msec).
[0118]
According to this method, even if the frequency of the AC commercial power supply is 50 Hz or 60 Hz, the same effect as the first method can be obtained without switching according to the frequency, and Since the number of pulsed light samplings (number of times of measurement) is an integral multiple (four times) of the second method, higher-precision measurement can be performed.
[0119]
Such a third method is switched in step 113, and the third method is applied to the subsequent measurements (

steps

117, 121, and 124).
[0120]
In the present embodiment, the switching from the second method to the third method is automatically performed in step 113, but the selection of either the second method or the third method (from In a broad sense, it can be configured such that the selection of the number of times of measurement of reflected light intensity is manually performed by a predetermined switch operation.
[0121]
In this case, when the number of measurements can be switched between the first number and the second number, the second number (for example, 512 times) is an integral multiple (four times) of the first number (for example, 128 times). Is preferred.
[0122]
In the present invention as described above, the blood glucose level is obtained based on the relative ratio of the reflected light intensity (data 3) during color development to the reflected light intensity (data 1) when the test paper 53 is not colored. 1) Characteristic changes over time of the light emitting element 41, the light receiving element 42, the circuit, etc. are canceled and are not affected, and (2) the adjustment state of the span (gain) of the measuring circuit does not affect the measured value, (3) There is an effect that the influence on the measured value due to scratches, dirt, foreign matter adhesion, etc. on the optical system of the measuring unit 4 can be suppressed.
[0123]
In addition, prior to blood glucose level measurement (main measurement), it has a function of automatically detecting that the chip 5 is mounted on the holder 43 by determining whether the amount of reflected light is within a specified range (step 112). Measurement operations can be easily performed.
[0124]
Further, since it has a function of automatically detecting that blood is spread on the test paper 53 of the chip 5 mounted on the holder 43 by detecting a decrease in the amount of reflected light by a predetermined amount (step 116), The start time of the measurement (main measurement) can be automatically set, and the measurement operation is easy, and more rapid and reproducible measurement is possible.
[0125]
In addition, the first correction means for correcting the measurement value due to the difference in the condition (blood hematocrit value) related to the concentration of the specimen, and further the second correction for correcting the measurement value due to the difference in the measurement temperature By having the correction means, more accurate measurement can be performed.
[0126]
Next, a preferred embodiment of the component measuring chip will be described. FIG. 9 is a longitudinal sectional view showing a configuration example of the component measuring chip (chip 5), and FIGS. 10 and 11 show the configurations of the sample inflow side end and the sample outflow side end of the thin tube of the chip, respectively. FIG. 12 is a perspective view, FIG. 12 and FIG. 13 are diagrams showing dimensions of each part at the sample inflow side end and the sample outflow side end of the thin tube, respectively, and FIG. 14 shows a state in which the chip is mounted on the blood component measurement device. FIG. 15 and FIG. 16 are a perspective view and a plan view, respectively, showing a configuration example of a test paper, and FIG. 17 is a cross-sectional view taken along line AA in FIG. In the following description, the lower side in FIG.
[0127]
As shown in FIG. 9, the chip 5 includes a bottomed cylindrical chip body 51, a narrow tube 52 protruding from the bottom 511 of the chip body 51, and a test paper 53 installed in the chip body 51. ing.
[0128]
The chip body 51 constitutes a mounting portion that supports the test paper 53 and mounts the chip 5 to the photometric unit 4 of the blood component measuring device 1.
[0129]
The chip body 51 includes a bottom portion 511, a body portion 513, and a flange 514 formed on a base end outer periphery of the body portion 513. A pedestal 512 for fixing the test paper 53 is formed inside the bottom 511. The test paper 53 is fixed to the pedestal 512 at the outer peripheral portion (fixing portion 533) by a method such as fusion or bonding with an adhesive.
[0130]
The body portion 513 constitutes a mounting portion for mounting the chip 5 to the photometric unit 4 of the blood component measuring device 1. That is, as shown in FIG. 14, the holder 43 of the photometric unit 4 is fitted inside the body 513 of the chip body, and the chip 5 is attached to the photometric unit 4 of the blood component measuring apparatus 1.
[0131]
In this case, as shown in FIGS. 9 and 14, the body 513 preferably has a tapered shape in which the inner diameter gradually decreases in the distal direction. As a result, even when there is a slight difference from the outer diameter of the holder 43, it can be reliably fitted and mounted.
[0132]
The flange 514 has a function as a gripping unit that puts a finger or the like on the chip 5 when the chip 5 is attached to or detached from the photometric unit 4 (test paper mounting unit) of the blood component measuring apparatus 1. Thereby, the attachment / detachment operation of the chip 5 can be performed easily and reliably.
[0133]
In the present embodiment, the bottom portion 511, the body portion 513, and the flange 514 are all integrally formed, but these may be formed by joining different members. The thin tube 52 is also formed integrally with the bottom 511 of the chip body 51, but may be formed by joining another member as described above.
[0134]
The thin tube 52 is for collecting blood (specimen), and a sample introduction flow path 520 is formed therein. The sample introduction channel 520 extends in a direction substantially orthogonal to the test paper 53, and a sample inflow port 523 is formed at the front end, and a sample outflow port 527 is formed at the base end.
[0135]
Since blood is supplied to the test paper 53 through the sample introduction channel 520 by capillary action, the inner diameter (average) of the sample introduction channel 520 is preferably about 0.2 to 2.0 mm. More preferably, it is about 3 to 1.0 mm. If the inner diameter of the sample introduction channel 520 is too large, blood transfer by capillary action becomes difficult. If the inner diameter is too small, the blood supply speed is slow, and a sufficient amount of blood is supplied to the test paper 53. Takes a long time.
[0136]
The inner diameter (cross-sectional area) of the sample introduction channel 520 may be constant or changed along the longitudinal direction of the sample introduction channel 520.
[0137]
Further, the length (full length) of the sample introduction channel 520 is preferably about 1 to 10 mm, and more preferably about 2 to 5 mm. If the length of the sample introduction channel 520 is too long, it takes time to transfer blood by capillary action. If it is too short, the blood 18 may adhere to the bottom outer surface of the chip body 51 in the state shown in FIG. There is.
[0138]
As shown in FIGS. 9 to 11, the distal end portion and the proximal end portion of the narrow tube 52 constitute a sample inflow side end 521 and a sample outflow side end 525, respectively.
[0139]
A groove 522 communicating with the sample introduction channel 520 is formed on the end surface of the sample inflow side end 521. In the illustrated example, the groove 522 is a single-letter groove extending in the radial direction of the thin tube 52. Both ends of the groove 522 are open to the outer peripheral surface of the thin tube 52, respectively.
[0140]
By providing the groove 522, when the end surface of the sample inflow side end 521 is brought into contact with the surface of a finger or the like in collecting blood, the sample introduction flow path 520 is not blocked and a blood inflow path is secured. Therefore, the blood can be supplied smoothly and reliably to the test paper 53.
[0141]
The total perimeter of the boundary between the groove 522 and the sample introduction channel 520 is L ₁ , The inner diameter of the sample introduction channel 520 (the inner diameter in the vicinity of the sample inlet 523) is d ₁ The circumference L ₁ And the total inner circumference 2πd of the sample introduction channel 520 ₁ Preferably satisfies the relationship of the following formula (I).
[0142]
L ₁ ≦ 2πd ₁ × 50% (I)
[0143]
Thereby, the inhalation start of the blood by the sample introduction flow path 520 can be performed more rapidly and smoothly.
[0144]
Further, the depth P of the groove 522 ₁ Has a suitable range depending on the state of the skin and the like, and is not particularly limited, but is usually preferably 0.1 mm or more, more preferably about 0.2 to 1.8 mm. Depth P ₁ If the thickness is too shallow, the passage of blood in the groove 522 may be insufficient, particularly when the pressure on the skin is large.
[0145]
The shape, number, arrangement, and the like of the groove 522 are not limited to those shown in the drawing, and when the end surface of the sample inflow side end 521 contacts the skin, a part of the end surface does not contact the skin. I just need it. For example, a pattern in which the plurality of grooves 522 are formed radially (for example, in a cross shape) around the sample inlet 523 of the sample introduction flow path 520 or in parallel so as to be in contact with the sample introduction flow path 520 can be given. It is done.
[0146]
The specimen outflow side end 525 (test paper 53 side) of the thin tube 52 forms a protruding part that slightly protrudes inside the chip main body (base end side) of the bottom 511, and is formed on the end surface of the sample outflow side end 525. Is formed with a groove (second groove) 526 communicating with the sample introduction channel 520. In the illustrated example, the groove 526 is a single-letter groove extending in the radial direction of the thin tube 52. Both ends of the groove 526 are open to the outer peripheral surface of the protrusion (narrow tube 52).
[0147]
By providing this groove 526, blood that has passed through the sample introduction channel 520 spreads from the sample outlet 527 to the outer periphery via the groove 526, and is supplied and developed on the test paper 53. And evenly, thus obtaining a more accurate measurement.
[0148]
The total perimeter of the boundary portion of the groove 526 with the sample introduction channel 520 is L ₂ , The inner diameter of the sample introduction channel 520 (the inner diameter in the vicinity of the sample outlet 527) is d ₂ The circumference L ₂ And the total inner circumference 2πd of the sample introduction channel 520 ₂ Preferably satisfies the relationship of the following formula (II).
[0149]
L ₂ ≦ 2πd ₂ × 50% (II)
[0150]
As a result, the blood flowing out from the sample outlet 527 of the sample introduction channel 520 can be diffused and spread in the outer peripheral direction more quickly and smoothly.
[0151]
Further, the depth P of the groove 526 ₂ Is not particularly limited, but is usually preferably 0.01 mm or more, more preferably about 0.05 to 0.5 mm. Depth P ₂ If it is too shallow, there is a possibility that the function cannot be fully exhibited.
[0152]
The shape and arrangement of the grooves 526 are not limited to those shown in the figure. For example, a plurality of grooves 526 are formed radially (for example, in a cross shape) around the sample outlet 527 of the sample introduction channel 520, or the sample is introduced. A pattern that is formed in parallel so as to be in contact with the flow path 520 can be used.
[0153]
Further, as shown in FIG. 9, a gap 54 is provided between the portion of the test paper 53 on the narrow tube 52 side, that is, between the test paper 53 and the inner surface of the bottom 511 of the chip body 51. The gap 54 has a function of assisting blood development on the test paper 53. That is, the blood flowing out from the sample outlet 527 of the sample introduction channel 520 spreads radially through the gap 54 by capillary action, so that the blood can be rapidly and uniformly developed on the test paper 53. .
[0154]
The width (depth) of the gap 54 is not particularly limited, but is preferably 0.02 mm or more (average value), and more preferably about 0.04 mm to 0.4 mm. With such dimensions, the function of the gap 54 can be more effectively exhibited. The width (depth) of the gap 54 may be constant or may change (for example, gradually decrease) from the center of the test paper 53 toward the outer peripheral side.
[0155]
A sample reservoir 55 is provided on the outer periphery of the gap 54. The specimen reservoir 55 is formed of an annular recess formed in communication with the gap 54 and formed deeper than the gap 54. As a result, the blood that has spread radially through the gap 54 stays in the specimen reservoir 55 and is prevented from moving further to the outer periphery (adhered part due to adhesion, fusion, etc. of the test paper 53). Even if excessively supplied, excess blood is prevented from leaking out. Therefore, the contamination by blood adhesion of the photometric part 4 etc. of the blood component measuring apparatus 1 is prevented.
[0156]
When the chip 5 is mounted on the photometric section 4 (test paper mounting section) of the blood component measuring apparatus 1 at a position on the outer peripheral side of the pedestal section 512 on the inner surface of the bottom 511 of the chip body 51, the test paper 53 and the holder 43 A spacer 56 is formed as a separating means for ensuring non-contact.
[0157]
As shown in FIG. 14, the spacer 56 is composed of a plurality of convex portions (four in this embodiment at intervals of 90 °) arranged along the circumferential direction on the inner surface of the bottom portion 511. When attached to the photometry unit 4, it abuts against the tip of the holder 43 of the photometry unit 4 to prevent the tip of the holder 43 from contacting the test paper 53.
[0158]
Providing such a spacer 56 protects the test paper 53 and prevents blood developed on the test paper 53 from adhering to the photometric unit 4 and being contaminated.
[0159]
The spacer 56 is in contact with the tip of the holder 43 when the chip 5 is mounted on the photometric unit 4, and maintains a constant distance between the test paper 53 and the light emitting element 41 and the light receiving element 42 of the photometric unit 4. Also have. As a result, measurement errors due to fluctuations in the distance and variations in optical characteristics can be reduced, which contributes to improvement in measurement accuracy.
[0160]
The chip body 51 and the thin tube 52 as described above are made of a rigid material having a predetermined rigidity. Examples of such a rigid material include acrylic resin, polystyrene, polyethylene, polypropylene, hard polyvinyl chloride, polycarbonate, polymethyl methacrylate, ABS resin, polyester, polyphenylene sulfide (PPS), polyamide, polyimide, polyacetal, and the like. Various resin materials such as polymer alloys and polymer blends containing one or more of them can be mentioned. Of these, highly hydrophilic materials such as acrylic resins or those that have been hydrophilized are particularly suitable for rapid introduction and development of specimens.
[0161]
Examples of the hydrophilization treatment include physical activation treatment such as plasma treatment, glow discharge, corona discharge, and ultraviolet irradiation, and addition (application) of a surfactant, water-soluble silicon, hydroxypropylcellulose, polyethylene glycol, polypropylene glycol, and the like. Etc.
[0162]
The test paper 53 is obtained by carrying (impregnating) a reagent (coloring reagent) on a carrier capable of absorbing a specimen. This carrier is preferably composed of a porous membrane (sheet-like porous substrate). In this case, the porous membrane preferably has a pore size that can filter out red blood cells in blood.
[0163]
By using a porous membrane carrier, when the reagent to be impregnated is a reagent system including a process of reacting oxygen in the atmosphere as a substrate, such as an oxidase reaction, the specimen is received on the test paper 53 after being developed. Even when the side is covered with the sample, oxygen in the atmosphere is supplied from the reaction side, so that the reaction can proceed quickly, and thus color development without removing the sample or its filtered components (red blood cells, etc.) The state can be detected.
[0164]
Examples of the carrier (porous membrane) of the test paper 53 include a nonwoven fabric, a woven fabric, a stretched sheet, and the like.
[0165]
Examples of the constituent material of the porous membrane include polyesters, polyamides, polyolefins, polysulfones, and celluloses. However, the porous membrane is impregnated with an aqueous solution in which a reagent is dissolved, and blood cells are filtered during measurement. The material which has or the thing hydrophilized is preferable. Examples of the hydrophilic treatment include the same methods as described above.
[0166]
Examples of the reagent for impregnating the porous membrane include glucose oxidase (GOD), peroxidase (POD), and 4-aminoantipyrine, N-ethyl N- (2-hydroxy-3-sulfopropyl), for blood glucose measurement. ) -M-Toluidine-like color former (color-developing reagent), and other substances that react with blood components such as ascorbate oxidase, alcohol oxidase, cholesterol oxidase, etc. And a color former (coloring reagent). Further, a buffering agent such as a phosphate buffer may be included. Needless to say, the types and components of the reagents are not limited to these.
[0167]
Next, the shape and structure of the test paper 53 will be described with reference to FIGS. The shape of the test paper 53 is preferably a circular shape as shown in the figure, but is not limited to this, and for example, an oval, a square, a rectangle, a square such as a rhombus, a triangle, a hexagon, an octagon, etc. are selected as necessary. Can be used.
[0168]
In the case of the circular test paper 53, the outer diameter of the test paper 53 is preferably about 2 to 10 mm, and more preferably about 3 to 6 mm. Further, the thickness of the test paper 53 is preferably about 0.02 to 1.0 mm, and more preferably about 0.05 to 0.4 mm.
[0169]
The test paper 53 has a convex portion 531 that protrudes toward the sample introduction channel 520 at the center thereof, that is, at a position facing the sample introduction channel 520. The height of the convex portion 531 is not particularly limited, but it is preferable that at least the tip of the convex portion 531 is inserted into the sample introduction flow path 520 (inside the sample outlet 527).
[0170]
The shape of the convex portion 531 is preferably equal to or smaller than the inner diameter of the end portion (sample outlet port 527) of the sample introduction channel 520, and is preferably circular. The height of the convex portion 531 is preferably about 0.02 to 1.0 mm, and more preferably about 0.05 to 0.4 mm. Note that the shape, dimensions, and the like of the convex portion 531 are not limited to this, and can be appropriately selected according to the cross-sectional shape of the sample introduction channel 520 and the like.
[0171]
By providing such a convex portion 531, blood that has passed through the sample introduction channel 520 can be supplied to the test paper 53 more quickly.
[0172]
The test paper 53 has an annular convex portion 532 that protrudes in the same direction as the convex portion 531 at a position inside (center side) from the outer periphery (outermost periphery). The annular convex portion 532 has an annular shape centered on the convex portion 531, and the tip portion is inserted into the specimen reservoir 55.
[0173]
The annular convex portion 532 has a function of regulating blood development on the test paper 53. Thereby, excess blood is prevented from flowing out to the outer peripheral side from the annular convex portion 532, and contamination due to blood adhesion is prevented.
[0174]
Although the diameter of the annular convex part 532 is not specifically limited, about 70 to 95% of the outer diameter (diameter) of the test paper 53 is preferable, and about 85 to 95% is more preferable.
[0175]
Further, the width of the annular convex portion 532 is preferably about 0.03 to 1.0 mm, and more preferably about 0.05 to 0.5 mm. About 0.02-1.0 mm is preferable and, as for the height of the cyclic | annular convex part 532, about 0.05-0.4 mm is more preferable.
[0176]
The shape and dimensions (diameter, width, height, etc.) of the annular protrusion 532 can be appropriately selected according to the shape of the chip body 51 and the like. Further, the protruding direction of the annular convex portion 532 may be the direction opposite to the convex portion 531 (base end direction).
[0177]
The convex portion 531 and the annular convex portion 532 as described above can be formed by, for example, a method by embossing (a method in which the base side surface of the test paper 53 is pressed by a punch or the like) and a method by cutting. .
[0178]
As shown in FIGS. 15 to 17, a fixing portion 533 is formed on the outer peripheral portion of the test paper 53, that is, on the outer peripheral side of the annular convex portion 532, and the test paper 53 is melted in the fixing portion 533. The chip body 51 is fixed to the pedestal 512 by a method such as wearing or bonding with an adhesive.
[0179]
In this case, as shown in FIG. 17, a plurality of fixing points 534 are formed intermittently (preferably at equal intervals) along the outer peripheral portion of the test paper 53. This allows ventilation between adjacent fixed points 534, and when the blood flowing out from the sample outlet 527 is spread on the test paper 53, the air in the gap 54 and the sample reservoir 55 is efficiently discharged. Therefore, blood can be developed more rapidly.
[0180]
In addition, the test paper 53 can be fixed to the end surface of the specimen outflow side end 525 by a method such as fusion or bonding with an adhesive. As a result, the test paper 53 can be more stably supported and fixed to the chip body 51, and a gap is generated due to deformation (curvature, distortion, undulation, etc.) of the test paper 53, thereby preventing blood development. Is prevented.
[0181]
FIG. 18 is a side view showing a state when blood is collected using the chip 5. As shown in the figure, for blood collection, first, a fingertip (or earlobe) or the like is punctured with a needle or a scalpel or the like, and a small amount (for example, about 2 to 6 μl) of blood 18 flows out from the puncture portion onto the skin. .
[0182]
On the other hand, the chip 5 is attached to the photometric unit 4 of the blood component measuring apparatus 1, and the end surface of the sample inflow side end 521 of the thin tube 52 is brought into contact with the skin. The blood 18 at the fingertip reaches the sample inlet 523 through the groove 522, is sucked by capillary action, flows in the sample introduction flow path 520 in the proximal direction, and reaches the sample outlet 527. At this time, the blood 18 at the fingertip is effectively inhaled from the side opening of the groove 522 (the portion opened to the outer peripheral surface of the thin tube 52), so that it is not scattered excessively and has little loss.
[0183]
The blood that has reached the sample outlet 527 comes into contact with the convex portion 531 of the test paper 53 and is absorbed, and part of the blood reaches the gap 54 through the groove 526. The blood that has flowed into the gap 54 spreads radially toward the outer periphery while being absorbed and spread by the adjacent test paper 53. In this way, as the blood is absorbed and spread by the test paper 53, particularly in the vicinity of the convex portion 531, a new suction force is generated in the sample introduction channel 520, and blood is continuously supplied to the test paper 53. can do.
[0184]
Therefore, even when the amount of blood 18 at the fingertip is relatively small, it can be supplied to the test paper 53 without waste. Conversely, even when the amount of blood 18 at the fingertip is large and excessively supplied to the test paper 53, the excess blood remains in the specimen reservoir 55 and flows out to the outer peripheral side by the annular convex portion 532. This prevents the blood from leaking out of the test paper 53 and adhering to the inner surface of the body portion 51, the photometry portion 4 or the peripheral portions thereof, and the like, and being contaminated. For this reason, there is no adverse effect on the next measurement, and in the disposal of the used chip 5, there is no risk of infection and the safety is increased.
[0185]
When the development of the blood on the test paper 53 is completed, the target component (for example, glucose) in the blood reacts with the reagent carried on the test paper 53, and color is displayed according to the amount of the target component. By measuring the color intensity by, for example, the method described above, the amount of the target component (blood glucose level) in the blood can be obtained. Note that red blood cells and the like contained in the blood are separated by filtration and remain on the gap 54 side of the test paper 53, so that the colorimetry of the test paper 53 is not adversely affected.
[0186]
As described above, when the chip 5 is used, regardless of the amount of blood 18 that has flowed out to the fingertip, the blood can be supplied and spread on the test paper 53 quickly and reliably by a simple operation. Therefore, there are very few measurement errors and it contributes to the improvement of measurement accuracy.
[0187]
By the way, one of the error factors in the measurement of blood components is the hematocrit value of blood. The hematocrit value is the amount (volume) of red blood cells in the blood, but it is often 35% to 45% for adult women, 40% to 50% for adult men, and more than 60% for newborns. It varies depending on individual differences such as differences. Therefore, in a test using whole blood as a specimen without separating serum, even if a certain amount of blood is supplied to the test paper 53, the amount of serum varies, which becomes a measurement error factor. Hereinafter, measurement of blood glucose level will be described as an example.
[0188]
Bloods adjusted to hematocrit values of 30%, 40%, 50%, and 60% at blood glucose levels of 130 mg / dl and 430 mg / dl, respectively, were prepared, and blood glucose levels were measured every 2 seconds from the start of measurement using these blood samples. Tables 1 and 2 show examples of measurement results when measured.
[0189]
[Table 1]

[0190]
[Table 2]

[0191]
As can be seen from Tables 1 and 2, when the hematocrit value is low (30%), the development rate and the reaction rate increase, so the final measured value (before correction of the hematocrit value) is higher than the actual blood glucose level. Get out. If the hematocrit value is high (50% or more), on the contrary, the development speed and the reaction speed are slow, and a value lower than the actual blood glucose level is obtained. Therefore, the following hematocrit correction is performed.
[0192]
In the hematocrit correction, the blood glucose level is preliminarily measured during the time before the last measurement time (18 seconds in the present embodiment) (in the middle of the measurement time), and this measurement value (hereinafter referred to as “preliminary measurement value”). Is used. In this case, the measurement time of the preliminary measurement value is preferably any time within 6 seconds after the blood development on the test paper 53 is almost completed, and any time within 4 seconds from the start of measurement. Preferably, 2 to 4 seconds from the start of measurement is more preferable. Hereinafter, description will be made assuming that the measurement time of the preliminary measurement value is 4 seconds.
[0193]
Several blood samples with different blood glucose levels (eg 130 mg / dl) and hematocrit values changed in multiple stages (eg 30%, 40%, 50%, 60%) Experimentally, preliminary measured values (measured values after 4 seconds) and final measured values (measured values after 18 seconds) are obtained. Similar sample blood with various blood glucose levels in the sample blood is prepared, and preliminary measurement values and final measurement values are similarly obtained for these blood samples.
[0194]
Then, correction values (hematocrit value correction coefficients) for combinations of the preliminary measurement values and the final measurement values are tabulated as shown in Table 3, for example, and stored in the memory (second memory).
[0195]
[Table 3]

[0196]
In actual measurement, a correction value is determined according to Table 3 from the obtained preliminary measurement value and the final measurement value, and this correction value is added to the final measurement value. Thereby, a more accurate blood glucose level can be obtained regardless of the difference in the hematocrit value of the blood to be measured.
[0197]
Although the component measuring apparatus of the present invention has been described based on the illustrated embodiment, the present invention is not limited to this.
[0198]
In the above embodiment, blood is used as the sample. However, the sample is not limited to this, and may be other body fluid such as urine, lymph, sputum, saliva, or a diluted solution or concentrated solution thereof. .
[0199]
The component to be measured is not limited to glucose (blood glucose level) but may be, for example, protein, cholesterol, uric acid, creatinine, alcohol, inorganic ions such as sodium, hemoglobin (occult blood), or the like.
[0200]
In addition, the component measuring apparatus of the present invention optically measures (colorimetrically) the color intensity of the test paper colored by the reaction between the component in the specimen and the reagent as described above, converts it to a measured value, and displays it. In addition to what is to be performed, a potential change that occurs according to the amount of a component in the specimen may be electrically measured, converted into a measured value, and displayed.
[0201]
【The invention's effect】
As described above, according to the component measuring apparatus of the present invention, even when the color measurement of the test paper is not performed in a light-shielded state, it is possible to perform high-accuracy measurement without being affected by fluctuations in external light. . In particular, when various correction means such as temperature correction and hematocrit value correction for correcting the measurement value are provided, the measurement accuracy is further improved.
[0202]
In addition, the operation is simple, and in particular, a series of operations from the supply / development of the specimen to the test paper to the measurement can be performed continuously and automatically, making it easy, quick, reliable and reproducible. Some measurements can be made.
[0203]
In addition, according to the component measuring apparatus of the present invention that is used by mounting the component measuring chip, the sample can be collected simply, quickly and reliably regardless of the conditions such as the form and amount of the sample, the collection site, and the sampling technique. Can be developed on a test paper, thereby obtaining an accurate measurement.
[0204]
In addition, the component measuring chip is easy to handle, and in particular, it is easy to attach and detach the component measuring device. In particular, an appropriate wearing state can be obtained easily and reliably, and measurement errors and measurement errors due to improper wearing states can be prevented.
[0205]
Further, contamination due to the adhesion of the specimen is prevented, and the safety when discarding the used component measuring chip is high.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a plan view showing an internal structure of an embodiment of a component measuring apparatus of the present invention.
FIG. 2 is a cross-sectional side view of the component measuring apparatus.
FIG. 3 is a block diagram of a component measuring device.
FIG. 4 is a flowchart showing an example of the operation of the component measuring apparatus.
FIG. 5 is a flowchart showing an example of the operation of the component measuring apparatus.
FIG. 6 is a flowchart showing an example of the operation of the component measuring apparatus.
FIG. 7 is a flowchart showing an example of the operation of the component measuring apparatus.
FIG. 8 is a graph showing changes in reflected light intensity with time.
FIG. 9 is a longitudinal sectional view showing a configuration example of a component measuring chip.
FIG. 10 is a perspective view showing a configuration of a specimen inflow side end of a capillary tube of a component measuring chip.
FIG. 11 is a perspective view showing a configuration of a specimen outflow side end of a capillary tube of a component measurement chip.
FIG. 12 is a diagram showing dimensions of each part at a sample inflow side end of a thin tube.
FIG. 13 is a diagram showing dimensions of each part at a specimen outflow side end of a thin tube.
FIG. 14 is a longitudinal sectional view showing a state in which a component measuring chip is mounted on a component measuring device.
FIG. 15 is a perspective view illustrating a configuration example of a test paper.
FIG. 16 is a plan view showing a configuration example of a test paper.
17 is a cross-sectional view taken along line AA in FIG.
FIG. 18 is a side view showing a state when a sample is collected using the component measuring chip.
[Explanation of symbols]
1 Blood component measuring device
2 Casing
3 Printed circuit board
31 Operation buttons
32, 33, 34 Operation member
4 Metering unit
41 Light emitting device
42 Light receiving element
43 holder
44 A / D converter
5 chips
51 Chip body
511 bottom
512 pedestal
513 trunk
514 Flange
52 tubules
520 Sample introduction flow path
521 Sample inflow end
522 groove
523 Sample inlet
525 Specimen outflow end
526 groove
527 Sample outlet
53 test paper
531 Convex
532 Annular projection
533 fixed part
534 fixed point
54 Gap
55 Sample pool
56 Spacer
6 Power supply
61 battery
7 Power supply voltage detector
8 Switch circuit
9 Liquid crystal display device
10 Control means
11 Control oscillator
12 Clock oscillator
13 Data storage
14 Buzzer output section
15 External output section
16 Temperature measurement unit
18 Blood
100-127 steps
200 to 203 steps

Claims

A component measuring device for measuring the amount of a predetermined component in a sample by measuring a test paper carrying a coloring reagent,
Based on a test paper mounting unit for mounting the test paper, a photometric unit for irradiating the test paper mounted on the test paper mounting unit with pulsed light and detecting the intensity of reflected light, and a signal from the photometric unit And an arithmetic unit for calculating the amount of the target component.
The calculation unit is configured to obtain a difference in intensity of the reflected light between when the pulsed light is irradiated and when not irradiated, and to calculate the amount of the component from the value,
Measurement of the difference in intensity of the reflected light is performed on pulsed light emitted within a time corresponding to a half cycle of an AC commercial power supply or an integral multiple thereof,
The component measuring apparatus characterized in that the pulsed light has a period of 0.5 to 3.0 msec and a light emission time of one pulse of 0.05 to 0.3 msec.

A component measuring device for measuring the amount of a predetermined component in a sample by measuring a test paper carrying a coloring reagent,
A test paper mounting unit for mounting the test paper, a photometric unit for intermittently irradiating the test paper mounted on the test paper mounting unit with pulsed light, and detecting the intensity of the reflected light, and from the photometric unit An arithmetic unit that calculates the amount of the target component based on the signal,
The calculation unit is configured to calculate a difference in intensity of the reflected light between the pulsed light irradiation and non-irradiation for the plurality of pulsed light, and calculate the amount of the component from an average value thereof. ,
Measurement of the difference in intensity of the reflected light is performed on pulsed light emitted within a time corresponding to a half cycle of an AC commercial power supply or an integral multiple thereof,
The component measuring apparatus characterized in that the pulsed light has a period of 0.5 to 3.0 msec and a light emission time of one pulse of 0.05 to 0.3 msec.

The measurement of the difference in intensity of the reflected light is performed on pulsed light emitted within a time corresponding to the least common multiple of the first period and the second period of the AC commercial power supply or an integral multiple thereof. 2. The component measuring apparatus according to 2.

The number of times of measurement of the difference in intensity of the reflected light can be switched between a first number and a second number, and the second number is an integer multiple of the first number. The component measuring apparatus of crab.

5. The component measuring apparatus according to claim 1, wherein the calculation unit calculates the amount of the component based on a relative comparison with the intensity of the reflected light when the test paper is not colored. 6.

6. The component according to claim 1, wherein the component has a function of automatically detecting the loading of the test paper on the test paper loading unit based on a signal from the photometry unit prior to the measurement of the amount of the component. measuring device.

7. A function of automatically detecting that a specimen is developed on a test paper attached to the test paper attachment unit based on a signal from the photometry unit prior to measurement of the amount of the component. The component measuring apparatus in any one of.

The component measurement apparatus according to claim 1, wherein the specimen is blood, and has first correction means for correcting a measurement value based on a difference in hematocrit value of the blood.

The component measuring apparatus according to any one of claims 1 to 8, further comprising a second correcting unit that corrects a measured value due to a difference in measured temperature.