JP4785611B2

JP4785611B2 - Method and apparatus for measuring the concentration of a specific component in a blood sample

Info

Publication number: JP4785611B2
Application number: JP2006132687A
Authority: JP
Inventors: 慎二郎関本; 弘幸中西; 佑樹伊藤
Original assignee: Arkray Inc
Current assignee: Arkray Inc
Priority date: 2006-05-11
Filing date: 2006-05-11
Publication date: 2011-10-05
Anticipated expiration: 2026-05-11
Also published as: JP2007303968A

Description

本発明は、血液試料に含まれる特定成分（たとえばグルコース、コレステロールあるいは乳酸）の濃度を、血液試料のヘマトクリット値の影響を抑制しつつ測定する技術に関する。 The present invention relates to a technique for measuring the concentration of a specific component (for example, glucose, cholesterol or lactic acid) contained in a blood sample while suppressing the influence of the hematocrit value of the blood sample.

血液中におけるグルコース濃度など生体情報を知ることは、種々の疾患の発見・治療に重要である。血液中の生体情報を得る方法としては、バイオセンサなどの分析用具を用いる方法がある。この方法は、分析用具に設けられた反応試薬層に血液試料を供給して試薬と反応させ、そのときの反応生成物に基づいて血液試料における特定成分の濃度に応じた情報を、光学的手法あるいは電気化学的手法を利用して検出するものである。このような方法においては、血液試料として血球を含む全血などを用いる場合には、測定結果がヘマトクリット値（全血液に対して赤血球が占める容積比率（％））による影響を受けるため、正確な測定は困難である。そのため、ヘマトクリット値の影響量を把握した上で、この影響量に基づいて測定結果を補正する方法が提案されている。 Knowing biological information such as glucose concentration in blood is important for the discovery and treatment of various diseases. As a method for obtaining biological information in blood, there is a method using an analytical tool such as a biosensor. In this method, a blood sample is supplied to a reaction reagent layer provided in an analysis tool and reacted with a reagent, and information according to the concentration of a specific component in the blood sample is obtained by an optical technique based on the reaction product at that time. Or it detects using an electrochemical method. In such a method, when whole blood including blood cells is used as a blood sample, the measurement result is affected by the hematocrit value (volume ratio (%) occupied by red blood cells relative to the whole blood). Measurement is difficult. Therefore, a method for correcting the measurement result based on the influence amount after grasping the influence amount of the hematocrit value has been proposed.

その一例として、光学的手法を利用した濃度測定において、ヘマトクリット値を赤血球の色素の赤色濃度に相関させて把握する方法がある（たとえば特許文献１参照）。この方法では、５００〜５９０ｎｍの波長範囲で赤色濃度を測定する一方で、ヘマトクリット値と赤色濃度との関係を示す検量線からヘマトクリット値が決定される。 As an example, there is a method of grasping the hematocrit value by correlating with the red density of the red blood cell dye in concentration measurement using an optical technique (see, for example, Patent Document 1). In this method, the red density is measured in the wavelength range of 500 to 590 nm, while the hematocrit value is determined from a calibration curve indicating the relationship between the hematocrit value and the red density.

光学的手法を利用した濃度測定における他の例としては、約７００ｎｍの波長の光を用いて赤血球に基づくバックグラウンド吸収を補正する方法もある（たとえば特許文献２参照）。 As another example of concentration measurement using an optical technique, there is a method of correcting background absorption based on red blood cells using light having a wavelength of about 700 nm (see, for example, Patent Document 2).

一方、電気化学的手法を利用した濃度測定においては、高周波にてインピーダンスを測定することでヘマトクリット値を算出した上で補正を行なう方法がある（たとえば特許文献３参照） On the other hand, in the concentration measurement using an electrochemical method, there is a method of performing correction after calculating a hematocrit value by measuring impedance at a high frequency (see, for example, Patent Document 3).

しかしながら、赤色濃度によりヘマトクリット値を算出する方法では、赤色濃度が赤血球の酸化・還元状態の影響を受けるためにヘマトクリット値を正確に測定するのは困難である。すなわち、検量線は一義的に定められた条件（酸化・還元状態）において決定されたものであるのに対して、実際の赤血球の酸化・還元状態は測定に供される血液試料毎に異なるものである。そのため、検量線を用いて赤色濃度からヘマトクリット値を算出する方法では、ヘマトクリット値を正確に測定できず、ヘマトクリット値に起因する測定誤差を適切に補正するのは困難である。 However, in the method of calculating the hematocrit value based on the red concentration, it is difficult to accurately measure the hematocrit value because the red concentration is affected by the oxidation / reduction state of red blood cells. That is, the calibration curve is determined under uniquely defined conditions (oxidation / reduction state), whereas the actual oxidation / reduction state of red blood cells varies depending on the blood sample to be measured. It is. Therefore, the method of calculating the hematocrit value from the red density using the calibration curve cannot accurately measure the hematocrit value, and it is difficult to appropriately correct the measurement error caused by the hematocrit value.

また、約７００ｎｍの波長の光を用いてバックグラウンド吸収を補正する方法では、赤血球の吸収ピーク（５００〜５９０ｎｍ）から大きく離れた波長の光を用いてヘマトクリット値の影響を把握するものである。そのため、測定されるバックグラウンド吸収は、赤血球での吸収のみならず、他の成分での吸収を含むものであり、赤血球の影響を特異的に把握することができない。その結果、赤色濃度を測定する場合と同様に、ヘマトクリット値に起因する測定誤差を適切に補正するのは困難である。 Further, in the method of correcting background absorption using light having a wavelength of about 700 nm, the influence of the hematocrit value is grasped using light having a wavelength far from the absorption peak (500 to 590 nm) of red blood cells. Therefore, the background absorption to be measured includes not only absorption by red blood cells but also absorption by other components, and the influence of red blood cells cannot be grasped specifically. As a result, as in the case of measuring the red density, it is difficult to appropriately correct the measurement error due to the hematocrit value.

一方、インピーダンスを測定する方法は、分析用具に対してインピーダンスを測定可能な電極を設ける必要があるために、光学的手法を利用した濃度測定に適用するのが困難である。 On the other hand, the method of measuring impedance is difficult to apply to concentration measurement using an optical method because it is necessary to provide an electrode capable of measuring impedance on an analysis tool.

特開２０００−２６２２９８号公報JP 2000-262298 A 特公平８−２０３６４号公報Japanese Patent Publication No. 8-20364 特開２００４−１６３４１１号公報JP 2004-163411 A

本発明は、血液試料に含まれる赤血球に起因する測定誤差を適切に補正することができるようにすることを課題としている。 An object of the present invention is to make it possible to appropriately correct measurement errors caused by red blood cells contained in a blood sample.

本発明の第１の側面においては、血液試料を移動させるための流路を有する分析用具を用いて血液試料中の特定成分を測定する方法であって、ヘマトクリット値に相関させたヘマトクリット情報を取得する第１ステップと、上記ヘマトクリット情報を反映させて、血液試料の特定成分の濃度を演算する第２ステップと、を含む濃度測定方法において、上記第１ステップでは、血液試料が上記流路を移動するときの光吸光量の変化に基づいて、上記流路に設定された測光エリアにおける血液試料の移動方向の上流側の領域での第１光吸光量の変化と、上記測光エリアにおける上記移動方向の下流側の領域での第２光吸光量の変化との、同一または略同一サンプリングタイムにおける差分値を、複数のサンプリングタイムについて積算した積算値として、上記ヘマトクリット情報を得ることを特徴とする、血液試料中の特定成分の濃度測定方法が提供される。 According to a first aspect of the present invention, there is provided a method for measuring a specific component in a blood sample using an analysis tool having a flow path for moving the blood sample, and acquiring hematocrit information correlated with the hematocrit value A concentration measurement method including a first step of calculating a concentration of a specific component of a blood sample by reflecting the hematocrit information, and in the first step, the blood sample moves in the flow path. The change in the first light absorption amount in the region upstream of the movement direction of the blood sample in the photometry area set in the flow path, and the movement direction in the photometry area based on the change in the light absorption amount when Integrated value obtained by integrating the difference values at the same or substantially the same sampling time with the change in the second light absorption amount in the downstream region of the plurality of sampling times And characterized by obtaining the hematocrit information, A method for measuring the concentration of a particular component in a blood sample.

第１ステップではさらに、血液試料が上記流路を移動するときの光吸光量において、光吸光量が変化しはじめてから光吸光量の変化率が０になるまでの時間に基づいて、あるいは光吸光量の変化率の最大値（絶対値基準）に基づいて、ヘマトクリット情報を得ることができる。 In the first step, the light absorption amount when the blood sample moves through the flow path is further based on the time from when the light absorption amount starts to change until the rate of change of the light absorption amount becomes zero, or the light absorption amount. Hematocrit information can be obtained based on the maximum value (absolute value standard) of the rate of change of the quantity .

第２ステップでは、たとえば測光エリアに光を照射したときに分析用具から進行してくる光に基づいて上記特定成分の補正前濃度を演算する一方で、第１ステップにおいて得られる積算値に基づいて補正量を演算し、上記補正前濃度を上記補正量によって補正して最終濃度が決定される。 In the second step, for example, the pre-correction concentration of the specific component is calculated based on the light that travels from the analysis tool when light is applied to the photometry area, while based on the integrated value obtained in the first step. A correction amount is calculated, and the final density is determined by correcting the density before correction with the correction amount.

血液試料が上記流路を移動するときの光吸光量を検出する測光機構としては、たとえば５００〜５９０ｎｍの波長範囲にピーク波長を有する光を出射可能なものが使用される。 As a photometric mechanism for detecting the amount of light absorption when the blood sample moves through the flow path, a mechanism capable of emitting light having a peak wavelength in the wavelength range of 500 to 590 nm, for example, is used.

本発明の第２の側面においては、血液試料を移動させるための流路を有する分析用具を用いて血液試料中の特定成分を測定する濃度測定装置であって、血液試料が上記流路に設定された測光エリアを移動するときの光吸光量を検出する測光機構と、上記流路に設定された測光エリアにおける血液試料の移動方向の上流側の領域での第１光吸光量の変化と、上記測光エリアにおける上記移動方向の下流側の領域での第２光吸光量の変化との、同一または略同一サンプリングタイムにおける差分値を、複数のサンプリングタイムについて積算した積算値として、ヘマトクリット情報を得る手段と、上記ヘマトクリット情報を反映させて、血液試料中の特定成分の濃度を演算する演算手段と、を備えることを特徴とする、血液試料中の特定成分の濃度測定装置が提供される。
上記演算手段は、上記測光エリアに光を照射したときに上記分析用具から進行してくる光に基づいて上記特定成分の補正前濃度を演算する一方で、上記積算値に基づいて補正量を演算し、上記補正前濃度を上記補正量によって補正して最終濃度を決定することができる。 According to a second aspect of the present invention, there is provided a concentration measuring apparatus for measuring a specific component in a blood sample using an analytical tool having a flow path for moving the blood sample , wherein the blood sample is set in the flow path. A photometric mechanism for detecting a light absorption amount when moving in the photometric area, a change in the first light absorption amount in a region upstream of the moving direction of the blood sample in the photometric area set in the flow path, Hematocrit information is obtained as an integrated value obtained by integrating the difference values at the same or substantially the same sampling time with respect to the change in the second light absorption amount in the downstream area in the movement direction in the photometric area as a cumulative value obtained by integrating a plurality of sampling times. and it means to reflect the hematocrit information, a calculation means for calculating a concentration of a specific component in a blood sample, characterized by Rukoto provided with, a particular component in a blood sample conc Measuring device is provided.
The calculation means calculates a concentration before correction of the specific component based on light traveling from the analysis tool when light is applied to the photometry area, while calculating a correction amount based on the integrated value. The final density can be determined by correcting the density before correction by the correction amount.

上記ヘマトクリット情報を得る手段は、血液試料が上記流路を移動するときの光吸光量において、光吸光量が変化しはじめてから光吸光量の変化率が０になるまでの時間に基づいて、あるいは光吸光量の変化率の最大値（絶対値基準）に基づいて、ヘマトクリット情報を得てもよい。The means for obtaining the hematocrit information is based on the time from when the light absorption amount starts to change until the rate of change of the light absorption amount becomes zero in the light absorption amount when the blood sample moves through the flow path, or Hematocrit information may be obtained based on the maximum value (absolute value standard) of the change rate of the light absorption amount.

本発明の第３の側面においては、血液試料を移動させるための流路を有する分析用具を用いて血液試料中の特定成分を測定する濃度測定装置は、ヘマトクリット値に相関させたヘマトクリット情報を光学的手法により取得するための測光機構と、上記ヘマトクリット情報を反映させて、血液試料中の特定成分の濃度を演算する演算手段と、を含む濃度測定装置において、測光機構は、たとえば測光エリアにおける血液試料の移動方向の上流側および下流側の領域に光を照射するための第１および第２検知用発光素子と、上記血液試料中の特定成分の濃度を反映した濃度情報を得るために利用される１以上の濃度演算用発光素子と、を備え、上記上流側の領域および下流側の領域での光吸光量を区別して検出し、上記１以上の濃度演算用発光素子は、上記第１および第２検知用発光素子の間に位置するように配置されているとともに、上記第１および第２検知用発光素子とともにパッケージ化される。第１および第２検知用発光素子は、たとえば上記移動方向に並んで配置される。測光機構はさらに、第１および第２検知用発光素子からの光を分析用具に照射したときに測光エリアを透過した光を受光するための受光装置と、第１検知用発光素子から出射されて測光エリアにおける上記移動方向の上流側の領域を透過した光を選択的に受光させる一方で、第２検知用発光素子から出射されて測光エリアにおける上記移動方向の下流側の領域を透過した光を選択的に受光させるためのアパチャと、を備えたものとすることもできる。 In a third aspect of the present invention, a concentration measuring apparatus for measuring a specific component in a blood sample using an analysis tool having a flow path for moving the blood sample optically analyzes hematocrit information correlated with the hematocrit value. In a concentration measuring device including a photometric mechanism for obtaining by a conventional method and a calculation means for calculating the concentration of a specific component in a blood sample by reflecting the hematocrit information, the photometric mechanism is, for example, blood in a photometric area The first and second detection light emitting elements for irradiating the upstream and downstream regions in the sample moving direction and the concentration information reflecting the concentration of the specific component in the blood sample are used. comprising 1 and more density arithmetic light emitting element that, the, detected by distinguishing the light absorption amount in the area of the region and the downstream side of the upstream side, said one or more density arithmetic light emitting element , Together they are arranged so as to be positioned between said first and second detecting light-emitting element and is packaged with the first and second detecting light-emitting element. The first and second light emitting elements for detection are arranged side by side in the moving direction, for example. The photometric mechanism further includes a light receiving device for receiving light transmitted through the photometric area when the light from the first and second light emitting elements for detection is applied to the analysis tool, and light emitted from the first light emitting element for detection. While selectively receiving the light transmitted through the upstream area in the moving direction in the photometric area, the light emitted from the second detection light emitting element and transmitted through the downstream area in the moving direction in the photometric area And an aperture for selectively receiving light.

アパチャは、たとえば分析用具から進行してくる光を透過させるための開口部を有するものとされ、開口部は、平面視において、第１および第２検知用発光素子の中間に位置させられる。 The aperture has, for example, an opening for transmitting light traveling from the analysis tool, and the opening is positioned between the first and second light-emitting elements for detection in a plan view.

第１および第２検知用発光素子としては、５００〜５９０ｎｍの波長範囲にピーク波長を有する光を出射可能なものが使用される。 As the first and second light-emitting elements for detection, those capable of emitting light having a peak wavelength in the wavelength range of 500 to 590 nm are used.

以下、本発明に係る濃度測定装置および測定方法ついて、図面を参照して具体的に説明する。 Hereinafter, the concentration measuring apparatus and the measuring method according to the present invention will be specifically described with reference to the drawings.

図１に示した濃度測定装置１は、比色センサ２を用いて、全血などの血液試料中の特定成分（たとえばグルコース、コレステロールあるいは乳酸）の濃度を測定するように構成されたものである。 The concentration measuring apparatus 1 shown in FIG. 1 is configured to measure the concentration of a specific component (for example, glucose, cholesterol or lactic acid) in a blood sample such as whole blood using a colorimetric sensor 2. .

比色センサ２は、０．１〜３μＬ程度の微量な血液試料を用いて光学的手法により血液試料の分析を行えるように構成されたものであり、使い捨てとして構成されている。図２および図３に示したように、比色センサ２は、全体として板状の形態を呈しており、長矩形の第１および第２板材２１，２２を、一対のスペーサ２３を介して接合した形態を有している。 The colorimetric sensor 2 is configured to be able to analyze a blood sample by an optical method using a small amount of blood sample of about 0.1 to 3 μL, and is configured as a disposable. As shown in FIG. 2 and FIG. 3, the colorimetric sensor 2 has a plate-like form as a whole, and joins the first and second long plate materials 21 and 22 with a pair of spacers 23. Has the form.

この比色センサ２は、血液を保持するためのキャピラリ２４を有している。キャピラリ２４は、毛細管力により血液を吸引可能なものであり、各要素２１〜２３により規定されている。このキャピラリ２４は、キャピラリ２４の内部に血液を導入するための開口２５、およびキャピラリ２４の内部の空気を排出するための開口２６を介して外部と連通している。このようなキャピラリ２４では、開口２５を介して供給される血液が、キャピラリ２４の内部において生じる毛細管力により吸引され、開口２６に向けて移動させられる。 The colorimetric sensor 2 has a capillary 24 for holding blood. The capillary 24 can suck blood by capillary force and is defined by the elements 21 to 23. The capillary 24 communicates with the outside through an opening 25 for introducing blood into the capillary 24 and an opening 26 for discharging air inside the capillary 24. In such a capillary 24, blood supplied through the opening 25 is sucked by a capillary force generated inside the capillary 24 and moved toward the opening 26.

第１板材２１は、たとえばPET、PMMA、ビニロンにより透明に形成されたものであり、その表面には試薬部２７が設けられている。試薬部２７は、キャピラリ２４の内部に配置されるものであり、発色剤を含んだものとして構成される。試薬部２７は、たとえば血液試料に対して溶解しやすい固体状に形成される。このような試薬部２７では、キャピラリ２４に血液試料を導入したときに、血液試料により試薬部２７が溶解させられてキャピラリ２４の内部に血液および発色剤を含む液相反応系が構築される。もちろん、試薬部２７は、架橋ゲルなどを用いて発色剤を第１板材２１に固定化した構成であってもよい。 The first plate member 21 is made of, for example, PET, PMMA, or vinylon so that a reagent portion 27 is provided on the surface thereof. The reagent part 27 is disposed inside the capillary 24 and is configured to include a color former. The reagent part 27 is formed in a solid form that is easily dissolved in a blood sample, for example. In such a reagent part 27, when a blood sample is introduced into the capillary 24, the reagent part 27 is dissolved by the blood sample, and a liquid phase reaction system including blood and a color former is constructed inside the capillary 24. Of course, the reagent part 27 may have a configuration in which the color former is fixed to the first plate member 21 using a crosslinked gel or the like.

発色剤としては、公知の種々のものを用いることができるが、電子授受により発色したときの吸収波長が、血液試料（赤血球）の吸収波長からずれたものを用いるのが好ましい。このような発色剤としては、たとえばWST−4(2-Benzothiazoyl-3-[4-carboxy-2-methoxyphenyl]-5-[4-(2-sulfoethylcarbamoyl)-phenyl]-2H-tetrazolium)あるいはMTT(3-(4,5-Dimethyl-2-thiazolyl)-2,5-diphenyl-2H-tetrazolium
bromide)を用いることができる。 As the color former, various known ones can be used, but it is preferable to use a colorant whose absorption wavelength is different from that of the blood sample (red blood cells) when colored by electron transfer. Examples of such color formers include WST-4 (2-Benzothiazoyl-3- [4-carboxy-2-methoxyphenyl] -5- [4- (2-sulfoethylcarbamoyl) -phenyl] -2H-tetrazolium) or MTT ( 3- (4,5-Dimethyl-2-thiazolyl) -2,5-diphenyl-2H-tetrazolium
bromide).

試薬部２７はさらに、電子伝達物質あるいは酸化還元酵素を含んだものとして構成してもよい。そうすれば、血液試料中の特定成分と発色剤との間の電子授受をより速く行うことができるようになるため、測定時間を短くすることが可能となる。電子伝達物質および酸化還元酵素は、試薬部２７とは分離して設けても良い。 The reagent unit 27 may further be configured to include an electron transfer substance or an oxidoreductase. If it does so, since it becomes possible to perform electron transfer between the specific component in a blood sample and a color former faster, it becomes possible to shorten measurement time. The electron transfer substance and the oxidoreductase may be provided separately from the reagent part 27.

第２板材２２は、たとえばPET、PMMA、ビニロンにより透明に形成されたものであり、その表面にはマスク２８が設けられている。このマスク２８は、比色センサ２に対してノイズ光が入射するのを制限するとともに、後述する測光機構３における発光素子４０，４１，４２，４３から出射された光が比色センサ２の内部に入射するのを許容するためのものであり、スリット２９を有している。スリット２９は、試薬部２７の直上において、キャピラリ２４に沿って延びるように形成されている。このようなマスク２９は、たとえば黒色顔料を含んだペースト材料を用いたスクリーン印刷などの公知の成膜手法により形成することができる。 The second plate 22 is made of, for example, PET, PMMA, or vinylon so that a mask 28 is provided on the surface thereof. The mask 28 restricts noise light from entering the colorimetric sensor 2, and light emitted from the light emitting elements 40, 41, 42, and 43 in the photometric mechanism 3 to be described later is inside the colorimetric sensor 2. And has a slit 29. The slit 29 is formed to extend along the capillary 24 immediately above the reagent portion 27. Such a mask 29 can be formed by a known film forming method such as screen printing using a paste material containing a black pigment.

図３に示したように、濃度測定装置１は、血液中の特定成分の濃度に相関する情報およびヘマトクリット値に相関する情報を光学的手法により得るための測光機構３を備えている。この測光機構３は、透過型として構成されたものであり、発光装置４、出射用アパチャ５、受光装置６および受光用アパチャ７を備えている。 As shown in FIG. 3, the concentration measuring device 1 includes a photometric mechanism 3 for obtaining information correlated with the concentration of a specific component in blood and information correlated with a hematocrit value by an optical method. The photometric mechanism 3 is configured as a transmission type, and includes a light emitting device 4, an emission aperture 5, a light receiving device 6, and a light receiving aperture 7.

発光装置４は、比色センサ２に光を照射するためのものであり、濃度測定装置１に比色センサ２を装着した状態において、比色センサ２の試薬部２７の直上に位置するように配置されている。この発光装置４は、比色センサ２のキャピラリ２４における血液の移動方向Ｄ１，Ｄ２に並ぶように配線基板４４に実装した４つの発光素子４０，４１，４２，４３を、透光性樹脂４５により封止したものである。なお、発光装置４においては、透光性樹脂４５を省略してもよい。 The light emitting device 4 is for irradiating the colorimetric sensor 2 with light, and is located immediately above the reagent part 27 of the colorimetric sensor 2 in a state where the colorimetric sensor 2 is attached to the concentration measuring device 1. Has been placed. In the light emitting device 4, four light emitting elements 40, 41, 42, 43 mounted on a wiring board 44 so as to be aligned in the blood moving directions D 1, D 2 in the capillary 24 of the colorimetric sensor 2 are formed by a translucent resin 45. It is sealed. In the light emitting device 4, the translucent resin 45 may be omitted.

４つの発光素子４０〜４３は、補正用発光素子４０，４１および測定用発光素子４２，４３を含んでおり、配線基板４４にパターン形成された配線によって個別に駆動（点灯・消灯）が可能なように構成されている。 The four light-emitting elements 40 to 43 include correction light-emitting elements 40 and 41 and measurement light-emitting elements 42 and 43, and can be individually driven (turned on / off) by wiring formed in a pattern on the wiring board 44. It is configured as follows.

補正用発光素子４０，４１は、血液のヘマトクリット値に相関する情報得るために利用されるものであり、Ｄ１，Ｄ２方向（キャピラリ２４での血液の移動方向）に一定距離だけ離間して配置されている。補正用発光素子４０，４１としては、たとえばＬＥＤが使用されるが、血液（赤血球）における吸収の高い波長範囲（５００〜５９０ｎｍ）にピーク波長を有する光を出射可能なものを使用するのが好ましい。補正用発光素子４０，４１として赤血球での吸収の光を出射可能なものを使用すれば、ヘマトクリット値に相関する情報を得る際に、赤血球以外の成分での吸収の影響を少なくできる。そのため、赤血球の影響を特異的に把握することが可能となり、ヘマトクリット値に起因する測定誤差を適切に補正することができる。 The correction light-emitting elements 40 and 41 are used to obtain information correlated with the hematocrit value of blood, and are arranged at a certain distance apart in the D1 and D2 directions (blood movement direction in the capillary 24). ing. As the light-emitting elements 40 and 41 for correction, for example, LEDs are used, but it is preferable to use those capable of emitting light having a peak wavelength in a wavelength range (500 to 590 nm) with high absorption in blood (red blood cells). . If the light emitting elements for correction 40 and 41 that can emit light absorbed by red blood cells are used, the influence of absorption by components other than red blood cells can be reduced when obtaining information correlated with the hematocrit value. Therefore, it is possible to specifically grasp the influence of red blood cells, and it is possible to appropriately correct a measurement error caused by the hematocrit value.

一方、測定用発光素子４２，４３は、血液における特定成分の濃度に相関する情報を得るために利用されるものである。より具体的には、測定用発光素子４２は測定用の光を出射するものであり、測定用発光素子４３は参照用の光を出射するためのものである。測定用発光素子４２としては、たとえば６００〜７００ｎｍの波長範囲にピーク波長を有する光を出射可能なＬＥＤが使用される。その一方で、測定用発光素子４３としては、たとえば８００〜９５０ｎｍの波長範囲にピーク波長を有する光、好ましくは８００〜９１０ｎｍの波長範囲にピーク波長を有する光を出射可能なＬＥＤが使用される。 On the other hand, the measurement light emitting elements 42 and 43 are used for obtaining information correlated with the concentration of a specific component in blood. More specifically, the measurement light-emitting element 42 emits measurement light, and the measurement light-emitting element 43 emits reference light. As the measurement light emitting element 42, for example, an LED capable of emitting light having a peak wavelength in a wavelength range of 600 to 700 nm is used. On the other hand, as the measurement light emitting element 43, for example, an LED capable of emitting light having a peak wavelength in the wavelength range of 800 to 950 nm, preferably light having a peak wavelength in the wavelength range of 800 to 910 nm is used.

図３および図４（ａ）に示したように、出射用アパチャ５は、比色センサ２へ照射すべき光を規定するためのものであり、濃度測定装置１に比色センサ２を装着した状態において、発光装置４と比色センサ２との間に位置するように配置されている。この出射用アパシチャ５は、開口部５０を有するとともに、たとえば樹脂などにより全体が黒色に形成されている。開口部５０は、長円形の平面視形状を有しており、各発光素子４０〜４３において出射された光を開口部５０において透過させることにより比色センサ２に対する光の照射状態を制限するように構成されている。 As shown in FIG. 3 and FIG. 4A, the emission aperture 5 is for defining the light to be emitted to the colorimetric sensor 2, and the colorimetric sensor 2 is attached to the density measuring device 1. In the state, it is arranged so as to be positioned between the light emitting device 4 and the colorimetric sensor 2. The exit aperture 5 has an opening 50 and is entirely black, for example, made of resin. The opening 50 has an oval plan view shape, and the light emitted from each of the light emitting elements 40 to 43 is transmitted through the opening 50 to limit the light irradiation state to the colorimetric sensor 2. It is configured.

図３に示したように、受光装置６は、比色センサ２を透過した光を受光するためのものであり、発光装置４に対向し、かつ濃度測定装置１に比色センサ２を装着した状態において、比色センサ２の試薬部２７の直下に位置するように配置されている。この受光装置６は、エリアセンサとして機能するフォトダイオード６０を有している。 As shown in FIG. 3, the light receiving device 6 is for receiving the light transmitted through the colorimetric sensor 2, is opposed to the light emitting device 4, and the colorimetric sensor 2 is mounted on the density measuring device 1. In the state, the colorimetric sensor 2 is arranged so as to be located immediately below the reagent part 27. The light receiving device 6 includes a photodiode 60 that functions as an area sensor.

図３および図４（ｂ）に示したように、受光用アパチャ７は、フォトダイオード６０へ入射させるべき光を規定するためのものであり、濃度測定装置１に比色センサ２を装着した状態において、比色センサ２と受光装置６との間に位置するように配置されている。この出射用アパチャ７は、開口部７０を有するとともに、たとえば樹脂などにより全体が黒色に形成されている。開口部７０は、平面視において、円形であるとともに補正用発光素子４０，４１の中間に位置している。すなわち、補正用発光素子４０，４１は、開口部７０に対して、オフセットしている。 As shown in FIGS. 3 and 4B, the light receiving aperture 7 is for defining the light to be incident on the photodiode 60, and the colorimetric sensor 2 is attached to the density measuring device 1. In FIG. 2, the colorimetric sensor 2 and the light receiving device 6 are disposed so as to be located. The exit aperture 7 has an opening 70 and is entirely formed of black by, for example, resin. The opening 70 is circular and is positioned between the correction light emitting elements 40 and 41 in plan view. That is, the correction light emitting elements 40 and 41 are offset with respect to the opening 70.

図３、図４（ａ）および図４（ｂ）に示したように、測光機構３では、平面視において補正用発光素子４０，４１が受光用アパチャ７の開口部７０に対してＤ１，Ｄ２方向にオフセットしている。そのため、補正用発光素子４０から出射された光と補正用発光素子４１から出射された光とでは、比色センサ２における異なった領域を透過した光がフォトダイオード６０において受光される。より具体的には、補正用発光素子４０が開口部７０に対して相対的にＤ２方向（キャピラリ２４における血液の移動方向の上流側）に位置することから、フォトダイオード６０においては、補正用発光素子４０から出射された光については測光エリア２０におけるＤ１方向（上流側）に位置する上流側領域２０Ａを透過した光が受光される。その一方で、補正用発光素子４１が開口部７０に対して相対的にＤ２方向（キャピラリ２４における血液の移動方向の下流側）に位置することから、フォトダイオード６０においては、補正用発光素子４１から出射された光については測光エリア２０における相対的にＤ２方向（下流側）に位置する下流側領域２０Ｂを透過した光が受光される。 As shown in FIGS. 3, 4 (a), and 4 (b), in the photometric mechanism 3, the correction light emitting elements 40 and 41 are D 1 and D 2 with respect to the opening 70 of the light receiving aperture 7 in plan view. It is offset in the direction. Therefore, light that has passed through different regions in the colorimetric sensor 2 is received by the photodiode 60 between the light emitted from the correction light emitting element 40 and the light emitted from the correction light emitting element 41. More specifically, since the correction light emitting element 40 is positioned in the D2 direction (upstream in the blood movement direction in the capillary 24) relative to the opening 70, the photodiode 60 emits the correction light emission. As for the light emitted from the element 40, the light transmitted through the upstream region 20A located in the direction D1 (upstream side) in the photometry area 20 is received. On the other hand, since the correction light emitting element 41 is positioned relative to the opening 70 in the direction D2 (downstream of the blood movement direction in the capillary 24), the correction light emitting element 41 is used in the photodiode 60. As for the light emitted from the light, the light transmitted through the downstream region 20B located relatively in the direction D2 (downstream) in the photometry area 20 is received.

そのため、キャピラリ２４に血液を導入した場合には、血液の移動過程において、補正用発光素子４０から出射されてフォトダイオード６０で受光される光の光量のタイムコースと、下流側に配置された補正用発光素子４１から出射されてフォトダイオード６０で受光される光の光量のタイムコースとは、以下に説明するように異なった挙動を示すこととなる。 Therefore, when blood is introduced into the capillary 24, in the blood movement process, the time course of the amount of light emitted from the correction light emitting element 40 and received by the photodiode 60 and the correction disposed downstream. The time course of the amount of light emitted from the light emitting element 41 and received by the photodiode 60 exhibits different behavior as described below.

図５、図６（ａ）および図６（ｂ）に示したように、血液ＢＬがＤ２方向に移動する過程においては、血液ＢＬが測光エリア２０の上流側領域２０Ａに到達する前は、補正用発光素子４０，４１から出射された光は、血液ＢＬにより吸収されることがないため、フォトダイオード６０においては、補正用発光素子４０および補正用発光素子４１から出射された光についての受光量（比色センサ２（測光エリア２０）の透過光量）は略一定となる。 As shown in FIG. 5, FIG. 6A and FIG. 6B, in the process of moving the blood BL in the direction D 2, correction is performed before the blood BL reaches the upstream region 20 A of the photometric area 20. Since the light emitted from the light emitting elements 40 and 41 is not absorbed by the blood BL, the light receiving amount of the light emitted from the correcting light emitting element 40 and the correcting light emitting element 41 is received by the photodiode 60. The amount of light transmitted through the colorimetric sensor 2 (photometric area 20) is substantially constant.

図５、図７（ａ）および図７（ｂ）に示したように、血液ＢＬが上流側領域２０Ａに到達した以降は、血液ＢＬにより補正用発光素子４０から出射された光が吸収される。その一方で、上流側領域２０Ａにおける血液ＢＬが占める割合は、図７（ｂ）および図８（ｂ）に示したように血液ＢＬがＤ２方向に移動することより大きくなる。そのため、フォトダイオード６０においては、補正用発光素子４０から出射された光についての受光量（透過光量）は、図５に示したように血液ＢＬのＤ２方向への移動とともに小さくなる。これに対して、補正用発光素子４１から出射された光は、血液ＢＬが下流側領域２０Ｂに到達するまでは血液により吸収されることがないため、フォトダイオード６０においては、補正用発光素子４１から出射された光についての受光量は変化することなく一定となる。 As shown in FIGS. 5, 7A, and 7B, after the blood BL reaches the upstream region 20A, the light emitted from the correction light emitting element 40 is absorbed by the blood BL. . On the other hand, the ratio of the blood BL in the upstream region 20A is larger than the movement of the blood BL in the direction D2 as shown in FIGS. 7B and 8B. Therefore, in the photodiode 60, the amount of light received (the amount of transmitted light) for the light emitted from the correction light emitting element 40 decreases as the blood BL moves in the direction D2 as shown in FIG. On the other hand, since the light emitted from the correction light emitting element 41 is not absorbed by the blood until the blood BL reaches the downstream region 20B, the correction light emitting element 41 is used in the photodiode 60. The amount of light received from the light emitted from is constant without changing.

図５、図８（ａ）および図８（ｂ）に示したように、血液ＢＬが下流側領域２０Ｂに到達した以降は、血液ＢＬにより補正用発光素子４１から出射された光が吸収される。その一方で、下流側領域２０Ｂにおける血液ＢＬが占める割合は、図８（ｂ）および図９（ｂ）に示したように血液ＢＬのＤ２方向への移動のより大きくなる。そのため、フォトダイオード６０においては、図５に示したように補正用発光素子４１から出射された光についての受光量（透過光量）は、血液ＢＬの進行とともに小さくなる。 As shown in FIG. 5, FIG. 8A and FIG. 8B, after the blood BL reaches the downstream region 20B, the light emitted from the correction light emitting element 41 is absorbed by the blood BL. . On the other hand, the proportion of the blood BL in the downstream region 20B is greater than the movement of the blood BL in the direction D2 as shown in FIGS. 8B and 9B. Therefore, in the photodiode 60, as shown in FIG. 5, the amount of light received (the amount of transmitted light) for the light emitted from the correction light emitting element 41 decreases with the progress of the blood BL.

図５、図９（ａ）および図９（ｂ）に示したように、血液ＢＬが上流側領域２０Ａを超えた場合には、補正用発光素子４０から出射された光は、血液ＢＬが上流側領域２０Ａの全ての領域を占めることとなる。そのため、フォトダイオード６０においては、補正用発光素子４０から出射された光についての受光量は一定となる。血液ＢＬが上流側領域２０Ａに達した時点では、血液ＢＬが上流側領域２０Ｂの全ての領域を占めていないので、フォトダイオード６０においては、補正用発光素子４１から出射された光についての受光量は引き続き小さくなる。 As shown in FIG. 5, FIG. 9A and FIG. 9B, when the blood BL exceeds the upstream region 20A, the light emitted from the correction light emitting element 40 is upstream from the blood BL. It occupies all the areas of the side area 20A. Therefore, in the photodiode 60, the amount of received light with respect to the light emitted from the correction light emitting element 40 is constant. When the blood BL reaches the upstream region 20A, the blood BL does not occupy the entire region of the upstream region 20B. Therefore, the photodiode 60 receives light with respect to the light emitted from the correction light emitting element 41. Continues to get smaller.

図５、図１０（ａ）および図１０（ｂ）に示したように、血液ＢＬが下流側領域２０Ａを超えた場合には、下流側領域２０Ｂの全ての領域を血液ＢＬが占めることとなる。そのため、フォトダイオード６０においては、補正用発光素子４１から出射された光についての受光量は一定となる。 As shown in FIG. 5, FIG. 10 (a) and FIG. 10 (b), when the blood BL exceeds the downstream region 20A, the blood BL occupies all the regions of the downstream region 20B. . Therefore, in the photodiode 60, the amount of received light with respect to the light emitted from the correction light emitting element 41 is constant.

以上の説明から分かるように、キャピラリ２４に血液ＢＬを導入した場合には、血液ＢＬの移動過程において、図５に示したように、補正用発光素子４０から出射されてフォトダイオード６０で受光される光の透過光量のタイムコースと、補正用発光素子４１から出射されてフォトダイオード６０で受光される光の透過光量のタイムコースとは、フォトダイオード６０での受光量が小さくなり始める時間（０，ｔ１）と、フォトダイオード６０での受光量が略一定値に収束する時間（ｔ２、ｔ３）が異なったものとなる。 As can be seen from the above description, when blood BL is introduced into the capillary 24, it is emitted from the correction light emitting element 40 and received by the photodiode 60 as shown in FIG. The time course of the transmitted light amount of the light and the time course of the transmitted light amount of the light emitted from the correction light emitting element 41 and received by the photodiode 60 are the time when the received light amount at the photodiode 60 starts to decrease (0 , T1) and the time (t2, t3) for the amount of light received by the photodiode 60 to converge to a substantially constant value are different.

ここで、補正用発光素子４０と補正用発光素子４１との間におけるフォトダイオード６０での受光量（透過光量）が小さくなり始める時点（０，ｔ１）、あるいは補正用発光素子４０と補正用発光素子４１との間におけるフォトダイオード６０での受光量（透過光量）が略一定値に収束する時点（ｔ２、ｔ３）は、血液ＢＬの移動速度に依存する。また、受光量が小さくなり始めてから（０，ｔ１）、略一定値に収束するまでの時間（ｔ２，ｔ３−ｔ１）もまた、血液の移動速度に依存する。その一方で、血液の移動速度は、血液の粘性の影響を受けるものであるとともに、血液の粘性はヘマトクリット値（Ｈｃｔ）の影響を受けるものである。そのため、補正用発光素子４０と補正用発光素子４１との間におけるフォトダイオード６０での受光量の小さくなる受光量が小さくなり始める時点（０，ｔ１）、あるいは補正用発光素子４０と補正用発光素子４１との間におけるフォトダイオード６０での受光量が略一定値に収束する時間（ｔ２、ｔ３―ｔ１）は、血液のＨｃｔを反映したものとなる。そのため、先のパラメータを利用することにより、血液のＨｃｔが血液の特定成分の測定に与える影響量を把握できるようになり、Ｈｃｔの影響を低減するための補正を行なうことが可能となる。また、先のパラメータばかりでなく、先のパラメータと相関関係のあるパラメータ、たとえば同一時間における補正用発光素子４０と補正用発光素子４１との間におけるフォトダイオード６０での受光量の差Δ、この差Δの積算値（２つのタイムコースで囲まれる領域の面積）、あるいは吸光度の変化率（タイムコースの傾き）を利用して、血液のＨｃｔが血液の特定成分の測定に与える影響を把握することも可能である。 Here, when the received light amount (transmitted light amount) of the photodiode 60 between the correction light emitting element 40 and the correction light emitting element 41 starts to decrease (0, t1), or the correction light emitting element 40 and the correction light emission. The time (t2, t3) at which the received light amount (transmitted light amount) between the photodiode 41 and the element 41 converges to a substantially constant value depends on the moving speed of the blood BL. In addition, the time (t2, t3-t1) from when the received light amount starts to decrease (0, t1) until it converges to a substantially constant value also depends on the blood moving speed. On the other hand, the moving speed of blood is affected by the viscosity of blood, and the viscosity of blood is affected by the hematocrit value (Hct). For this reason, the light reception amount at which the light reception amount of the photodiode 60 between the correction light emitting element 40 and the correction light emitting element 41 becomes small (0, t1), or the correction light emitting element 40 and the correction light emission. The time (t2, t3-t1) for the amount of light received by the photodiode 60 between the element 41 to converge to a substantially constant value reflects the Hct of blood. Therefore, by using the previous parameter, it becomes possible to grasp the amount of influence that Hct of blood has on the measurement of a specific component of blood, and correction for reducing the influence of Hct can be performed. Further, not only the previous parameter but also a parameter having a correlation with the previous parameter, for example, the difference Δ in the amount of light received by the photodiode 60 between the correction light emitting element 40 and the correction light emitting element 41 at the same time, Using the integrated value of the difference Δ (area of the area surrounded by two time courses) or the change rate of absorbance (time course slope), the influence of blood Hct on the measurement of a specific component of blood is grasped. It is also possible.

また、測光機構３では、発光装置４として補正用および測定用発光素子４０〜４３がパッケージ化されたものを用いており、極めて簡易な構成によりヘマトクリット値に影響を把握することができるばかりか、１つの発光装置４（測光機構３）により、ヘマトクリット値に相関する情報と特定成分の濃度に相関する情報とを得ることができる。 Further, in the photometric mechanism 3, the light emitting device 4 in which the correction and measurement light emitting elements 40 to 43 are packaged is used, and the influence on the hematocrit value can be grasped with an extremely simple configuration. Information that correlates with the hematocrit value and information that correlates with the concentration of the specific component can be obtained by one light emitting device 4 (photometric mechanism 3).

図６に示したように、濃度測定装置１は、測光機構３の他に、制御部１０および演算部１１をさらに備えている。 As shown in FIG. 6, the concentration measuring apparatus 1 further includes a control unit 10 and a calculation unit 11 in addition to the photometric mechanism 3.

制御部１０は、補正用および測定用発光素子４０〜４３の点灯・消灯あるいは演算部１１の動作を初めとする各種の動作を制御するものである。 The control unit 10 controls various operations including lighting and extinguishing of the correction and measurement light emitting elements 40 to 43 and the operation of the calculation unit 11.

演算部１１は、フォトダイオード６０での受光量に基づいて、Ｈｃｔの影響を考慮しつつ血液中の特定成分の濃度を演算するものである。この演算部１１では、補正用発光素子４０,４１からの光を比色センサ２に照射したときに得られる受光量のタイムコースに基づいてＨｃｔの影響量（補正量）を演算する一方で、この補正量を勘案しつつ、測定用発光素子４２,４３からの光を比色センサ２に照射したときに得られる受光量に基づいて特定成分の濃度が演算される。演算部１１はまた、必要に応じて、Ｌｏｔ補正および温度補正に関する演算を行なうように構成される。 The calculator 11 calculates the concentration of a specific component in the blood based on the amount of light received by the photodiode 60 while taking into account the influence of Hct. The calculation unit 11 calculates the influence amount (correction amount) of Hct based on the time course of the received light amount obtained when the colorimetric sensor 2 is irradiated with light from the correction light emitting elements 40 and 41. The density of the specific component is calculated based on the amount of light received when the colorimetric sensor 2 is irradiated with the light from the measurement light emitting elements 42 and 43 while taking this correction amount into consideration. The calculation unit 11 is also configured to perform calculations related to Lot correction and temperature correction as necessary.

次に、濃度測定装置１の動作の一例について説明する。 Next, an example of the operation of the concentration measuring apparatus 1 will be described.

濃度測定を行なう場合には、まず濃度測定装置１に比色センサ２を装着し、比色センサ２の開口２５を介して、キャピラリ２４の内部に血液を供給する。このとき、キャピラリ２４において生じる毛細管力により、血液ＢＬがキャピラリ２４の内部を進行する。血液ＢＬの進行過程においては、血液ＢＬにより試薬部２７が溶解させられ、キャピラリ２４の内部に液相反応系が構築される。血液ＢＬの進行は、血液ＢＬが開口２６に到達したときに停止する。 When performing concentration measurement, first, the colorimetric sensor 2 is attached to the concentration measuring apparatus 1, and blood is supplied into the capillary 24 through the opening 25 of the colorimetric sensor 2. At this time, the blood BL travels inside the capillary 24 due to the capillary force generated in the capillary 24. In the progression process of the blood BL, the reagent part 27 is dissolved by the blood BL, and a liquid phase reaction system is constructed inside the capillary 24. The progression of blood BL stops when blood BL reaches opening 26.

液相反応系においては、グルコースなどの特定成分から取り出された電子が発色剤に供給されて発色剤が発色し、液相反応系が着色される。試薬部２７において酸化還元酵素および電子伝達物質が含まれている場合には、酸化還元酵素が血液中のグルコースと特異的に反応してグルコースから電子が取り出され、その電子が電子伝達物質に供給された後に発色剤に供給される。したがって、発色剤の発色の程度(液相反応系の着色の程度)は、特定成分から取り出された電子の量、すなわち特定成分の濃度に相関している。 In the liquid phase reaction system, electrons extracted from a specific component such as glucose are supplied to the color former, and the color former develops color, and the liquid phase reaction system is colored. When the oxidoreductase and the electron transfer substance are contained in the reagent unit 27, the oxidoreductase specifically reacts with glucose in the blood to extract electrons from the glucose and supply the electrons to the electron transfer substance. Is supplied to the color former. Therefore, the degree of color development of the color former (the degree of coloration in the liquid phase reaction system) correlates with the amount of electrons extracted from the specific component, that is, the concentration of the specific component.

一方、濃度測定装置１においては、測光機構３により比色センサ２の測光エリア２０における透過光量の変化が検出される。より具体的には、制御部１０により、補正用発光素子４０，４１の点灯・消灯を、それらの補正用発光素子４０，４１の相互で、タイミングをずらして繰り返し行なう。補正用発光素子４０，４１の点灯・消灯のサイクルは、たとえば０．００５〜０．５ｓｅｃとされる。 On the other hand, in the density measuring apparatus 1, a change in the amount of transmitted light in the photometric area 20 of the colorimetric sensor 2 is detected by the photometric mechanism 3. More specifically, the control unit 10 repeatedly turns on and off the correction light emitting elements 40 and 41 while shifting the timing between the correction light emitting elements 40 and 41. The cycle of turning on / off the correction light emitting elements 40 and 41 is, for example, 0.005 to 0.5 sec.

その一方で、受光装置６では、補正用発光素子４０，４１から出射された光のうち、測光エリア２０を透過するとともに、受光用アパチャ５の開口部５０を通過した光を、時間をずらせて交互に受光される。すなわち、受光装置６では、測光エリア２０の上流側領域２０Ａを透過した光と、測光エリア２０の下流側領域２０Ｂを透過した光と、が交互に受光される。図５に示したように、受光装置６での受光量（透過光量）は、比色センサ２のキャピラリ２４を血液が移動するにしたがって、先に測光エリア２０の上流側領域２０Ａでの透過光量が小さくなり、次いで測光エリア２０の下流側領域２０Ｂでの透過光量が小さくなる。その一方で、透過光量は、先に測光エリア２０の上流側領域２０Ａ透過した光が一定値に収束し、次いで測光エリア２０の下流側領域２０Ｂでの透過した光が一定値に収束する。 On the other hand, in the light receiving device 6, among the light emitted from the correction light emitting elements 40 and 41, the light that has passed through the photometric area 20 and passed through the opening 50 of the light receiving aperture 5 is shifted in time. Light is received alternately. That is, in the light receiving device 6, the light transmitted through the upstream region 20 A of the photometric area 20 and the light transmitted through the downstream region 20 B of the photometric area 20 are alternately received. As shown in FIG. 5, the received light amount (transmitted light amount) in the light receiving device 6 is the transmitted light amount in the upstream region 20 A of the photometric area 20 as blood moves through the capillary 24 of the colorimetric sensor 2. Decreases, and then the amount of transmitted light in the downstream region 20B of the photometric area 20 decreases. On the other hand, with respect to the transmitted light amount, the light previously transmitted through the upstream region 20A of the photometry area 20 converges to a constant value, and then the light transmitted through the downstream region 20B of the photometry area 20 converges to a constant value.

一方、演算部１１では、測光エリア２０の上流側領域２０Ａを透過した光の量と、測光エリア２０の下流側領域２０Ｂを透過した光の量をそれぞれ区別し、複数のサンプリングタイムにおいて把握する。そして、演算部１１においては、測光エリア２０の下流側領域２０Ｂを透過した光の量が一定値に収束した場合には、測光エリア２０に血液ＢＬが供給されたことを認識し、上流側領域２０Ａを透過した光の量（吸光度）と下流側領域２０Ｂを透過した光の量（吸光度）に基づいてヘマトクリット値に関するヘマトクリット情報を取得する。 On the other hand, the calculation unit 11 distinguishes between the amount of light transmitted through the upstream region 20A of the photometric area 20 and the amount of light transmitted through the downstream region 20B of the photometric area 20, and grasps them at a plurality of sampling times. And in the calculating part 11, when the quantity of the light which permeate | transmitted the downstream area | region 20B of the photometry area 20 converged on the fixed value, it recognizes that the blood BL was supplied to the photometry area 20, and upstream area | region Hematocrit information relating to the hematocrit value is acquired based on the amount of light transmitted through 20A (absorbance) and the amount of light transmitted through downstream region 20B (absorbance).

このヘマトクリット情報は、同一または略同一サンプリングタイムにおける上流側領域２０Ａを透過した光の量（吸光度）と下流側領域２０Ａを透過した光の量（吸光度）の差分値Δを、複数のサンプリングタイムについて積算した積算値として取得する。 This hematocrit information includes a difference value Δ between the amount of light transmitted through the upstream region 20A (absorbance) and the amount of light transmitted through the downstream region 20A (absorbance) at the same or substantially the same sampling time for a plurality of sampling times. Acquired as the integrated value.

もちろん、ヘマトクリット情報は、差分値Δの積算値以外として得ることもできる。たとえば、ヘマトクリット情報は、上流側領域２０Ａでの透過光量（吸光度）のタイムコースと下流側領域２０Ａでの透過光量（吸光度）のタイムコースとの時間的ずれ量（ｔ１、ｔ３−ｔ２、あるいは{ｔ１＋（ｔ３−ｔ２）}／２）、透過光量（吸光度）の変化率（タイムコースの傾き）などにより取得することができる。 Of course, the hematocrit information can also be obtained as a value other than the integrated value of the difference value Δ. For example, the hematocrit information includes the time lag (t1, t3-t2, or {) between the time course of the transmitted light amount (absorbance) in the upstream region 20A and the time course of the transmitted light amount (absorbance) in the downstream region 20A. t1 + (t3−t2)} / 2), change rate of transmitted light amount (absorbance) (time course slope), and the like.

演算部１１においてはさらに、積算値などのヘマトクリット情報に基づいて、後において行われる濃度演算に必要な補正量を決定する。補正量は、積算値などのヘマトクリット情報と補正値との関係を示す補正用検量線に基づいて決定される。 The calculation unit 11 further determines a correction amount necessary for density calculation performed later based on hematocrit information such as an integrated value. The correction amount is determined based on a calibration curve for correction indicating the relationship between hematocrit information such as an integrated value and the correction value.

このように、濃度測定装置１では、ヘマトクリット情報は血液ＢＬが比色センサ２の測光エリア２０を移動するときの透過光量の変化に基づいて得られる。すなわち、ヘマトクリット情報は、赤血球濃度に依存する移動速度（粘性）を光学的に検出ことにより得られる。このような方法では、ヘマトクリット情報は、赤血球の酸化・還元状態に影響をさほど受けることなく、赤血球濃度を適切に反映したものとして得ることができる。その結果、個々の血液試料ごとに適切にＨｃｔ（またはそれに相関する情報）を検出することができるようになり、Ｈｃｔの影響を適切に補正してより測定精度を向上させることが可能となる。 As described above, in the concentration measuring apparatus 1, hematocrit information is obtained based on a change in the amount of transmitted light when the blood BL moves in the photometric area 20 of the colorimetric sensor 2. That is, hematocrit information is obtained by optically detecting the moving speed (viscosity) depending on the red blood cell concentration. In such a method, the hematocrit information can be obtained as an appropriate reflection of the red blood cell concentration without being significantly affected by the redox oxidation / reduction state. As a result, it becomes possible to appropriately detect Hct (or information correlated therewith) for each individual blood sample, and it is possible to appropriately correct the influence of Hct and further improve measurement accuracy.

また、ヘマトクリット情報を、測光エリア２０における上流側および下流側領域２０Ａ，２０Ｂでの透過光量の変化に基づいて取得するようにすれば、一箇所のみにより透過光量の変化を測定する場合に比べて、より適切にＨｃｔに関する情報を得ることができる。すなわち、複数個所により透過光量の変化を測定するようにすれば、個々の比色センサ２の感度のバラツキなどといった比色センサ２の特性に起因する検出誤差の影響を低減することが可能となる。 Further, if hematocrit information is acquired based on changes in the amount of transmitted light in the upstream and downstream regions 20A and 20B in the photometry area 20, it is possible to compare the change in the amount of transmitted light with only one location. Thus, information on Hct can be obtained more appropriately. That is, if the change in the amount of transmitted light is measured at a plurality of locations, it is possible to reduce the influence of detection errors caused by the characteristics of the colorimetric sensors 2 such as variations in sensitivity of the individual colorimetric sensors 2. .

次いで、制御部１０は、測光エリア２０の下流側領域２０Ｂを透過した光の量が一定値に収束してから一定時間経過後に、測定用発光装置４の発光素子４２，４３を順次点灯させる。このとき、受光装置６では、比色センサ２を透過した光が受光される。 Next, the control unit 10 sequentially turns on the light emitting elements 42 and 43 of the measurement light emitting device 4 after a predetermined time has elapsed since the amount of light transmitted through the downstream region 20B of the photometric area 20 converges to a constant value. At this time, the light receiving device 6 receives the light transmitted through the colorimetric sensor 2.

一方、演算部１１においては、受光装置６での受光量（透過光量あるいは吸光度）に相関させた信号に基づいて、血液中のグルコースなどの特定成分の濃度を一次的に演算する。この演算は、予め定められた透過光量（吸光度）と特定成分の濃度との関係とを示す濃度演算用検量線に基づいて行なわれる。演算部１１ではさらに、先に得られた補正量により一次的な演算値に補正して、最終的な濃度を決定する。この最終的な演算結果は、濃度測定装置１のディスプレイ１２に表示される。 On the other hand, the calculation unit 11 primarily calculates the concentration of a specific component such as glucose in the blood based on a signal correlated with the amount of light received by the light receiving device 6 (transmitted light amount or absorbance). This calculation is performed based on a calibration curve for concentration calculation indicating the relationship between a predetermined amount of transmitted light (absorbance) and the concentration of the specific component. Further, the calculation unit 11 corrects the calculation value to a primary calculation value using the correction amount obtained previously, and determines the final density. This final calculation result is displayed on the display 12 of the concentration measuring apparatus 1.

もちろん、ヘマトクリット情報に基づいて、補正量を透過光量（吸光度）として取得してする一方で、実測された透過光量（吸光度）を先に補正し、補正後の透過光量（吸光度）を濃度演算用検量線に当てはめて濃度演算を行なってもよく、また、Ｈｃｔに応じた複数の濃度演算用検量線を準備し、得られるヘマトクリット情報から、最適な濃度演算用検量線を選択して濃度演算を行なうようにしてもよい。 Of course, based on the hematocrit information, the correction amount is acquired as the transmitted light amount (absorbance), while the measured transmitted light amount (absorbance) is corrected first, and the corrected transmitted light amount (absorbance) is used for concentration calculation. Concentration calculation may be performed by applying to the calibration curve, or a plurality of concentration calculation calibration curves corresponding to Hct are prepared, and the concentration calculation is performed by selecting the optimal calibration curve for concentration calculation from the obtained hematocrit information. You may make it perform.

本発明は、先に説明した実施の形態には限定されない。たとえば、Ｈｃｔの影響は、比色センサにおける測光エリアの１箇所での透過光量の変化を検出することにより把握することもできる。すなわち、測光エリアでの透過光量の変化の微分曲線は、たとえば図１２に示したようにピークを有するものとなるため、ピークの高さＰ（透過光量の変化率の最大値（絶対値基準））あるいは透過光量が変化する時間範囲Ｔに基づいて、Ｈｃｔの影響量を検出するようにしてもよい。この場合には、発光装置４における検出用発光素子の数は、少なくとも１つあればよく、１つの検出用発光素子を使用して透過光量の変化率の最大値あるいは透過光量が変化する時間範囲Ｔを取得することができる。また、複数（たとえば２つの検出用発光素子４０，４１）の検出用発光素子を使用して上記ピークの高さＰあるいは上記時間範囲Ｔを取得するようにしてもよく、この場合には、上記ピークの高さＰあるいは上記時間範囲Ｔは、たとえば複数の検出用発光素子のそれぞれによって得られる値の平均値として算出してもよい。 The present invention is not limited to the embodiment described above. For example, the influence of Hct can be grasped by detecting a change in the amount of transmitted light at one place in the photometric area in the colorimetric sensor. That is, since the differential curve of the change in the amount of transmitted light in the photometry area has a peak as shown in FIG. 12, for example, the peak height P (the maximum value of the rate of change in the amount of transmitted light (absolute value reference)). ) Or the amount of influence of Hct may be detected based on the time range T in which the amount of transmitted light changes. In this case, the number of light emitting elements for detection in the light emitting device 4 may be at least one, and the maximum value of the change rate of the transmitted light amount or the time range in which the transmitted light amount changes using one detection light emitting element. T can be obtained. Further, the peak height P or the time range T may be obtained by using a plurality of (for example, two detection light-emitting elements 40 and 41) the detection light-emitting elements. The peak height P or the time range T may be calculated as an average value of values obtained by each of the plurality of detection light emitting elements, for example.

また、測光機構３は、必ずしも比色センサ２を透過した光に基づいてヘマトクリット情報を検出するように構成する必要はなく、比色センサ２などの分析用具において反射した光に基づいてヘマトクリット情報を検出できるようにしてもよい。さらに、ヘマトクリット情報の検出は、必ずしも試薬部２７が設けられた領域において行なう必要はなく、試薬部２７からずれた領域において行なってもよい。また、測光機構３の受光装置６において、補正用発光素子４０のための受光素子と補正用発光素子４１のための受光素子とを個別に設けてもよく、また発光装置における補正用発光素子を３個以上設けてもよい。 The photometric mechanism 3 does not necessarily need to be configured to detect hematocrit information based on the light transmitted through the colorimetric sensor 2, and the hematocrit information based on the light reflected by the analysis tool such as the colorimetric sensor 2. It may be possible to detect. Furthermore, the detection of hematocrit information is not necessarily performed in the region where the reagent part 27 is provided, but may be performed in a region shifted from the reagent part 27. Further, in the light receiving device 6 of the photometry mechanism 3, a light receiving element for the correction light emitting element 40 and a light receiving element for the correction light emitting element 41 may be provided separately. Three or more may be provided.

本発明はまた、比色センサを用いて光学的手法により濃度測定を行なう場合に限らず、電気化学的手法により濃度測定を行なう場合にも適用することが可能となる。この場合、測光機構における濃度測定用の発光素子は省略される。 The present invention is not limited to the case where concentration measurement is performed by an optical method using a colorimetric sensor, but can also be applied to the case where concentration measurement is performed by an electrochemical method. In this case, the light emitting element for density measurement in the photometric mechanism is omitted.

本実施例では、先に説明した濃度測定装置１および比色センサ２を用いて、Ｈｃｔの異なる３種類（Ｈｃｔ２５％、Ｈｃｔ４０％、Ｈｃｔ５５％）の試料を使用したときの透過光量の経時的変化を検討した。透過光量の測定は、グルコース濃度を２００ｍｇ／ｄｌに調整した試料を下記表１に示す構成の比色センサ２に供給したときの吸光度を、０．０３３ｓｅｃ毎に測定することにより行なった。また、補正用発光素子４０，４１としては、中心波長が５７０ｎｍであるＬＥＤをＤ１，Ｄ２方向に１．６ｍｍ離間させて配置したものを用い、受光用アパチャ５の開口部５０は直径が２．０ｍｍの円形に形成した。吸光度の測定結果については、図１３（ａ）〜図１３（ｃ）に示した。これらの図においては、横軸を時間（秒）であり、縦軸は０秒値（上流側領域２０Ａに血液が到達した時点）に対する相対値である。 In this example, the temporal change in the amount of transmitted light when using three types of samples having different Hct (Hct 25%, Hct 40%, Hct 55%) using the density measuring device 1 and the colorimetric sensor 2 described above. It was investigated. The amount of transmitted light was measured by measuring the absorbance every 0.033 sec when a sample having a glucose concentration adjusted to 200 mg / dl was supplied to the colorimetric sensor 2 having the configuration shown in Table 1 below. Further, as the light emitting elements 40 and 41 for correction, LEDs having a center wavelength of 570 nm are arranged 1.6 mm apart in the D1 and D2 directions, and the opening 50 of the light receiving aperture 5 has a diameter of 2. It was formed into a 0 mm circle. About the measurement result of the light absorbency, it showed to Fig.13 (a)-FIG.13 (c). In these figures, the horizontal axis is time (seconds), and the vertical axis is a relative value with respect to a 0 second value (when blood reaches the upstream region 20A).

図１３（ａ）〜図１３（ｃ）からは、Ｈｃｔが大きくなるほど透過光量の変化率が小さく、吸光度が低下しはじめてから略一定値に収束するまでの時間が長くなっており、上流側の発光素子（補正用発光素子４０）でのタイムコースを示す曲線と下流側の発光素子（補正用発光素子４１）でのタイムコースを示す曲線とによって囲まれる領域の面積が大きくなっている。そのため、たとえば透過光量が低下しはじめてから略一定値に収束するまでの時間、透過光量の変化率あるいは２つのタイムコースが示す曲線によって囲まれる領域の面積とＨｃｔとを相関させることにより、Ｈｃｔが測定結果に与える影響を低減することが可能となる。 From FIG. 13 (a) to FIG. 13 (c), as Hct increases, the rate of change in the amount of transmitted light decreases, and the time from when the absorbance begins to decrease until it converges to a substantially constant value increases. The area surrounded by the curve indicating the time course of the light emitting element (correction light emitting element 40) and the curve indicating the time course of the downstream light emitting element (correction light emitting element 41) is large. Therefore, for example, by correlating Hct with the time from when the transmitted light amount starts to decrease until it converges to a substantially constant value, the area of the region surrounded by the change rate of the transmitted light amount or the curves indicated by the two time courses, The influence on the measurement result can be reduced.

本実施例では、実施例１と同様な手法により得られる透過光量の測定結果（タイムコース）に基づいて、２つのタイムコースによって囲まれる領域の面積とＨｃｔとの関係を評価した。面積は、同一時間での補正用発光素子４０からの光の透過光量（相対値）と補正用発光素子４１からの光の透過光量（相対値）の差分を、０．０３３ｓｅｃ毎に演算し、それらを積算した積算値として評価した。その結果については、図１４に示した。この図においては、横軸はＨｃｔ、縦軸は積算値であり、５回の測定結果を示してある。 In this example, the relationship between the area of the region surrounded by two time courses and Hct was evaluated based on the measurement result (time course) of the transmitted light amount obtained by the same method as in the first example. For the area, the difference between the transmitted light amount (relative value) of light from the correction light emitting element 40 and the transmitted light amount (relative value) of light from the correction light emitting element 41 at the same time is calculated every 0.033 sec. They were evaluated as integrated values obtained by integrating them. The results are shown in FIG. In this figure, the horizontal axis is Hct, the vertical axis is the integrated value, and the results of five measurements are shown.

図１４から分かるように、Ｈｃｔが大きくなるほど、積算値が大きくなっており、積算値がＨｃｔを相関関係があることが分かる。この相関関係は、最少二乗法により、下記数式１として近似することができるため、積算値を演算することによりＨｃｔを把握できるとともに、Ｈｃｔが測定結果に与える影響の程度を把握することができることがわかる。 As can be seen from FIG. 14, the integrated value increases as Hct increases, and it can be seen that the integrated value correlates with Hct. Since this correlation can be approximated by the least square method as the following Equation 1, Hct can be grasped by calculating the integrated value, and the degree of influence of Hct on the measurement result can be grasped. Recognize.

本実施例では、実施例２で得られた相関関係（数式１）に基づいてＨｃｔの影響を低減した結果が得られる否かを検討した。この検討においては、試料として、グルコース濃度およびＨｃｔの異なる９種類のもの（グルコース濃度については６０ｍｇ／ｄｌ、２００ｍｇ／ｄｌおよび４００ｍｇ／ｄｌの３種類、Ｈｃｔについては２５％、４０％および５５％の３種類）を用いた。測定用発光素子としては、中心波長が６６０ｎｍであるＬＥＤを用いた。透過光量の測定は、同一の試料につき、５回行い、その平均値として図１５（ａ）に示した。図１５（ａ）においては、縦軸をＨｃｔ、横軸をＨｃｔ４０％のときの透過光量を基準としたときのバイアスとして示した。 In this example, it was examined whether or not the result of reducing the influence of Hct could be obtained based on the correlation (Equation 1) obtained in Example 2. In this examination, nine types of samples with different glucose concentrations and Hct (three types of 60 mg / dl, 200 mg / dl and 400 mg / dl for glucose concentration, 25%, 40% and 55% for Hct) were used as samples. 3 types) were used. As the light emitting element for measurement, an LED having a center wavelength of 660 nm was used. The transmitted light amount was measured five times for the same sample, and the average value is shown in FIG. In FIG. 15A, the vertical axis represents Hct, and the horizontal axis represents bias when the amount of transmitted light is taken as a reference when Hct is 40%.

一方、実施例２で得られた関係式に基づいて、透過光量を補正した場合について検討した。より具体的には、まず、９種類の試料のそれぞれについて積算値を演算し、その積算値を上記数式１に当てはめることによりＨｃｔを演算した。次いで、上記数式１より得られたＨｃｔを、予め設定した下記表２の補正テーブルにしたがって線形補間によって補正量を演算し、その補正量により測定値を補正した。補正後の吸光度の値については、５回の測定の平均値として図１５（ｂ）に示した。 On the other hand, the case where the amount of transmitted light was corrected based on the relational expression obtained in Example 2 was examined. More specifically, first, an integrated value was calculated for each of the nine types of samples, and Hct was calculated by applying the integrated value to Equation 1 above. Next, the correction amount of the Hct obtained from Equation 1 was calculated by linear interpolation according to a preset correction table shown in Table 2 below, and the measured value was corrected by the correction amount. The corrected absorbance values are shown in FIG. 15 (b) as an average value of five measurements.

図１５（ａ）および図１５（ｂ）を比較すれば分かるように、補正前においてはバイアスがかなり大きくなっているのに対して、補正後においてはバイアスが著しく小さくなっている。この結果から、積算値を利用してＨｃｔについての補正を行なった場合には、Ｈｃｔの影響が適切に低減された測定結果が得られることが分かる。 As can be seen by comparing FIG. 15A and FIG. 15B, the bias is considerably large before the correction, whereas the bias is remarkably small after the correction. From this result, it can be seen that when the correction for Hct is performed using the integrated value, a measurement result in which the influence of Hct is appropriately reduced can be obtained.

本発明に係る濃度測定装置の一例を示す全体斜視図である。It is a whole perspective view which shows an example of the density | concentration measuring apparatus which concerns on this invention. 図１に示した濃度測定装置で使用する比色センサの一例を示す一部を分解して示した斜視図である。It is the perspective view which decomposed | disassembled and showed a part which shows an example of the colorimetric sensor used with the density | concentration measuring apparatus shown in FIG. 図１のIII−III線に沿う断面図である。It is sectional drawing which follows the III-III line of FIG. 図１に示した濃度測定装置の要部を示す平面図である。It is a top view which shows the principal part of the density | concentration measuring apparatus shown in FIG. 図１に示した濃度測定装置において測定される受光量の一例を示すグラフである。It is a graph which shows an example of the light reception amount measured in the density | concentration measuring apparatus shown in FIG. （ａ）は図１に示した濃度測定装置の動作を説明するための図３に相当する断面図であり、（ｂ）は図４（ｂ）に相当する平面図である。(A) is sectional drawing equivalent to FIG. 3 for demonstrating operation | movement of the density | concentration measuring apparatus shown in FIG. 1, (b) is a top view corresponding to FIG.4 (b). （ａ）は図１に示した濃度測定装置の動作を説明するための図３に相当する断面図であり、（ｂ）は図４（ｂ）に相当する平面図である。(A) is sectional drawing equivalent to FIG. 3 for demonstrating operation | movement of the density | concentration measuring apparatus shown in FIG. 1, (b) is a top view corresponding to FIG.4 (b). （ａ）は図１に示した濃度測定装置の動作を説明するための図３に相当する断面図であり、（ｂ）は図４（ｂ）に相当する平面図である。(A) is sectional drawing equivalent to FIG. 3 for demonstrating operation | movement of the density | concentration measuring apparatus shown in FIG. 1, (b) is a top view corresponding to FIG.4 (b). （ａ）は図１に示した濃度測定装置の動作を説明するための図３に相当する断面図であり、（ｂ）は図４（ｂ）に相当する平面図である。(A) is sectional drawing equivalent to FIG. 3 for demonstrating operation | movement of the density | concentration measuring apparatus shown in FIG. 1, (b) is a top view corresponding to FIG.4 (b). （ａ）は図１に示した濃度測定装置の動作を説明するための図３に相当する断面図であり、（ｂ）は図４（ｂ）に相当する平面図である。(A) is sectional drawing equivalent to FIG. 3 for demonstrating operation | movement of the density | concentration measuring apparatus shown in FIG. 1, (b) is a top view corresponding to FIG.4 (b). 図１に示した濃度測定装置のブロック図である。It is a block diagram of the density | concentration measuring apparatus shown in FIG. 本発明に係る濃度測定方法の他の例を説明するための受光量の微分値のタイムコースを示すグラフである。It is a graph which shows the time course of the differential value of the light reception amount for demonstrating the other example of the density | concentration measuring method which concerns on this invention. 実施例１における受光量の測定結果をグラフであり、（ａ）はＨｃｔ２５％、（ｂ）はＨｃｔ４０％、（ｃ）はＨｃｔ５５％がときのものをそれぞれ示している。It is a graph with the measurement result of the light reception amount in Example 1, (a) shows Hct25%, (b) shows Hct40%, (c) shows the thing when Hct55% is shown, respectively. 実施例２におけるＨｃｔと差分値の積算値との関係を示すグラフである。It is a graph which shows the relationship between Hct and the integrated value of a difference value in Example 2. 実施例３の結果を示すものであり、（ａ）は補正前におけるＨｃｔ４０％を基準としたときの受光量のバイアスを示すグラフであり、（ｂ）は補正後におけるＨｃｔ４０％を基準としたときの受光量のバイアスを示すグラフである。The result of Example 3 is shown, (a) is a graph which shows the bias of the light reception amount when Hct40% before correction is used as a reference, and (b) is when Hct40% after correction is used as a reference. It is a graph which shows the bias of the received light quantity.

Explanation of symbols

１濃度測定装置
１１演算部（演算手段）
２比色センサ
２０（比色センサの）測光エリア
２０Ａ（測光エリアの）上流側領域
２０Ｂ（測光エリアの）上流側領域
２４キャピラリ（流路）
３測光機構
４発光装置
４０補正用発光素子（第１検知用発光素子）
４１補正用発光素子（第２検知用発光素子）
４２，４３測定用発光素子（濃度演算用発光素子）
５受光用アパチャ
５０（受光用アパチャの）開口部
Ｄ１，Ｄ２移動方向
ＢＬ血液
1 Concentration measuring device 11 Calculation unit (calculation means)
2 Colorimetric sensor 20 Photometric area (of colorimetric sensor) 20A Upstream region 20B (of photometric area) Upstream region 20B (of photometric area) 24 Capillary (flow path)
3 Photometric mechanism 4 Light emitting device 40 Light emitting element for correction (light emitting element for first detection)
41 Correction Light-Emitting Element (Second Detection Light-Emitting Element)
42, 43 Light-emitting element for measurement (light-emitting element for concentration calculation)
5 Aperture for light reception 50 (Opening aperture for light reception) D1, D2 Movement direction BL Blood

Claims

A method for measuring a specific component in a blood sample using an analysis tool having a flow path for moving the blood sample,
A first step of obtaining hematocrit information correlated to a hematocrit value;
A second step of calculating the concentration of the specific component of the blood sample by reflecting the hematocrit information;
In a concentration measurement method including:
In the first step, based on a change in the light absorption amount when the blood sample moves through the flow path, the first step in a region upstream of the moving direction of the blood sample in the photometric area set in the flow path. Integration in which a difference value at the same or substantially the same sampling time between the change in the light absorption amount and the change in the second light absorption amount in the region downstream in the moving direction in the photometry area is integrated for a plurality of sampling times. A method for measuring the concentration of a specific component in a blood sample, wherein the hematocrit information is obtained as a value .

In the second step, the pre-correction concentration of the specific component is calculated based on the light traveling from the analysis tool when the photometry area is irradiated with light, while the integrated value obtained in the first step The method of measuring a concentration of a specific component in a blood sample according to claim 1 , wherein a correction amount is calculated based on the correction value, and the final concentration is determined by correcting the concentration before correction with the correction amount.

A method for measuring a specific component in a blood sample using an analysis tool having a flow path for moving the blood sample,
A first step of obtaining hematocrit information correlated to a hematocrit value;
A second step of calculating the concentration of the specific component of the blood sample by reflecting the hematocrit information;
In a concentration measurement method including:
In the first step, in the light absorption amount when the blood sample moves through the flow path, based on the time from when the light absorption amount starts to change until the rate of change of the light absorption amount becomes zero, A method for measuring the concentration of a specific component in a blood sample , characterized by obtaining hematocrit information.

A method for measuring a specific component in a blood sample using an analysis tool having a flow path for moving the blood sample,
A first step of obtaining hematocrit information correlated to a hematocrit value;
A second step of calculating the concentration of the specific component of the blood sample by reflecting the hematocrit information;
In a concentration measurement method including:
In the first step, the maximum value of the light absorption rate of change when the blood sample moves through the flow path based on the (absolute value basis), and wherein the obtaining the hematocrit information, in a blood sample A method for measuring the concentration of a specific component.

As photometry mechanism for detecting light absorbance amount when the blood sample moves through the channel, to use those capable of emitting light having a peak wavelength in a wavelength range of 500～590Nm, any one of claims 1 to 4 4. A method for measuring the concentration of a specific component in a blood sample according to 1.

A concentration measuring device for measuring a specific component in a blood sample using an analysis tool having a flow path for moving the blood sample,
A photometric mechanism for detecting the amount of light absorption when the blood sample moves in the photometric area set in the flow path ;
A change in the first light absorption amount in the upstream region in the moving direction of the blood sample in the photometric area set in the flow path, and a second light absorption amount in the downstream region in the moving direction in the photometric area. Means for obtaining hematocrit information as an integrated value obtained by integrating the difference values at the same or substantially the same sampling time with respect to a plurality of sampling times,
A calculation means for calculating the concentration of the specific component in the blood sample by reflecting the hematocrit information;
An apparatus for measuring the concentration of a specific component in a blood sample, comprising:

The calculation means calculates a concentration before correction of the specific component based on light traveling from the analysis tool when light is applied to the photometry area, while calculating a correction amount based on the integrated value. The concentration measuring device for a specific component in a blood sample according to claim 6, wherein the final concentration is determined by correcting the concentration before correction with the correction amount.

A concentration measuring device for measuring a specific component in a blood sample using an analysis tool having a flow path for moving the blood sample,
  A photometric mechanism for detecting the amount of light absorption when the blood sample moves in the photometric area set in the flow path;
  Means for obtaining hematocrit information based on the time from when the light absorption amount starts to change until the rate of change of the light absorption amount becomes zero;
  A calculation means for calculating the concentration of the specific component in the blood sample by reflecting the hematocrit information;
An apparatus for measuring the concentration of a specific component in a blood sample, comprising:

A concentration measuring device for measuring a specific component in a blood sample using an analysis tool having a flow path for moving the blood sample,
  A photometric mechanism for detecting the amount of light absorption when the blood sample moves in the photometric area set in the flow path;
  Means for obtaining hematocrit information based on a maximum value (absolute value reference) of a change rate of the light absorption amount when the blood sample moves through the flow path;
  A calculation means for calculating the concentration of the specific component in the blood sample by reflecting the hematocrit information;
An apparatus for measuring the concentration of a specific component in a blood sample, comprising:

A concentration measuring device for measuring a specific component in a blood sample using an analysis tool having a flow path for moving the blood sample,
A photometric mechanism for obtaining hematocrit information correlated with the hematocrit value by an optical method;
A calculation means for calculating the concentration of the specific component in the blood sample by reflecting the hematocrit information;
In a concentration measuring device containing
The photometric mechanism includes first and second detection light emitting elements for irradiating light to upstream and downstream regions in the direction of movement of the blood sample in the photometric area set in the flow path, and in the blood sample. One or more concentration calculation light emitting elements used for obtaining concentration information reflecting the concentration of the specific component of the light source, and separately detecting the light absorption amount in the upstream region and the downstream region. ,
The one or more concentration calculation light emitting elements are disposed between the first and second detection light emitting elements and packaged together with the first and second detection light emitting elements . characterized in that, the concentration measuring apparatus of a specific component of blood samples.

The concentration measuring apparatus for a specific component in a blood sample according to claim 10 , wherein the first and second light-emitting elements for detection are arranged side by side in the movement direction.

The photometric mechanism is
A light receiving device for receiving the light transmitted through the photometric area when the light emitted from the first and second light emitting elements for detection is applied to the photometric area;
While selectively emitting the light emitted from the first light emitting element for detection and transmitted through the upstream area in the moving direction in the photometric area, the light measuring area is emitted from the second light emitting element for detection. An aperture for selectively receiving light transmitted through a region downstream of the moving direction in
The device for measuring the concentration of a specific component in a blood sample according to claim 10 or 11 , further comprising:

The aperture has an opening for transmitting light traveling from the analysis tool,
The opening in a plan view, is located in the middle of the first and second detecting light-emitting element, the concentration measuring apparatus of a particular component in a blood sample according to claim 12.

14. The specific component in the blood sample according to claim 10 , wherein the first and second light-emitting elements for detection are capable of emitting light having a peak wavelength in a wavelength range of 500 to 590 nm. Concentration measuring device.