JPWO2018173609A1 - 成分測定装置及び成分測定装置セット - Google Patents

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Abstract

複数の光源を用いても測定精度が低下し難い構成を備える成分測定装置及び成分測定装置セットを提供する。本開示に係る成分測定装置は、血液中の被測定成分と試薬との呈色反応により生成した呈色成分を含む混合物の光学的特性に基づいて前記血液中の被測定成分を測定する成分測定装置であって、前記混合物へ照射される第１所定波長の照射光を発する第１光源と、前記混合物へ照射され、前記第１光源の照射光によって測定される前記混合物の吸光度の実測値に含まれる前記呈色成分以外のノイズ量の推定に利用される第２所定波長の照射光を発する第２光源と、を備え、前記第１光源及び前記第２光源は、前記血液の流路における前記混合物の位置での前記血液の流れ方向と直交する流路幅方向に沿って並んで配置されている。

Description

本開示は、成分測定装置及び成分測定装置セットに関する。
従来から、生化学分野や医療分野において、検体としての血液（全血）中に含まれる被測定成分を測定する手法として、血液を、被測定成分が含まれる部分と、被測定成分が含まれない部分とに分離し、被測定成分の量や濃度を測定する方法が知られている。例えば、血漿中のグルコース濃度（ｍｇ／ｄＬ、ｍｍｏ／Ｌ）を測定するため、フィルタ等を用いて、血液から血漿成分を分離する工程を行い、血漿中のグルコース濃度を測定する方法がある。
しかしながら、短時間で血液中の血漿成分を完全に分離することは難しく、更には分離するために用いられるフィルタ等の性能のばらつきもあるため、分離した血漿成分中に血球成分が一部含まれてしまう可能性があり、正確なグルコース濃度を測定することが難しい。この他に、例えば特許文献１のように、血液を溶血させてからグルコース濃度を測定する方法も知られているが、上述した血漿分離と同様、溶血を行うためには時間がかかり、更には溶血後の液体に血球成分が一部残ってしまう可能性がある。
これに対して、血液から被測定成分を分離することなく、更には血液を溶血させることなく、血液中の被測定成分を測定する一手法として、吸光光度法を用いた全血測定が知られている。この手法によれば、上述した被測定成分の分離工程や溶血工程を行う手法と比較して、被測定成分の測定に要する時間を短縮することができる。ただし、被測定成分と異なる別の成分が血液中に多く含まれる場合、別の成分が光吸収・光散乱等の光学的現象を引き起こし、その結果、測定上の外乱因子（ノイズ）として作用することがある。そこで、被測定成分の測定精度を維持すべく、この外乱因子の影響を除去することが必要であり、外乱因子の影響を除去する手法が種々提案されている。
特許文献２には、測定波長よりも長波長側の長波長域の実測値から、測定波長における外乱因子の影響量を推定し、測定波長における実測値を、推定した外乱因子の影響量を用いて補正した後、予測したヘマトクリット値を用いて測定波長における実測値を更に補正することにより、血漿成分におけるグルコース濃度を測定する成分測定装置及び成分測定方法が開示されている。また、特許文献２には、複数種類の光源としては、ＬＥＤ（Light Emitting Diode）素子、有機ＥＬ（Electro-Luminescence）素子、無機ＥＬ素子、ＬＤ（Laser Diode）素子を含む種々の発光素子を用いることができることが記載されている。
特公平７−３４７５８号公報 国際公開第２０１５／１３７０７４号
特許文献２に記載されている成分測定装置及び成分測定方法によれば、血液から被測定成分としてのグルコースを含む血漿成分を分離させることなく、血液から血漿成分中のグルコース濃度を高い精度で測定することができる。しかしながら、ピーク波長の異なる複数の光源を用いる場合に、光源によって測定対象における測定位置がばらつくおそれがある。このような測定位置のばらつきは、血液中の被測定成分の測定精度を低下させる可能性がある。
本開示は、複数の光源を用いても測定精度が低下し難い構成を備える成分測定装置及び成分測定装置セットを提供することを目的とする。
第１の態様としての成分測定装置は、血液中の被測定成分と試薬との呈色反応により生成した呈色成分を含む混合物の光学的特性に基づいて前記血液中の被測定成分を測定する成分測定装置であって、前記混合物へ照射される第１所定波長の照射光を発する第１光源と、前記混合物へ照射され、前記第１光源の照射光によって測定される前記混合物の吸光度の実測値に含まれる前記呈色成分以外のノイズ量の推定に利用される第２所定波長の照射光を発する第２光源と、を備え、前記第１光源及び前記第２光源は、前記血液の流路における前記混合物の位置での前記血液の流れ方向と直交する流路幅方向に沿って並んで配置されている。
１つの実施形態として、前記第１光源からの照射光の前記混合物における第１照射位置と、前記第２光源からの照射光の前記混合物における第２照射位置とは、前記流路幅方向において少なくとも一部が重なっている。
１つの実施形態としての成分測定装置は、前記混合物へ照射され、前記ノイズ量の推定に利用される第３所定波長の照射光を発する第３光源を更に備え、前記第１光源、前記第２光源、及び、前記第３光源は、前記第１光源を中央として前記流路幅方向に沿って並んで配置されている。
１つの実施形態として、前記第１照射位置と、前記第３光源からの照射光の前記混合物における第３照射位置とは、前記流路幅方向において少なくとも一部が重なっている。
１つの実施形態として、前記第２照射位置及び前記第３照射位置は、前記流路幅方向において少なくとも一部が重なっている。
１つの実施形態としての成分測定装置は、前記混合物へ照射され、前記ノイズ量の推定に利用される第４所定波長の照射光を発する第４光源を備え、前記第１光源及び前記第４光源は、前記流れ方向に沿って並んで配置されている。
１つの実施形態としての成分測定装置は、前記混合物へ照射され、前記ノイズ量の推定に利用される第５所定波長の照射光を発する第５光源と、を備え、前記第１光源、前記第４光源、及び、前記第５光源は、前記第１光源を中央として前記流れ方向に沿って並んで配置されている。
１つの実施形態としての成分測定装置は、前記第１光源及び前記第２光源と、前記流路に位置する前記混合物を挟んで対向し、前記第１光源及び前記第２光源からの照射光のうち前記混合物を透過した透過光を受光する受光部と、前記混合物と前記受光部との間に位置し、前記混合物を透過した透過光のうち前記受光部に到達する光量を調整する絞り部と、を更に備える。
１つの実施形態としての成分測定装置は、前記絞り部を第１絞り部とした場合に、前記第１光源及び前記第２光源と前記混合物との間に位置し、前記第１光源及び前記第２光源から前記混合物に到達する光量を調整する第２絞り部を更に備える。
１つの実施形態としての成分測定装置は、前記流路を区画する成分測定チップを着脱可能であり、前記第１光源及び前記第２光源は、前記成分測定チップが装着されている状態において、前記流路幅方向に沿って並んで配置されている。
第２の態様としての成分測定装置セットは、血液が流れる流路を区画し、前記流路に前記血液中の被測定成分と呈色反応して呈色成分を生成する発色試薬を含む試薬が配置されている成分測定チップと、前記成分測定チップが装着され、前記流路において呈色反応により生成された前記呈色成分を含む混合物の光学的特性に基づいて前記血液中の前記被測定成分を測定する成分測定装置と、を備え、前記成分測定装置は、装着されている状態の前記成分測定チップの前記流路における前記混合物へ照射される第１所定波長の照射光を発する第１光源と、装着されている状態の前記成分測定チップの前記流路における前記混合物へ照射され、前記第１光源の照射光によって測定される前記混合物の吸光度の実測値に含まれる前記呈色成分以外のノイズ量の推定に利用される第２所定波長の照射光を発する第２光源と、を備え、前記第１光源及び前記第２光源は、装着されている状態の前記成分測定チップの前記流路における前記混合物の位置での前記血液の流れ方向と直交する流路幅方向に沿って並んで配置されている。
本開示によれば、複数の光源を用いても測定精度が低下し難い構成を備える成分測定装置及び成分測定装置セットを提供することができる。
一実施形態としての成分測定装置に成分測定チップが装着された成分測定装置セットの上面図である。 図１のI-Iに沿う断面を示す図である。 図１のII-IIに沿う断面を示す図である。 図１に示す成分測定チップを示す上面図である。 図４のIII-IIIに沿う断面図である。 図１に示す成分測定装置の電気ブロック図である。 図６に示す演算部の機能ブロック図である。 図１に示す成分測定装置における複数の光源の位置関係を示す図である。 図８に示す複数の光源の混合物への照射位置を示す図である。 ６種の血液検体それぞれを測定試薬と呈色反応させることにより得られる６種の混合物の吸光度スペクトルを示す図である。 ７種の血液検体それぞれの吸光度スペクトルを示す図である。 還元ヘモグロビンの吸収係数及び酸化ヘモグロビンの吸収係数を示す図である。 還元ヘモグロビンの吸収係数に対する酸化ヘモグロビンの吸収係数の比率を示す図である。 回帰分析により推定される測定波長における呈色成分以外の外乱因子（ノイズ）起因の吸光度において、長波長域の占有率と短波長域の占有率とを示すグラフである。 図１５（ａ）は、一実施形態としての成分測定方法から測定される吸光度と真値との誤差を示すグラフであり、図１５（ｂ）は、比較例としての成分測定方法から測定される吸光度と真値との誤差を示すグラフである。 一実施形態としての成分測定方法を示すフローチャートである。 ２つの呈色成分の吸光度スペクトルを示す図である。 回帰分析により推定される測定波長における呈色成分以外の外乱因子（ノイズ）起因の吸光度において、長波長域の占有率と短波長域の占有率とを示すグラフである。 図１９（ａ）は、一実施形態としての成分測定方法から測定される吸光度と真値との誤差を示すグラフであり、図１９（ｂ）は、比較例としての成分測定方法から測定される吸光度と真値との誤差を示すグラフである。
以下、本開示に係る成分測定装置及び成分測定装置セットの実施形態について、図１〜図１９を参照して説明する。各図において共通の部材には、同一の符号を付している。
まず、本開示に係る成分測定装置の１つの実施形態について説明する。図１は、本実施形態における成分測定装置１に成分測定チップ２が装着された成分測定装置セット１００を示す上面図である。図２は、図１のI-Iに沿う断面を示す断面図であり、図３は、図１のII-IIに沿う断面を示す断面図である。図２及び図３は、成分測定チップ２が装着されている箇所近傍を拡大して示している。
図１〜図３に示すように、成分測定装置セット１００は、成分測定装置１と、成分測定チップ２と、を備えている。本実施形態の成分測定装置１は、血液中の被測定成分としての血漿成分中のグルコースの濃度を測定可能な血糖値測定装置である。また、本実施形態の成分測定チップ２は、成分測定装置１としての血糖値測定装置の先端部に装着可能な血糖値測定チップである。ここで言う「血液」とは、成分毎に分離されておらず、すべての成分を含む全血を意味する。
成分測定装置１は、樹脂材料からなるハウジング１０と、このハウジング１０の上面に設けられたボタン群と、ハウジング１０の上面に設けられた液晶又はＬＥＤ（Ｌｉｇｈｔ
Ｅｍｉｔｔｉｎｇ Ｄｉｏｄｅの略）等で構成される表示部１１と、成分測定装置１に装着された状態の成分測定チップ２を取り外す際に操作される取り外しレバー１２と、を備えている。本実施形態のボタン群は、電源ボタン１３と、操作ボタン１４とにより構成されている。
図１に示すように、ハウジング１０は、上述したボタン群及び表示部１１が上面に設けられている、上面視の外形が略矩形の本体部１０ａと、本体部１０ａから外方に突設され、上面に取り外しレバー１２が設けられたチップ装着部１０ｂと、を備えている。図２に示すように、チップ装着部１０ｂの内部には、チップ装着部１０ｂの先端面に形成された先端開口を一端とするチップ装着空間Ｓが区画されている。成分測定装置１に対して成分測定チップ２を装着する際は、外方から先端開口を通じてチップ装着空間Ｓ内に成分測定チップ２を挿入し、成分測定チップ２を所定位置まで押し込むことにより、成分測定装置１のチップ装着部１０ｂが成分測定チップ２を係止した状態となり、成分測定チップ２を成分測定装置１に装着することができる。成分測定装置１による成分測定チップ２の係止は、例えば、チップ装着部１０ｂ内に成分測定チップ２の一部と係合可能な爪部を設ける等、各種構成により実現可能である。
成分測定装置１に装着されている成分測定チップ２を成分測定装置１から取り外す際は、ハウジング１０の外部から上述した取り外しレバー１２を操作することにより、成分測定装置１のチップ装着部１０ｂによる成分測定チップ２の係止状態が解除される。同時に、ハウジング１０内のイジェクトピン２６（図２参照）が連動して移動し、成分測定チップ２を成分測定装置１から取り外すことができる。
本実施形態のハウジング１０は、上面視（図１参照）で略矩形の本体部１０ａと、本体部１０ａから外方に突設されているチップ装着部１０ｂと、を備える構成であるが、成分測定チップ２を装着可能なチップ装着部を備える構成であればよく、本実施形態のハウジング１０の形状に限られない。したがって、本実施形態のハウジング１０の形状の他に、ユーザにとって片手で把持し易くするための形状を種々採用することも可能である。
表示部１１は、成分測定装置１により測定された被測定成分の情報を表示可能である。本実施形態では、成分測定装置１としての血糖値測定装置により測定されたグルコース濃度を表示部１１に表示することができる。表示部１１には、被測定成分の情報のみならず、成分測定装置１の測定条件やユーザに所定の操作を指示する指示情報等、各種情報を表示できるようにしてもよい。ユーザは、表示部１１に表示された内容を確認しながら、ボタン群の電源ボタン１３や操作ボタン１４を操作することができる。
また、図２及び図３に示すように、成分測定装置１は、発光部６６及び受光部７２を備える。発光部６６及び受光部７２は、チップ装着空間Ｓを挟んで対向して配置されている。図２及び図３に示すように、成分測定装置１のチップ装着空間Ｓに成分測定チップ２が装着されている状態において、発光部６６が発する照射光は、成分測定チップ２に照射される。受光部７２は、発光部６６から成分測定チップ２に照射される照射光のうち成分測定チップ２を透過した透過光を受光する。受光部７２は、成分測定チップ２が装着されてない状態にて、発光部６６から照射される照射光量を計測し、初期値とすることで、発光部の光量変化を補正することもできる。
また、図２、３及び図６に示すように、発光部６６は５つの光源を備えている。具体的に、発光部６６は、第１光源６７、第２光源６８ａ、第３光源６８ｂ、第４光源６８ｃ及び第５光源６８ｄを備えている。ここで、図３に示すように、第１光源６７、第２光源６８ａ及び第３光源６８ｂは、後述する成分測定チップ２の流路２３において血液が流れる流れ方向Ａ（図２では右へ向かう方向）と直交する流路幅方向Ｂ（図３では左右両方向）において、異なる位置に配置されている。第１光源６７〜第５光源６８ｄの配置の詳細については後述する（図８参照）。
次に、成分測定チップ２について説明する。図４は、成分測定チップ２を示す上面図である。また、図５は、図４のIII-IIIに沿う断面図である。図４及び図５に示すように、成分測定チップ２は、略矩形板状の外形を有するベース部材２１と、このベース部材２１に保持されている測定試薬２２と、ベース部材２１を覆うカバー部材２５と、を備えている。
ベース部材２１の厚み方向（本実施形態では図２及び図３に示す成分測定チップ２の厚み方向Ｃと同じ方向のため、以降厚み方向Ｃと記載）の一方側の外面には溝が形成されている。ベース部材２１の溝は、カバー部材２５に覆われることにより、厚み方向Ｃと直交する方向に延在する中空部となり、この中空部が成分測定チップ２の流路２３を構成している。流路２３の一端には、血液を外方から供給可能な供給部２４が形成されている。また、流路２３の内壁のうちベース部材２１の溝の溝底部には、測定試薬２２が保持されており、外方から供給部２４に供給された血液は、例えば毛細管現象を利用して流路２３に沿って流れ方向Ａに移動し、測定試薬２２が保持されている保持位置まで到達し、測定試薬２２と接触する。測定試薬２２には血液と呈色反応して発色する発色試薬が含まれている。そのため、測定試薬２２と血液が接触すると、測定試薬２２に含まれる発色試薬が発色する呈色反応がおこり、呈色成分を含む混合物Ｘ（図２等参照）が生成される。
また、カバー部材２５と測定試薬２２との間には空隙２３ａが形成されており、供給部２４から流路２３を流れ方向Ａに移動する血液は、空隙２３ａを通じて、流路２３の他端まで到達する。そのため、血液を、測定試薬２２の流れ方向Ａ全域に接触させ、呈色反応を発生させ、その結果、流路２３全域に混合物Ｘが拡がった状態にすることができる。
図２では、説明の便宜上、測定試薬２２の保持位置を「混合物Ｘ」として示しているが、混合物Ｘは、測定試薬２２の保持位置のみならず、空隙２３ａなどの、測定試薬２２の保持位置近傍にも位置している。より具体的に、供給部２４から流路２３に進入する血液は、保持位置で測定試薬２２と接触しつつ、空隙２３ａを通じて流路２３の下流端まで到達し、流路２３内が血液で満たされた状態となる。その後、測定試薬２２と血液との呈色反応が進み、保持位置及びその近傍に混合物Ｘが位置する状態となる。
本実施形態の流路２３は、ベース部材２１とカバー部材２５とにより区画される中空部により構成されているが、流路はこの構成に限られない。ベース部材２１の厚み方向Ｃの一方側の外面に形成された溝のみにより流路を形成してもよい。
ベース部材２１およびカバー部材２５の材質としては、照射光が透過した後の透過光量が測定に十分なシグナルとなるために透明性の素材を用いることが好ましい。例えば、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）、ポリメチルメタクリレート（ＰＭＭＡ）、ポリスチレン（ＰＳ）、環状ポリオレフィン（ＣＯＰ）や環状オレフィンコポリマー（ＣＯＣ）、ポリカーボネード（ＰＣ）等の透明な有機樹脂材料；ガラス、石英等の透明性な無機材料；が挙げられる。
測定試薬２２は、血液中の被測定成分と反応して、被測定成分の血中濃度に応じた色に呈色する呈色反応を引き起こす発色試薬を含む。本実施形態の測定試薬２２は、流路２３としての溝の溝底部に塗布されている。本実施形態の測定試薬２２は、血液中の被測定成分としてのグルコースと反応する。本実施形態の測定試薬２２としては、例えば、（ｉ）グルコースオキシダーゼ（ＧＯＤ）と（ｉｉ）ペルオキシダーゼ（ＰＯＤ）と（ｉｉｉ）１−（４−スルホフェニル）−２，３−ジメチル−４−アミノ−５−ピラゾロンと（ｉｖ）Ｎ−エチル−Ｎ−（２−ヒドロキシ−３−スルホプロピル）−３，５−ジメチルアニリン，ナトリウム塩，１水和物（ＭＡＯＳ）との混合試薬、あるいはグルコースデヒドロゲナーゼ（ＧＤＨ）とテトラゾリウム塩及び電子メディエーターとの混合試薬などが挙げられる。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。測定試薬２２の種類、成分については、これらに限定されない。
但し、本実施形態の測定試薬２２としては、血液中のグルコースとの呈色反応により生成した呈色成分の吸光度スペクトルにおけるピーク波長と、血球中のヘモグロビンの光吸収特性に起因するピーク波長とが異なるピーク波長となる発色試薬を選択している。本実施形態の測定試薬２２が含む発色試薬は、呈色成分の吸光度スペクトルが６５０ｎｍ付近にピーク波長を有するが、ピーク波長が６５０ｎｍ付近になる発色試薬に限られない。この詳細は後述する。
図２に示すように、成分測定装置１により被測定成分を測定する際には、成分測定チップ２をチップ装着部１０ｂ内に装着する。そして、成分測定チップ２の一端に設けられている供給部２４に血液を供給すると、血液は、例えば毛細管現象により流路２３内を移動し、流路２３の測定試薬２２が保持されている保持位置まで到達し、この保持位置において血液中のグルコースと測定試薬２２とが反応する。そして、流路２３の上記保持位置において、呈色成分を含む混合物Ｘが生成される。いわゆる比色式の成分測定装置１は、呈色成分を含む混合物Ｘに向かって照射光を照射し、その透過光量（又は反射光量）を検出し、血中濃度に応じた発色の強度に相関する検出信号を得る。そして、成分測定装置１は、予め作成された検量線を参照することにより、被測定成分を測定することができる。本実施形態の成分測定装置１は、上述したように、血液中の血漿成分におけるグルコース濃度を測定可能である。
図６は、図１〜図３に示す成分測定装置１の電気ブロック図である。図６には、説明の便宜上、成分測定装置１に装着された状態の成分測定チップ２の断面（図５と同じ断面）を併せて示している。また、図６では、成分測定チップ２の近傍を拡大した拡大図を左上に別途示している。以下、成分測定装置１の更なる詳細について説明する。
図６に示すように、成分測定装置１は、上述したハウジング１０、表示部１１、取り外しレバー１２、電源ボタン１３及び操作ボタン１４の他に、演算部６０と、メモリ６２と、電源回路６３と、測定光学系６４と、を更に備えている。
演算部６０は、ＭＰＵ（Micro-Processing Unit）又はＣＰＵ（Central Processing Unit）で構成されており、メモリ６２等に格納されたプログラムを読み出し実行することで、各部の制御動作を実現可能である。メモリ６２は、揮発性又は不揮発性である非一過性の記憶媒体で構成され、ここで示す成分測定方法を実行するために必要な各種データ（プログラムを含む）を読出し又は書込み可能である。電源回路６３は、電源ボタン１３の操作に応じて、演算部６０を含む成分測定装置１内の各部に電力を供給し、又はその供給を停止する。
測定光学系６４は、血液中のグルコースと、測定試薬２２中に含まれる発色試薬との呈色反応により生成された呈色成分を含む混合物Ｘの光学的特性を取得可能な光学システムである。測定光学系６４は、具体的には、発光部６６と、発光制御回路７０と、受光部７２と、受光制御回路７４と、を備えている。
発光部６６は複数の光源を備えている。具体的に、本実施形態の発光部６６は分光放射特性が異なる照射光（例えば、可視光、赤外光）を放射する５つの光源を備えている。より具体的に、本実施形態の発光部６６は、第１光源６７、第２光源６８ａ、第３光源６８ｂ、第４光源６８ｃ及び第５光源６８ｄを備えている。図６では、説明の便宜上、第１光源６７〜第５光源６８ｄの５つの光源を図示すべく５つの光源を一列に並べる位置関係を示しているが、第１光源６７〜第５光源６８ｄの実際の位置関係は異なる。第１光源６７〜第５光源６８ｄの実際の位置関係は、図２及び図３に示す位置関係である。第１光源６７〜第５光源６８ｄの実際の位置関係の詳細については後述する（図８参照）。
第１光源６７〜第５光源６８ｄから発せられる光のピーク波長はそれぞれλ１〜λ５である。第１光源６７〜第５光源６８ｄとしては、発光ダイオード（ＬＥＤ（Light Emitting Diode））素子、有機エレクトロルミネッセンス（ＥＬ（Electro-Luminescence））素子、無機ＥＬ素子、レーザーダイオード（ＬＤ（Laser Diode））素子等の種々の発光素子を適用することができる。第１光源６７〜第５光源６８ｄとしては、汎用性等を考慮すると上述のＬＥＤ素子が利用し易い。以下、上述の「ピーク波長」を各光源から発せられる光の波長として説明し、説明の便宜上、第１光源６７のピーク波長λ１を「第１所定波長λ１」、第２光源６８ａのピーク波長λ２を「第２所定波長λ２」、第３光源６８ｂのピーク波長λ３を「第３所定波長λ３」、第４光源６８ｃのピーク波長λ４を「第４所定波長λ４」、及び、第５光源６８ｄのピーク波長λ５を「第５所定波長λ５」と記載する。
図２、図６に示すように、本実施形態の受光部７２は、発光部６６と成分測定チップ２を挟んで対向して配置された１個の受光素子により構成されている。受光部７２は、発光部６６の第１光源６７〜第５光源６８ｄから成分測定チップ２の測定試薬２２の保持位置に生成される混合物Ｘに照射され、成分測定チップ２を透過した透過光を受光する。受光部７２としては、ＰＤ（Ｐｈｏｔｏ Ｄｉｏｄｅの略）素子、フォトコンダクタ（光導電体）、フォトトランジスタ（Ｐｈｏｔｏ Ｔｒａｎｓｉｓｔｏｒの略）を含む種々の光電変換素子を適用することができる。
発光制御回路７０は、第１光源６７〜第５光源６８ｄそれぞれに駆動電力信号を供給することで、第１光源６７〜第５光源６８ｄを点灯させ、又は消灯させる。受光制御回路７４は、受光部７２から出力されたアナログ信号に対して、対数変換及びＡ／Ｄ変換を施すことでデジタル信号（以下、検出信号という）を取得する。
図７は、図６に示す演算部６０の機能ブロック図である。演算部６０は、測定光学系６４による測定動作を指示する測定指示部７６、及び、各種データを用いて被測定成分の濃度を測定する濃度測定部７７の各機能を実現する。
濃度測定部７７は、吸光度取得部７８と、吸光度補正部８４と、を備えている。
図７では、メモリ６２には、測定光学系６４により測定された第１所定波長λ１〜第５所定波長λ５それぞれにおける混合物Ｘの吸光度である第１実測値Ｄ１〜第５実測値Ｄ５の実測値データ８５と、第２所定波長λ２〜第５所定波長λ５それぞれでの混合物Ｘの吸光度に相関する一群の補正係数を含む補正係数データ８６と、第１所定波長λ１で実測された混合物Ｘの吸光度を補正係数データ８６により補正して得られる混合物Ｘ中の呈色成分の吸光度と各種物理量（例えば、グルコース濃度）との関係を示す検量線や、混合物Ｘ中のヘモグロビンの吸光度とヘマトクリット値との関係を示す検量線などの検量線データ９０と、が格納されている。「ヘマトクリット値」とは、血液中の血球成分の血液（全血）に対する容積比を百分率で示した値である。
詳細は後述するが、成分測定装置１は、血液中の被測定成分と試薬との呈色反応により生成された呈色成分を含む混合物Ｘの光学的特性に基づいて血液中の被測定成分を測定可能である。具体的に、成分測定装置１は、測定波長としての第１所定波長λ１の照射光を混合物Ｘに照射して測定される混合物Ｘの吸光度の第１実測値Ｄ１に含まれる呈色成分以外のノイズ量を、第２所定波長λ２〜第５所定波長λ５の照射光を利用して推定可能である。より具体的に、成分測定装置１は、上述のノイズ量を、第２所定波長λ２〜第５所定波長λ５の照射光を混合物Ｘに照射して測定される混合物Ｘの吸光度の第２実測値Ｄ２〜第５実測値Ｄ５を利用して推定し、呈色成分の吸光度、更には被測定成分を測定可能である。
ここで、図８は、混合物Ｘへ照射される第１所定波長λ１の照射光を発する第１光源６７、混合物Ｘへ照射される第２所定波長λ２の照射光を発する第２光源６８ａ、混合物Ｘへ照射される第３所定波長λ３の照射光を発する第３光源６８ｂ、混合物Ｘへ照射される第４所定波長λ４の照射光を発する第４光源６８ｃ、及び、混合物Ｘへ照射される第５所定波長λ５の照射光を発する第５光源６８ｄ、の位置関係を示す図である。図８は、成分測定装置１の上面（図１参照）側から見た場合の第１光源６７〜第５光源６８ｄの位置関係を示している。また、図８では、説明の便宜上、成分測定チップ２の流路２３における受光部７２の位置を二点鎖線により示しており、本実施形態では、流路２３内の上記保持位置及びその近傍で混合物Ｘが生成される。
図２、図３、図８に示すように、第１光源６７〜第５光源６８ｄは、血液の流路２３に位置する混合物Ｘに対向して配置されている。より具体的に、本実施形態の第１光源６７〜第５光源６８ｄは、血液の流路２３の測定試薬２２の保持位置に、流れ方向Ａ及び流路幅方向Ｂの両方に直交する方向（本実施形態では成分測定チップ２の厚み方向Ｃと同じ方向）において、対向して配置されている。
また、図３、図８に示すように、第１光源６７及び第２光源６８ａは、血液の流路２３における混合物Ｘの位置での血液の流れ方向Ａと直交する流路幅方向Ｂに沿って並んで配置されている。このような構成とすることにより、第１光源６７からの照射光の混合物Ｘにおける後述する第１照射位置ＳＬ１（図９参照）と、第２光源６８ａからの照射光の混合物Ｘにおける後述する第２照射位置ＳＬ２（図９参照）と、を流路幅方向Ｂにおいて少なくとも一部が重なる位置に設定し易くなる。
ここで、図９は、成分測定装置１の上面（図１参照）側から見た場合の第１光源６７〜第５光源６８ｄによる混合物Ｘの第１照射位置ＳＬ１〜第５照射位置ＳＬ５を示す図である。図９に示すように、本実施形態では、第１光源６７からの照射光の混合物Ｘにおける第１照射位置ＳＬ１と、第２光源６８ａからの照射光の混合物Ｘにおける第２照射位置ＳＬ２とは、流路幅方向Ｂにおいて重なっている。このような構成とすれば、流路２３における血液の流れの影響により試薬の流れ方向Ａにおける位置によって血液との呈色反応に反応ムラが生じたとしても、この反応ムラによる測定結果のばらつきを抑制することができる。上述の反応ムラは、流れ方向Ａで生じ得る血球量の勾配に起因する。流れ方向Ａで生じる血球量の勾配とは、流路２３の一端から供給された血液が、流れ方向Ａに移動し、測定試薬２２と接触して呈色反応が起こる際の、測定試薬２２の溶解を原因として発生し得る。測定試薬２２の溶解時は、血液成分のうち、主に血漿成分が測定試薬２２内へ取り込まれ、混合物Ｘが生成される。これにより、混合物Ｘの周辺においては、血球成分の比率が高い状態になる。血液は流れ方向Ａに向かって進む。そのため、空隙２３ａ内では、流れ方向Ａの上流側よりも下流側で血球量が多くなる。つまり、空隙２３ａ内に血球量の勾配が発生する。この血球量の勾配により、上述の反応ムラが発生し得る。流路幅方向Ｂでは血球量の勾配は発生し難い。
図９に示すように、本実施形態において、第１照射位置ＳＬ１及び第２照射位置ＳＬ２は、その流れ方向Ａの全域が流路幅方向Ｂにおいて重なっている。すなわち、本実施形態において、第１照射位置ＳＬ１の領域及び第２照射位置ＳＬ２の領域は、流れ方向Ａにおいて略等しい位置である。しかしながら、第１照射位置ＳＬ１及び第２照射位置ＳＬ２は、上述の位置関係に限られず、少なくとも流れ方向Ａの一部の領域が流路幅方向Ｂにおいて重なっている位置関係であればよい。換言すれば、第１照射位置ＳＬ１の領域の一部と、第２照射位置ＳＬ２の領域の一部と、が流れ方向Ａの同じ位置にあればよい。但し、本実施形態のように、両方の照射位置の流れ方向Ａの全域が流路幅方向Ｂにおいて重なっている構成とすれば、流れ方向Ａの一部領域のみが流路幅方向Ｂにおいて重なっている構成と比較して、上述の反応ムラによる測定結果のばらつきをより一層抑制することできる。
更に、本実施形態では、第１照射位置ＳＬ１の流路幅方向Ｂの領域及び第２照射位置ＳＬ２の流路幅方向Ｂの領域は、流れ方向Ａにおいて一部が重なっている。換言すれば、第１照射位置ＳＬ１の一部の領域は、第２照射位置ＳＬ２の一部の領域と、流路幅方向Ｂの同じ位置にある。このようにすれば、第１照射位置ＳＬ１及び第２照射位置ＳＬ２を、より一致させることができ、混合物Ｘにおける測定位置の違いに基づき測定結果がばらつくことを抑制することができる。第１照射位置ＳＬ１の流路幅方向Ｂの全域及び第２照射位置ＳＬ２の流路幅方向Ｂの全域が、流れ方向Ａにおいて重なっていること、すなわち、第１照射位置ＳＬ１及び第２照射位置ＳＬ２が流路幅方向Ｂにおいて略等しい位置であること、がより好ましい。
また、本実施形態では、図３、図８に示すように、第１光源６７、第２光源６８ａ、及び、第３光源６８ｂは、第１光源６７を中央として流路幅方向Ｂに沿って並んで配置されている。このような配置とすれば、第１光源６７の第１照射位置ＳＬ１、及び、第２光源６８ａの第２照射位置ＳＬ２の２つの照射位置の流れ方向Ａの領域だけではなく、第１照射位置ＳＬ１及び第３光源６８ｂの第３照射位置ＳＬ３の２つの照射位置の流れ方向Ａの領域についても、流路幅方向Ｂにおいて少なくとも一部が重なる位置に設定し易くなる。
そして、図９に示すように、本実施形態では、第１光源６７からの照射光の混合物Ｘにおける第１照射位置ＳＬ１の流れ方向Ａの領域と、第３光源６８ｂからの照射光の混合物Ｘにおける第３照射位置ＳＬ３の流れ方向Ａの領域とは、流路幅方向Ｂに重なっている。このような構成とすれば、上述の第１照射位置ＳＬ１及び第２照射位置ＳＬ２の関係と同様、流路２３における血液の流れの影響により試薬の流れ方向Ａにおける位置によって血液との呈色反応に反応ムラが生じたとしても、この反応ムラによる測定結果のばらつきを抑制することできる。
図９に示すように、本実施形態において、第１照射位置ＳＬ１及び第３照射位置ＳＬ３は、その流れ方向Ａの全域が流路幅方向Ｂにおいて重なっている。すなわち、本実施形態において、第１照射位置ＳＬ１及び第３照射位置ＳＬ３は、流れ方向Ａにおいて略等しい位置である。しかしながら、第１照射位置ＳＬ１及び第３照射位置ＳＬ３は、上述の位置関係に限られず、少なくとも流れ方向Ａの一部の領域が流路幅方向Ｂにおいて重なっている位置関係であればよい。換言すれば、第１照射位置ＳＬ１の一部の領域と、第３照射位置ＳＬ３の一部の領域と、が流れ方向Ａの同じ位置にあればよい。但し、本実施形態のように、両方の照射位置の流れ方向Ａの全域が流路幅方向Ｂにおいて重なっている構成とすれば、流れ方向Ａの一部領域のみが流路幅方向Ｂにおいて重なっている構成と比較して、上述の反応ムラによる測定結果のばらつきをより一層抑制することができる。
また、本実施形態では、第１照射位置ＳＬ１の流路幅方向Ｂの領域及び第３照射位置ＳＬ３の流路幅方向Ｂの領域は、流れ方向Ａにおいて一部が重なっている。換言すれば、第１照射位置ＳＬ１の一部の領域は、第３照射位置ＳＬ３の一部の領域と、流路幅方向Ｂの同じ位置にある。このようにすれば、第１照射位置ＳＬ１及び第３照射位置ＳＬ３を、より一致させることができ、混合物Ｘにおける測定位置の違いに基づき測定結果がばらつくことを抑制することができる。第１照射位置ＳＬ１の流路幅方向Ｂの全域及び第３照射位置ＳＬ３の流路幅方向Ｂの全域が、流れ方向Ａにおいて重なっていること、すなわち、第１照射位置ＳＬ１及び第３照射位置ＳＬ３が流路幅方向Ｂにおいて略等しい位置であること、がより好ましい。
ここで、図９に示すように、本実施形態の第２照射位置ＳＬ２の流れ方向Ａの領域及び第３照射位置ＳＬ３の流れ方向Ａの領域は、流路幅方向Ｂにおいて重なっている。本実施形態の第２照射位置ＳＬ２及び第３照射位置ＳＬ３は、その流れ方向Ａの全域が流路幅方向Ｂにおいて重なっているが、少なくとも流れ方向Ａの一部の領域が流路幅方向Ｂにおいて重なっている構成であればよい。換言すれば、第２照射位置ＳＬ２の一部の領域と、第３照射位置ＳＬ３の一部の領域と、が流れ方向Ａの同じ位置にあればよい。但し、本実施形態のように、両方の照射位置の流れ方向Ａの全域が流路幅方向Ｂにおいて重なっている構成とすれば、流れ方向Ａの一部領域のみが流路幅方向Ｂにおいて重なっている構成と比較して、上述の反応ムラによる測定結果のばらつきをより一層抑制することできる。
また、本実施形態では、第２照射位置ＳＬ２の流路幅方向Ｂの領域及び第３照射位置ＳＬ３の流路幅方向Ｂの領域は、流れ方向Ａにおいて一部が重なっている。換言すれば、第２照射位置ＳＬ２の一部の領域は、第３照射位置ＳＬ３の一部の領域と、流路幅方向Ｂの同じ位置にある。このようにすれば、第２照射位置ＳＬ２及び第３照射位置ＳＬ３を、より一致させることができ、混合物Ｘにおける測定位置の違いに基づき測定結果がばらつくことを抑制することができる。第２照射位置ＳＬ２の流路幅方向Ｂの全域及び第３照射位置ＳＬ３の流路幅方向Ｂの全域が、流れ方向Ａにおいて重なっていること、すなわち、第２照射位置ＳＬ２及び第３照射位置ＳＬ３が流路幅方向Ｂにおいて略等しい位置であること、がより好ましい。
以上のように、第１光源６７〜第３光源６８ｂは、流路幅方向Ｂに沿って並んで配置され、第１照射位置ＳＬ１〜第３照射位置ＳＬ３の流れ方向Ａの領域が流路幅方向Ｂにおいて重なることが好ましく、第１照射位置ＳＬ１〜第３照射位置ＳＬ３の流路幅方向Ｂの領域が流れ方向Ａにおいても重なることがより好ましい。
本実施形態において、第１光源６７と第２光源６８ａとは、流路幅方向Ｂにおいて隣接して配置されており、第１光源６７と第２光源６８ａとの間に別の光源を配置可能な空隙はない。また、第１光源６７と第３光源６８ｂとは、流路幅方向Ｂにおいて隣接して配置されており、第１光源６７と第３光源６８ｂとの間においても別の光源を配置可能な空隙はない。このように、第１光源６７、第２光源６８ａ及び第３光源６８ｂは、流路幅方向Ｂにおいて、別の光源を間に介在させることなく隣接して配置されている。そのため、第１照射位置ＳＬ１、第２照射位置ＳＬ２及び第３照射位置ＳＬ３を、流れ方向Ａにおいて領域が重なる構成を実現し易い。
次に、第１光源６７と、第４光源６８ｃ及び第５光源６８ｄと、の位置関係について説明する。図２、図８に示すように、本実施形態の第１光源６７及び第４光源６８ｃは、流れ方向Ａに沿って並んで配置されている。また、図２、図８に示すように、本実施形態の第１光源６７及び第５光源６８ｄは、流れ方向Ａに沿って並んで配置されている。より具体的に、第１光源６７、第４光源６８ｃ、及び、第５光源６８ｄは、第１光源６７を中央として流れ方向Ａに沿って並んで配置されている。
上述したように、第２光源６８ａ及び第３光源６８ｂが、第１光源６７と流路幅方向Ｂにおいて隣接して配置されている。流路２３での血液の流れによる測定結果のばらつきを抑制するためには、第４光源６８ｃ及び第５光源６８ｄについても、第１光源６７と流路幅方向Ｂに沿って並んで配置することが好ましい。しかしながら、第４光源６８ｃ及び第５光源６８ｄを、第１光源６７と流路幅方向Ｂに沿って並んで配置する構成とする場合には、第２光源６８ａ及び第３光源６８ｂの存在により、第１光源６７と、第４光源６８ｃ及び第５光源６８ｄそれぞれと、を隣接させて配置することができない。そのため、第１光源６７と、第４光源６８ｃ及び第５光源６８ｄそれぞれと、の流路幅方向Ｂにおける距離は、第１光源６７と、第２光源６８ａ及び第３光源６８ｂそれぞれと、の流路幅方向Ｂにおける距離よりも大きくなる。この距離が大きくなると、第１光源６７の第１照射位置ＳＬ１の流路幅方向Ｂの領域と、第４光源６８ｃの第４照射位置ＳＬ４及び第５光源６８ｄの第５照射位置ＳＬ５それぞれの流路幅方向Ｂの領域と、を流れ方向Ａに重ねることは難しくなる。つまり、第１照射位置ＳＬ１の領域と、第４照射位置ＳＬ４及び第５照射位置ＳＬ５それぞれの領域と、が全く重ならない構成になり易い。第１照射位置ＳＬ１の領域と、第４照射位置ＳＬ４及び第５照射位置ＳＬ５それぞれの領域と、が重ならない場合、吸光度の測定箇所が異なるため、被測定成分の測定結果の精度が低下しかねない。第４光源６８ｃ及び第５光源６８ｄを傾斜させるなどして、第１光源６７の第１照射位置ＳＬ１の領域と、第４光源６８ｃの第４照射位置ＳＬ４及び第５光源６８ｄの第５照射位置ＳＬ５それぞれの領域と、を重ねるようにすることも可能であるが、かかる場合には、第１光源６７からの照射光の混合物Ｘへの入射角度と、第４光源６８ｃ及び第５光源６８ｄそれぞれからの照射光の混合物Ｘへの入射角度と、の差が大きくなる。入射角度の差が大きくなると、第１光源６７からの照射光の混合物Ｘにおける光路長さと、第４光源６８ｃ及び第５光源６８ｄそれぞれからの照射光の混合物Ｘにおける光路長さと、の相違が大きくなる。更に、第１光源６７からの照射光の界面反射と、第４光源６８ｃ及び第５光源６８ｄそれぞれからの照射光の界面反射と、も相違するようになる。光路長さの差及び界面反射の相違は、吸光度の実測値に影響を与える。つまり、第１光源６７の照射光による吸光度の実測値におけるノイズ量の推定精度が低下するおそれがある。
そのため、本実施形態では、第１光源６７及び第４光源６８ｃを、第１照射位置ＳＬ１と第４照射位置ＳＬ４とが、混合物Ｘへの入射角度の差が所定値以下とした上で領域が重なるように、流れ方向Ａに沿って並んで配置している。より具体的に、流れ方向Ａにおいて第１光源６７と第４光源６８ｃとの間には、別の光源を配置できる空隙はなく、第１光源６７及び第４光源６８ｃは、流れ方向Ａにおいて隣接している。このようにすれば、流路幅方向Ｂに沿って配置する構成と比較して、血液の流れによる影響は受け易いが、入射角度の差を小さくして照射位置を重ねることで、ノイズ量の推定精度を却って向上させ得る。
第１光源６７及び第５光源６８ｄについても、第１照射位置ＳＬ１と第５照射位置ＳＬ５とを、混合物Ｘへの入射角度の差が所定値以下とした上で領域を重ねることができるように、流れ方向Ａに沿って並んで配置している。より具体的に、流れ方向Ａにおいて第１光源６７と第５光源６８ｄとの間には、別の光源を配置できる空隙はなく、第１光源６７及び第５光源６８ｄは、流れ方向Ａにおいて隣接している。
また、上述した第１光源６７と、第２光源６８ａ及び第３光源６８ｂそれぞれは、流路幅方向Ｂにおいて隣接しているため、第１照射位置ＳＬ１と第２照射位置ＳＬ２及び第３照射位置ＳＬ３それぞれと、を混合物Ｘへの入射角度の差が所定値以下とした上で領域を重ねることができる。つまり、本実施形態の第２光源６８ａ及び第３光源６８ｂについては、第１光源６７との関係で血液の流れによる影響を受け難く、かつ、第１光源６７との間で入射角度の差を小さくして照射位置の領域を重ねることができる。
ここで、本実施形態では、第１光源６７の第１所定波長λ１の照射光により測定される吸光度の実測値に含まれるノイズ量の推定に対して影響度の大きい第２所定波長λ２及び第３所定波長λ３の照射光を発する第２光源６８ａ及び第３光源６８ｂを、第１光源６７に対して流路幅方向Ｂに沿って並んで配置している。そして、第２所定波長λ２及び第３所定波長λ３と比較して、上述のノイズ量の推定に対して影響度の小さい第４所定波長λ４及び第５所定波長λ５の照射光を発する第４光源６８ｃ及び第５光源６８ｄを、第１光源６７に対して流れ方向Ａに沿って並んで配置している。このような配置とすることで、上述のノイズ量の推定精度を向上させることができる。ノイズ量の推定に対する「影響度」の詳細については後述する（図１４参照）。また、詳細は後述するが、上述の第２所定波長λ２及び第３所定波長λ３は、赤外領域に属する波長であり、上述の第４所定波長λ４及び第５所定波長λ５は、可視領域に属する波長である。
また、図２、図３に示すように、受光部７２は、第１光源６７〜第５光源６８ｄと、装着されている成分測定チップ２の流路２３に位置する混合物Ｘを挟んで厚み方向Ｃに対向しており、上述したように、第１光源６７〜第５光源６８ｄからの照射光が混合物Ｘを透過した透過光を受光する。そして、図２、図３に示すように、成分測定装置１は、混合物Ｘと受光部７２との間に位置し、混合物Ｘを透過した透過光のうち受光部７２に到達する光量を調整する第１絞り部６９ａを備えている。上述したように、第１光源６７からの照射光の混合物Ｘへの入射角度と、第２光源６８ａ〜第５光源６８ｄそれぞれからの照射光の混合物Ｘへの入射角度と、の差はノイズ量の推定精度に影響を与える。そのため、第１光源６７からの照射光の混合物Ｘへの入射角度と、第２光源６８ａ〜第５光源６８ｄそれぞれからの照射光の混合物Ｘへの入射角度と、の差は小さくすることが好ましい。つまり、第１光源６７〜第５光源６８ｄと第１絞り部６９ａとの間の対向方向（図２、図３では成分測定チップ２の厚み方向Ｃと同じ方向）の距離Ｔ１は長くすることがノイズ量の推定精度を向上させる為に好ましい。その一方で、第１光源６７〜第５光源６８ｄと受光部７２との間の対向方向の距離Ｔ２を小さくすることで、光効率の向上と、成分測定装置１の小型化とを実現できる。
また、第１光源６７の第１照射位置ＳＬ１の領域と、第２光源６８ａ〜第５光源６８ｄの第２照射位置ＳＬ２〜第５照射位置ＳＬ５それぞれの領域と、のずれ（以下、「測定視野差」と記載）が大きいと、測定箇所が一致していないため、被測定成分の測定結果の精度が低下しかねない。そのため、この測定視野差は小さくすることが好ましい。したがって、混合物Ｘと第１絞り部６９ａとの間の対向方向（図２、図３では成分測定チップ２の厚み方向Ｃと同じ方向）の距離Ｔ３は短くすることが好ましい。
更に、図２、図３に示すように、成分測定装置１は、第１光源６７〜第５光源６８ｄと混合物Ｘとの間に位置し、第１光源６７〜第５光源６８ｄから混合物Ｘに到達する光量を調整する第２絞り部６９ｂを備えている。特に、第２絞り部６９ｂは、第１光源６７〜第５光源６８ｄから発せられた光のうち、第２絞り部６９ｂの内壁に反射した光（以下、「迷光」と記載）が、第１絞り部６９ａに入光しないように設計することが好ましい。第１光源６７〜第５光源６８ｄから発せられた光は、１回の壁面反射により５％まで光減衰し、３回以上の多重反射で消滅する、とみなすことができる。したがって、本実施形態では、第２絞り部６９ｂの内壁に反射した迷光が、第１絞り部６９ｂに到達せず、どこかの壁面に反射されれば、多重反射により、第１絞り部６９ａに入光することはない。本実施形態では、各光源の光軸が第２絞り部６９ｂの内壁で鏡面反射する、として設計しているが、実際は、第２絞り部６９ｂの内壁では乱反射し、迷光にも所定の分布がある。そのため、本実施形態では、仮に迷光の一部が第１絞り部６９ａに入光した場合であっても、その入射角度が、第１光源６７の入射角度と所定値以下の差となるように、上述の距離Ｔ４等を設定することが好ましい。
このように、第１絞り部６９ａ及び第２絞り部６９ｂの位置等を調整することにより、照射光の入射角度の差及び測定視野差を所定範囲内にしている。ところで、成分測定装置１の光学系では集光レンズ等のレンズを利用していない。レンズを用いる場合、レンズを光源に近づけて集光効率を向上させることができるが、光源とレンズとの位置関係を精度良く保つ必要があり、高い組み立て精度が要求される、又は、光源とレンズとの位置関係のばらつきを調整する追加工程が必要となる。そのため、成分測定装置１では、レンズを用いずに、第１絞り部６９ａ及び第２絞り部６９ｂの位置等を設定することにより、高い組み立て精度を要求することなく測定精度を高めた構成を実現している。
以上のように、成分測定装置１では、第１光源６７〜第５光源６８ｄを所定の配置とすることにより、血液の流路２３における血液の流れ方向Ａの影響を低減させつつ、ノイズ量の推定精度の向上を実現している。
本実施形態の成分測定装置１は、血液が流れる流路２３を区画し、流路２３に前液中の被測定成分と呈色反応する発色試薬を含む測定試薬２２が配置されている成分測定チップ２を装着可能である。そして、本実施形態の成分測定装置１は、成分測定チップ２が装着され、流路２３において被測定成分との反応により生成された呈色成分を含む混合物の光学的特性に基づいて血液中の被測定成分を測定可能である。また、成分測定装置１は、第１光源６７と、第２所定波長λ２〜第５所定波長λ５の照射光を発する第２光源６８ａ〜第５光源６８ｄと、を備える。第１光源６７は、装着されている状態の成分測定チップ２の流路２３における混合物Ｘへ照射される第１所定波長λ１の照射光を発する。第２光源６８ａ〜第５光源６８ｄは、装着されている状態の成分測定チップ２の流路２３における混合物Ｘへ照射され、第１光源６７の照射光の透過光量によって測定される混合物Ｘの吸光度の実測値に含まれる呈色成分以外の外乱因子起因のノイズ量の推定に利用される第２所定波長λ２〜第５所定波長λ５の照射光を発する。そして、第１光源６７〜第３光源６８ｂは、装着されている状態の成分測定チップ２の流路２３における混合物Ｘの位置での血液の流れ方向Ａと直交する流路幅方向Ｂに沿って並んで配置されている。
このように、本実施形態の成分測定装置１は、着脱可能な成分測定チップ２内の混合物Ｘの吸光度を測定可能であるが、成分測定チップ２の着脱を要しない構成としてもよい。但し、ユーザの利便性や環境性等を考慮すると、リユース可能な成分測定装置１に、使い捨ての成分測定チップ２を着脱可能な構成とすることが好ましい。
図８に示すように、本実施形態の第１光源６７〜第５光源６８ｄは、薄板状のホルダ部材８０に保持されている。本実施形態のホルダ部材８０は、上面視で十文字状の外形を有しており、上面視の中央部（十文字の交差部分）に第１光源６７が保持されている。そして、第１光源６７が保持されている中央部に対して流路幅方向Ｂの一方側の位置に第２光源６８ａが保持され、流路幅方向Ｂの他方側の位置に第３光源６８ｂが保持されている。また、第１光源６７が保持されている中央部に対して流れ方向Ａの位置に第５光源６８ｄが保持され、流れ方向Ａと反対側の位置に第４光源６８ｃが保持されている。
以下、血液中の被測定成分としてのグルコースと測定試薬２２中の発色試薬との呈色反応を、グルコースを含む血漿成分を血液から分離することなく、血液（全血）と発色試薬とにより行い、この呈色反応により得られた混合物Ｘ全体の各種波長における吸光度に基づき、グルコースと発色試薬との呈色反応により生成した呈色成分の所定の測定波長における吸光度を推定し、被測定成分濃度を算出する成分測定方法について説明する。
まず、図１０及び図１１を参照しつつ、血液中の被測定成分を、血液（全血）を用いた吸光度測定に基づいて推定しようとする際の問題点について言及する。以降の実施例では、発色試薬としてテトラゾリウム塩（ＷＳＴ−４）を含み、グルコースデヒドロゲナーゼ（ＧＤＨ）及び電子メディエーターと混合した測定試薬２２を用いた。
図１０は、ヘマトクリット値及びグルコース濃度が既知である６種の血液検体それぞれを測定試薬２２と反応させることにより得られる６種の混合物Ｘの吸光度スペクトルを示している。この６種の血液検体を第１〜第６検体とする。第１検体は、ヘマトクリット値が２０％で、グルコース濃度が０ｍｇ／ｄＬ（図１０中では「Ｈｔ２０ ｂｇ０」と表記）である。第２検体は、ヘマトクリット値が２０％で、グルコース濃度が１００ｍｇ／ｄＬ（図１０中では「Ｈｔ２０ ｂｇ１００」と表記）である。第３検体は、ヘマトクリット値が２０％で、グルコース濃度が４００ｍｇ／ｄＬ（図１０中では「Ｈｔ２０ ｂｇ４００」と表記）である。第４検体は、ヘマトクリット値が４０％で、グルコース濃度が０ｍｇ／ｄＬ（図１０中では「Ｈｔ４０ ｂｇ０」と表記）である。第５検体は、ヘマトクリット値が４０％で、グルコース濃度が１００ｍｇ／ｄＬ（図１０中では「Ｈｔ４０ ｂｇ１００」と表記）である。第６検体は、ヘマトクリット値が４０％で、グルコース濃度が４００ｍｇ／ｄＬ（図１０中では「Ｈｔ４０ ｂｇ４００」と表記）である。
また、図１１は、ヘマトクリット値及びグルコース濃度が既知である７種の血液検体それぞれの吸光度スペクトルを示している。この７種の血液検体を第１〜第７検体とする。第１〜第６検体は、図１０に示す第１〜第６検体と同じである。第７検体は、ヘマトクリット値が７０％で、グルコース濃度が１００ｍｇ／ｄＬである。また、ヘマトクリット値が等しい血液検体の吸光度スペクトルは略一致するため、図１１ではヘマトクリット値の異なる３つの曲線のみを示している。具体的には、ヘマトクリット値が２０％（図１１では「Ｈｔ２０」と表記）、４０％（図１１では「Ｈｔ４０」と表記）、７０％（図１１では「Ｈｔ７０」と表記）の３つの曲線のみを示している。
一般的に、吸光度の測定対象となる呈色成分以外の成分が試料の中に含まれるとき、光学的現象の発生によって呈色成分の吸光度に基づく被測定成分の濃度の測定結果に外乱因子（ノイズ）として影響を与えることがある。例えば、血液中の血球成分、成分測定チップ表面、又は成分測定チップに付着した塵埃といった微粒子等による「光散乱」や、測定対象となる呈色成分とは別の色素成分（具体的には、ヘモグロビン）による「光吸収」が発生することで、真の値よりも大きい吸光度が測定される傾向がある。
具体的に、図１１に示す血液検体の吸光度スペクトルは、５４０ｎｍ付近及び５７０ｎｍ付近を中心とする２つのピークを有する。この２つのピークは、主に、赤血球中の酸化ヘモグロビンの光吸収に起因する。また、図１１に示す血液検体の吸光度スペクトルでは、６００ｎｍ以上の波長域において、波長が長くなるにつれて、吸光度が略直線状になだらかに減少している。この略直線状の部分は、主に、血球成分や成分測定チップに付着した塵や埃といった微粒子等の光散乱に起因する。
換言すれば、６００ｎｍ付近より長波長側の波長域における血液検体の吸光度は、血球成分等による光散乱の影響が支配的である。６００ｎｍ付近より短波長側の波長域における血液検体の吸光度は、血球成分等による光散乱の影響よりも、ヘモグロビンによる光吸収の影響が大きい。
一方、図１０に示す混合物Ｘの吸光度スペクトルでは、図１１に示す血液の吸光度スペクトルと同様、波長が長くなるにつれて吸光度が次第に小さくなるトレンド曲線を有している。しかし、図１０に示す混合物Ｘの吸光度スペクトルは、図１１に示す曲線と比較して、可視光の波長域である６００ｎｍ〜７００ｎｍ辺りにわたって吸光度が増加している。この６００ｎｍ〜７００ｎｍ辺りにわたって増加している吸光度は、主に、血液中のグルコースと測定試薬２２中の発色試薬との呈色反応により生成する呈色成分の吸光特性に起因する。
このように、測定対象となる呈色成分の他に、図１１に示す吸光特性を有する血液を含む混合物Ｘを用いて、呈色成分由来の吸光度を正確に測定する場合には、所定の測定波長（例えば６５０ｎｍ）における吸光度の実測値から、血球成分等による光散乱やヘモグロビンによる光吸収などの外乱因子（ノイズ）を除去する必要がある。
より具体的には、測定対象となる呈色成分の光吸収率が高い所定の測定波長（例えば６５０ｎｍ）における、血球成分等による光散乱やヘモグロビンによる光吸収などの外乱因子（ノイズ）量を推定し、同測定波長における吸光度の実測値を補正することが必要となる。
以下、成分測定装置１により実行される成分測定方法の詳細について説明する。
成分測定装置１は、血液と測定試薬２２との呈色反応により生成した呈色成分を含む混合物Ｘの光学的特性に基づいて、血液中の被測定成分を測定可能である。具体的に、本実施形態では、血液中の血漿成分に含まれるグルコースの濃度を測定する。
そして、成分測定装置１は、血液中の血球成分、成分測定チップ２の表面、又は成分測定チップ２に付着した塵埃といった微粒子による光学的特性と、赤血球中の還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンとの比率と、に基づいて、測定波長における混合物Ｘの吸光度の実測値を補正することにより、血液中のグルコース濃度を算出可能である。換言すれば、成分測定装置１による成分測定方法は、血液中の血球成分、成分測定チップ２の表面、又は成分測定チップ２に付着した塵埃といった微粒子、による散乱光の情報と、赤血球中の還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンとの比率に基づいて、測定波長における混合物Ｘの吸光度の実測値を補正する工程を含む。
図１２は、還元ヘモグロビン（図１２では「Ｈｂ」と表記）の吸収係数及び酸化ヘモグロビン（図１２では「ＨｂＯ２」と表記）の吸収係数を示している。赤血球中のヘモグロビンは、主に、酸素と結合した酸化ヘモグロビンと、酸素分圧が小さい場所で酸素が解離した還元ヘモグロビンと、を含んでいる。酸化ヘモグロビンは、還元ヘモグロビンが肺を通過して酸素と結合し、動脈を通って体中に酸素を運搬する役割を果たしており、動脈血中に多く確認できる。例えば、指の腹から血液を採取する際は、毛細血管の血液となるためこの酸化ヘモグロビンの量が比較的多い。逆に、還元ヘモグロビンは、静脈血中に多く確認できる。
既存の技術としては、還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンとの比率は何ら考慮することなく、例えばヘマトクリット値を利用して、測定対象となる呈色成分に対応する測定波長で得られた吸光度を補正することが一般的である。しかしながら、図１２に示すように、還元ヘモグロビンの吸収係数と、酸化ヘモグロビンの吸収係数とは一致しておらず、還元ヘモグロビンによる吸収量と酸化ヘモグロビンによる吸収量とは波長により異なる。図１３に還元ヘモグロビンの吸収係数に対する酸化ヘモグロビン吸収係数の比率を示す。例えば、測定対象となる呈色成分の吸光度を測定する測定波長が６５０ｎｍのとき、還元ヘモグロビンの吸収係数は約０．９であり、酸化ヘモグロビンの吸収係数は約０．０９である。すなわち、酸化ヘモグロビンの吸収係数は、全ヘモグロビンの吸収係数の約１０％に相当する。測定対象となる呈色成分に由来する吸光度をより正確に推定するためには、還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンとの比率を考慮することが重要である。
そのため、成分測定装置１では、混合物Ｘに含まれる呈色成分の吸光度を測定するための測定波長を６５０ｎｍとし、この測定波長で測定された混合物Ｘの吸光度の実測値から、血球成分等の光散乱による影響や、還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンとの比率を加味したヘモグロビンの光吸収による影響を外乱因子（ノイズ）として除去する補正を行う。これにより、混合物Ｘに含まれる呈色成分の吸光度を推定し、この推定された吸光度とグルコース濃度との関係を示す検量線を用いてグルコース濃度を算出する。
以下、成分測定装置１により実行される成分測定方法の更なる詳細について説明する。
まず、本実施形態で用いる測定試薬２２中の発色試薬は、血液中のグルコースと呈色反応することにより生成される呈色成分の吸光度が６００ｎｍ付近にピークを有するが、本実施形態において呈色成分の吸光度を測定する測定波長は６５０ｎｍとしている。
測定対象となる呈色成分の吸光度を測定するための測定波長は、呈色成分の光吸収率が相対的に大きくなる波長であって、かつ、ヘモグロビンの光吸収による影響が比較的小さい波長を用いればよい。具体的には、測定対象となる呈色成分の吸光度スペクトルにおけるピーク波長域の半値全幅域に対応し、かつ、全吸光度に対するヘモグロビンの光吸収による吸光度の割合が比較的小さい波長範囲Ｗ３（図１０、図１１参照）に属する波長とすればよい。「ピーク波長域の半値全幅域に対応する」波長範囲とは、吸光度スペクトルにおけるピーク波長域の半値全幅域を特定した際に、短波長側の半値を示す波長から、長波長側の半値を示す波長までの範囲を意味している。本実施形態の測定対象となる呈色成分の吸光度スペクトルは、６００ｎｍ付近がピーク波長となり、約５００ｎｍ〜約７００ｎｍが半値全幅域に対応する波長範囲となる。また、全吸光度におけるヘモグロビンの光吸収による影響は、６００ｎｍ以上の波長域で比較的小さくなる。したがって、本実施形態において、測定対象となる呈色成分の吸光度スペクトルにおけるピーク波長域の半値全幅域に対応し、かつ、全吸光度に対するヘモグロビンの光吸収による吸光度の割合が比較的小さい波長範囲Ｗ３は、６００ｎｍ以上、かつ、７００ｎｍ以下である。そのため、測定波長としては、本実施形態の６５０ｎｍに限られず、６００ｎｍ〜７００ｎｍの範囲に属する別の波長を測定波長としてもよい。呈色成分の吸光度を表すシグナルが強く、全吸光度に対するヘモグロビンの光吸収による吸光度の割合をできる限り低減させた波長範囲である方が、呈色成分由来の吸光度をより正確に測定できるため、呈色成分の吸光度スペクトルにおけるピーク波長となる６００ｎｍ付近よりやや長波長となる６５０ｎｍ付近を測定波長とすることが好ましい。より具体的には、測定波長を６３０ｎｍ〜６８０ｎｍの範囲に属する波長とすることが好ましく、６４０ｎｍ〜６７０ｎｍの範囲に属する波長とすることがより好ましく、本実施形態のように６５０ｎｍとすることが特に好ましい。このような発色試薬の例としてはテトラゾリウム塩が好ましく、例えばＷＳＴ−４が最も好ましい。
更に、本実施形態では、呈色成分の吸光度スペクトルにおけるピーク波長域の半値全幅域が約５００ｎｍ〜約７００ｎｍとなるような発色試薬を使用しているが、ピーク波長域の半値全幅域がこの範囲と異なるような発色試薬を使用してもよい。但し、上述したとおり、ヘモグロビンの吸光特性を考慮し、ヘモグロビンの光吸収による吸光度が大きくなる波長域（６００ｎｍ以下）と、呈色成分の吸光度スペクトルにおける測定波長とが重ならないようにすることが望ましい。
以下、本実施形態の測定波長である６５０ｎｍにおける呈色成分の吸光度を推定するための方法について説明する。成分測定装置１は、測定波長（６５０ｎｍ）とは異なる４つの第２所定波長λ２〜第５所定波長λ５における混合物Ｘの吸光度をそれぞれ実測し、この４つの第２実測値Ｄ２〜第５実測値Ｄ５と、予め定めた補正係数データ８６とを用いて、測定波長における混合物Ｘの吸光度の第１実測値Ｄ１を補正し、測定波長における呈色成分の吸光度を推定する。本実施形態の測定波長とは、上述の第１所定波長λ１である。
具体的に、成分測定装置１は、上述した４つの第２実測値Ｄ２〜第５実測値Ｄ５として、測定波長である第１所定波長λ１よりも長波長側の２つの第２所定波長λ２及び第３所定波長λ３それぞれにおける混合物Ｘの吸光度の２つの第２実測値Ｄ２及び第３実測値Ｄ３と、測定波長である第１所定波長λ１よりも短波長側の２つの第４所定波長λ４及び第５所定波長λ５それぞれにおける混合物Ｘの吸光度の２つの第４実測値Ｄ４及び第５実測値Ｄ５と、を利用する。
より具体的には、上述した４つの第２実測値Ｄ２〜第５実測値Ｄ５として、測定波長である第１所定波長λ１よりも長波長側で、全吸光度において血球成分等の光散乱による影響が支配的な波長域に属する２つの第２所定波長λ２及び第３所定波長λ３それぞれにおける混合物Ｘの吸光度の２つの第２実測値Ｄ２及び第３実測値Ｄ３と、測定波長である第１所定波長λ１よりも短波長側で、全吸光度においてヘモグロビンの光吸収による影響が大きい波長域に属する２つの第４所定波長λ４及び第５所定波長λ５それぞれにおける混合物Ｘの吸光度の２つの第４実測値Ｄ４及び第５実測値Ｄ５と、を利用する。
換言すれば、成分測定装置１は、上述した第２実測値Ｄ２及び第３実測値Ｄ３として、測定対象である呈色成分の吸光度スペクトルにおけるピーク波長域の半値全幅域に対応する波長範囲（本実施形態では５００〜７００ｎｍ）に属する測定波長よりも長波長域に属する、例えば、波長範囲Ｗ３よりも長波長側の長波長域Ｗ１に属する第２所定波長λ２及び第３所定波長λ３それぞれにおける混合物Ｘの吸光度を利用する。
また、成分測定装置１は、上述した第４実測値Ｄ４及び第５実測値Ｄ５として、測定対象である呈色成分の吸光度スペクトルにおけるピーク波長域の半値全幅域に対応する波長範囲（５００〜７００ｎｍ）に属する測定波長よりも短波長域に属する、例えば、波長範囲Ｗ３よりも短波長側の短波長域Ｗ２に属する第４所定波長λ４及び第５所定波長λ５それぞれにおける混合物Ｘの吸光度である第４実測値Ｄ４及び第５実測値Ｄ５を利用する。
成分測定装置１の吸光度取得部７８は、上述した第１実測値Ｄ１〜第５実測値Ｄ５を取得する。具体的には、発光部６６の第１光源６７〜第５光源６８ｄから、第１所定波長λ１〜第５所定波長λ５それぞれの発光波長を含む照射光が混合物Ｘに対して照射される。そして、受光部７２は、それぞれの照射光のうち混合物Ｘを透過する透過光を受光する。そして、演算部６０は、照射光と透過光との関係から各波長における混合物Ｘの吸光度を算出し、各波長における混合物Ｘの吸光度である第１実測値Ｄ１〜第５実測値Ｄ５を、実測値データ８５としてメモリ６２に格納する。成分測定装置１の吸光度取得部７８は、メモリ６２から実測値データ８５を取得することができる。吸光度取得部７８が第１実測値Ｄ１〜第５実測値Ｄ５を取得する手段は、上述した手段に限られず、各種公知の手段により取得することが可能である。
そして、成分測定装置１の吸光度補正部８４は、第２実測値Ｄ２〜第５実測値Ｄ５を用いて第１実測値Ｄ１を補正し、測定波長である第１所定波長λ１（本例では６５０ｎｍ）における呈色成分の吸光度を推定する。
特に、図１０及び図１１から分かるように、血球成分等の光散乱が支配的な長波長域Ｗ１では、混合物Ｘの吸光度スペクトルが略直線状になることから、第２所定波長λ２における吸光度である第２実測値Ｄ２と、第３所定波長λ３における吸光度である第３実測値Ｄ３と、が取得できれば、第２実測値Ｄ２と第３実測値Ｄ３との間の傾きを求めることにより、測定波長である第１所定波長λ１における、呈色成分起因の吸光度以外の、外乱因子（ノイズ）を起因とする吸光度をある程度推定することは可能である。成分測定装置１は、血液中の血球成分等による光学的特性に加えて、赤血球中の還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンとの比率を考慮して、血液中のグルコース濃度を算出可能である。そのため、成分測定装置１では、還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンとの比率により選択される２つの波長（第４所定波長及び第５所定波長）を利用することでより精度の高い補正を行うことができる。
具体的には、第４所定波長λ４として、還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンとの吸収係数の差が、第１の所定値以下となる波長を用いると共に、第５所定波長λ５として、還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンとの吸収係数の差が、上述の第１の所定値より大きくなる波長を用いる。より具体的には、第４所定波長λ４として、還元ヘモグロビンの吸収係数に対する酸化ヘモグロビンの吸収係数の比率（図１３参照）が、所定の閾値としての第１閾値以上となる波長を用いると共に、第５所定波長λ５として、還元ヘモグロビンの吸収係数に対する酸化ヘモグロビンの吸収係数の比率が上述した第１閾値未満となる波長を用いている。換言すれば、第４所定波長λ４及び第５所定波長λ５として、還元ヘモグロビンの吸収係数に対する酸化ヘモグロビンの吸収係数の比率が、第１閾値以上となる波長及び第１閾値未満となる波長の２つの波長を利用する。これにより、上述した吸光度補正部８４が、第１実測値Ｄ１を、第２実測値Ｄ２〜第５実測値Ｄ５を用いて補正する際に、還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンとの比率を考慮した、より精度の高い補正を行うことができる。
還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンとの比率により選択される２つの波長としては、還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンとの比率によるヘモグロビンの光吸収の差が大きい２つの波長とすることが好ましい。したがって、本実施形態では、第４所定波長λ４として、還元ヘモグロビンの吸収係数に対する酸化ヘモグロビンの吸収係数の比率が０．８以上となる波長、すなわち、５２０ｎｍ〜５５０ｎｍの範囲に属する波長、又は、５６５ｎｍ〜５８５ｎｍの範囲に属する波長を利用する。また、第５所定波長λ５として、還元ヘモグロビンの吸収係数に対する酸化ヘモグロビンの吸収係数の比率が０．８未満となる波長、すなわち、５５０ｎｍより大きく、かつ、５６５ｎｍ未満の範囲に属する波長、又は、５８５ｎｍより大きく、かつ、６００ｎｍ未満の範囲に属する波長、を利用することが好ましい。但し、第４所定波長λ４としては、ヘモグロビン全体の量やヘマトクリット値を同時に推定することが可能となるように、還元ヘモグロビンの吸収係数と酸化ヘモグロビンの吸収係数とが等しい波長、すなわち、本実施形態では５３０ｎｍ付近、５４５ｎｍ付近、５７０ｎｍ付近又は５８０ｎｍ付近の波長を用いることが好ましく、更にヘモグロビン全体の吸収係数が大きい５４０〜５４５ｎｍの範囲から選ばれる波長を用いるのが特に好ましい。また、第５所定波長λ５としては、５５０ｎｍより大きく、かつ、５６５ｎｍ未満の範囲内でも吸収係数の差が最も大きくなる５６０ｎｍ付近、又は、５８５ｎｍより大きく、かつ、６００ｎｍ未満の範囲内でも吸収係数の差が最も大きくなる５９０ｎｍ付近、とすることがより好ましい。
このように、還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンとの比率によってヘモグロビン全体の光吸収が大きく変動する短波長域Ｗ２において、ヘモグロビン全体の光吸収の差が大きくなる第４所定波長λ４及び第５所定波長λ５を利用することにより、測定波長である第１所定波長λ１（本実施形態では６５０ｎｍ）におけるノイズの吸光度を、還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンとの比率をも加味して精度よく推定することができる。そのため、成分測定装置１によれば、測定波長である第１所定波長λ１における呈色成分の吸光度、更には、被測定成分の測定（本実施形態ではグルコースの濃度測定）を精度よく行うことができる。
本実施形態では、第４所定波長λ４及び第５所定波長λ５のみを、還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンとの比率の影響を大きく考慮した波長としたが、第４所定波長λ４及び第５所定波長λ５に加えて、第２所定波長λ２及び第３所定波長λ３についても、
同様の波長を利用することがより好ましい。
具体的には、血球成分等の光散乱が支配的な長波長域Ｗ１における第２所定波長λ２として、還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンとの吸収係数の差が、第２の所定値以下となる波長を用いると共に、同じく長波長域Ｗ１における第３所定波長λ３として、第２の所定値より大きくなる波長を用いる。より具体的に、第２所定波長λ２として、還元ヘモグロビンの吸収係数に対する酸化ヘモグロビンの吸収係数の比率が、上述の第１閾値以上で、かつ、第２閾値以下となる波長を用いると共に、同じく長波長域Ｗ１における第３所定波長λ３として、還元ヘモグロビンの吸収係数に対する酸化ヘモグロビンの吸収係数の比率が上述の第１閾値未満となる波長、又は、第２閾値より大きくなる波長を用いることが好ましい。第２閾値とは、第１閾値よりも大きい別の所定の閾値である。つまり、第２所定波長λ２及び第３所定波長λ３として、還元ヘモグロビンの吸収係数に対する酸化ヘモグロビンの吸収係数の比率が異なる範囲にある２つの波長を利用することが好ましい。これにより、上述した吸光度補正部８４が、第１実測値Ｄ１を、第２実測値Ｄ２〜第５実測値Ｄ５を用いて補正する際に、還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンとの比率をより一層考慮した精度の高い補正を行うことができる。
特に、長波長域Ｗ１では血球成分等の光散乱による影響が支配的ではあるが、ヘモグロビンの光吸収による影響も被測定成分の測定波長と同程度含まれるため、第２所定波長λ２及び第３所定波長λ３として、ヘモグロビンの光吸収が、還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンとの比率により比較的大きく変化する２つの波長を利用することが好ましい。
したがって、本実施形態では、第２所定波長λ２として、還元ヘモグロビンの吸収係数に対する酸化ヘモグロビンの吸収係数の比率が０．８以上かつ１．５以下となる範囲に属する波長を利用することが好ましく、７９０ｎｍ〜８５０ｎｍの範囲に属する波長を利用することが好ましい。但し、第２所定波長λ２としては、長波長域Ｗ１においてヘモグロビンの光吸収が比較的大きく表れる、還元ヘモグロビンの吸収係数と酸化ヘモグロビンの吸収係数とが等しい波長付近から選ぶのが特に好ましく、本実施形態では８００〜８１０ｎｍの範囲から選ばれる波長を用いることが特に好ましい。
更に、第３所定波長λ３は、長波長域Ｗ１であって、第３所定波長λ３における全吸光度に含まれる呈色成分の吸光度が、測定波長における全吸光度に含まれる呈色成分の吸光度の１０％以下、好ましくは６％以下、より好ましくは３％以下、さらに好ましくは実質的に０％となる波長とする。換言すれば、呈色成分の吸光度スペクトルのピーク波長域の長波長側の裾となる波長以上の波長を利用することが特に好ましい。これにより、呈色成分の光吸収の影響を排除し、長波長域Ｗ１における血球成分等の光散乱による影響が支配的なノイズをより正確に推定することができる。したがって、本実施形態では、第３所定波長λ３として、７２５ｎｍ以上であり、かつ、７９０ｎｍ未満の範囲に属する波長を利用することがより好ましい。そして、第３所定波長λ３としては、測定波長により近い波長が最も好ましいことから、第３所定波長λ３として、呈色成分の吸光度がゼロとなる波長、すなわち、呈色成分の吸光度スペクトルのピーク波長域の長波長側の裾となる波長を利用することが特に好ましい。したがって、本実施形態では、７５５ｎｍを第３所定波長λ３とすることが特に好ましい。上述した「全吸光度に含まれる呈色成分の吸光度」の「全吸光度」とは、混合物全体の吸光度を意味する。また、上述した「全吸光度に含まれる呈色成分の吸光度」の「呈色成分の吸光度」とは、血液中の被測定成分と試薬中の発色試薬とが呈色反応することにより生じる反応物の吸光度、すなわち、混合物における呈色成分由来の吸光度を意味する。
以上のとおり、成分測定装置１は、測定波長における混合物Ｘの吸光度の実測値である第１実測値Ｄ１を、第２所定波長λ２〜第５所定波長λ５それぞれにおける混合物Ｘの吸光度の実測値である第２実測値Ｄ２〜第５実測値Ｄ５を用いて補正し、測定波長における呈色成分の吸光度を推定することができる。
以下、成分測定装置１の吸光度補正部８４による補正手法について説明する。
上述したように、成分測定装置１のメモリ６２には、測定光学系６４により測定された第１所定波長λ１〜第５所定波長λ５それぞれにおける混合物Ｘの吸光度である第１実測値Ｄ１〜第５実測値Ｄ５の実測値データ８５と、第２所定波長λ２〜第５所定波長λ５それぞれでの混合物Ｘの吸光度に相関する一群の補正係数データ８６と、第１所定波長λ１で実測された混合物Ｘの吸光度を補正係数データ８６により補正して得られる混合物Ｘ中の呈色成分の吸光度と各種物理量との関係を示す検量線データ９０と、が格納されている。
吸光度補正部８４は、メモリ６２に格納されている実測値データ８５及び補正係数データ８６に基づき、測定波長である第５波長λ５における呈色成分の吸光度を算出する。
補正係数データ８６は、以下の[数１]で示す式を用いて予め実施された回帰分析によって導出される。
Figure 2018173609
Ｂ（λ）とは、波長λにおける、呈色成分の吸光度以外の、外乱因子（ノイズ）を起因とする吸光度を意味しており、多種の血液検体を用いて上記[数１]で示す式によって回帰計算を行い、係数ｂ０、ｂ１、ｂ２、ｂ３及びｂ４を導出する。具体的に、本実施形態では、上述した第２所定波長λ２〜第５所定波長λ５の選定基準に基づき、第２所定波長λ２として８１０ｎｍ、第３所定波長λ３として７５０ｎｍ、第４所定波長λ４として５４５ｎｍ、第５所定波長λ５として５６０ｎｍを用いている。また、多種の血液検体は、成分組成が異なる６つの血液検体を基礎とし、それぞれヘマトクリット値が１０％〜７０％の範囲に調整された血液検体を準備し、調整した血液検体の吸光度スペクトル測定を行い、回帰分析を使用して、係数ｂ０、ｂ１、ｂ２、ｂ３及びｂ４を導出している。また、今回行った観測数は全部で７６６回である。そして、導出されたこれらの係数ｂ０〜ｂ４に基づき、第２所定波長λ２〜第５所定波長λ５それぞれでの混合物Ｘの吸光度に相関する一群の補正係数を導出する。この補正係数を含む補正係数データ８６を用いることにより、５４５ｎｍ、５６０ｎｍ、７５０ｎｍ、８１０ｎｍの混合物Ｘの吸光度の実測値から、測定波長である６５０ｎｍの混合物Ｘの吸光度の実測値を補正し、６５０ｎｍにおける呈色成分の吸光度を推定することができる。
ここで、上記回帰計算によって得られる係数ｂ０〜ｂ４それぞれは、測定系に固有の値として定めることが可能であり、ヘマトクリット値によって異なる値ではない。したがって、ヘマトクリット値に応じては、回帰計算に使用するＢ（λ２）〜Ｂ（λ５）の数値（実測値）が変動する。
図１４は、上述の回帰計算において、測定波長における呈色成分以外の、外乱因子（ノイズ）を起因とする吸光度であるノイズ量（以下、単に「ノイズ吸光度」とも記載）における、長波長域Ｗ１の実測値による影響度（図１４では「Ｗ１」と表記）と、短波長域Ｗ２の実測値による影響度（図１４では「Ｗ２」と表記）と、を示すグラフである。ここで言う「影響度」とは、データの占有率を意味している。図１４に示すように、上述の回帰計算により得られた実測データの結果を考察すると、測定波長である第１所定波長λ１におけるノイズ吸光度を、第２実測値Ｄ２〜第５実測値Ｄ５を用いて推定する際に、長波長域Ｗ１の第２所定波長λ２及び第３所定波長λ３での第２実測値Ｄ２及び第３実測値Ｄ３は、ヘマトクリット値が１０％から７０％へと大きくなるにつれて、９２％から９０％へと影響度が減少する（図１４の「Ｗ１」参照）。その一方で、短波長域Ｗ２の第４所定波長λ４及び第５所定波長λ５での第４実測値Ｄ４及び第５実測値Ｄ５は、ヘマトクリット値が１０％から７０％へと大きくなるにつれて、８％から１０％へと影響度が増加する（図１４の「Ｗ２」参照）。このように、ヘマトクリット値に応じて使用する長波長域Ｗ１と短波長域Ｗ２の影響度が変化することにより、測定波長におけるノイズ吸光度をより正確に推定することができ、結果として測定波長における呈色成分の吸光度をより正確に推定することができる。また、第２実測値Ｄ２〜第５実測値Ｄ５に呈色成分の吸収が含まれる場合は、第２実測値Ｄ２〜第５実測値Ｄ５に補正計算を行い、ノイズ吸光度であるＢ（λ）を算出する必要がある。
成分測定装置１では、第４所定波長λ４として、ヘモグロビンの光吸収による影響が圧倒的に大きい短波長域Ｗ２で、還元ヘモグロビンの吸収係数と酸化ヘモグロビンの吸収係数とが等しい波長（図１２では５３０ｎｍ、５４５ｎｍ、５７０ｎｍ又は５８０ｎｍ）を用いる場合、この第４実測値Ｄ４から、又は、この第４実測値Ｄ４と血球成分等の光散乱による影響が大きい長波長域Ｗ１で、還元ヘモグロビンの吸収係数と酸化ヘモグロビンの吸収係数とが等しい波長（図１２では８００ｎｍ）を用いた第２実測値Ｄ２を利用して、ヘマトクリット値を算出することが可能である。ヘマトクリット値は、メモリ６２に格納されたヘモグロビンの吸光度とヘマトクリット値との検量線から算出可能である。
次に、上述した成分測定装置１において、血液中の血球成分等や埃などによる散乱光を含む光学的特性と、赤血球中の還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンとの比率と、に基づいて推定した、測定波長における呈色成分の吸光度の精度についての検証実験の結果を説明する。検体（ｎ＝７６６）は、各血液をヘマトクリット値が１０％、２０％、３０％、４０％、５０％、６０％、７０％に調製したものを用いた。
図１５（ａ）は、上述した第２所定波長λ２として８１０ｎｍ、第３所定波長λ３として７５０ｎｍ、第４所定波長λ４として５４５ｎｍ、第５所定波長λ５として５６０ｎｍ、測定波長である第１所定波長λ１として６５０ｎｍを用いた場合に、成分測定装置１の上記成分測定方法により算出される測定波長でのノイズ吸光度の算出値と、同測定波長におけるノイズ吸光度の真値と、の誤差を示すグラフである。本実施例では、第３所定波長λ３における全吸光度に含まれる呈色成分の吸光度は、測定波長における全吸光度に含まれる呈色成分の吸光度の３％に相当する。これに対して図１５（ｂ）は、比較例として、上述した第２所定波長λ２〜第５所定波長λ５のうち８１０ｎｍ及び７５０ｎｍの２つのみを用いて同様の手法により算出された、測定波長（６５０ｎｍ）におけるノイズ吸光度の算出値と、同測定波長におけるノイズ吸光度の真値と、の誤差を示すグラフである。
図１５（ａ）に示す誤差は、標準誤差の２倍が０．００５８であるのに対して、図１５（ｂ）に示す誤差は、標準誤差の２倍が０．０１０９であり（不図示）、図１５（ａ）に示す誤差が、図１５（ｂ）に示す誤差よりも小さいことがわかる。つまり、本実施形態の成分測定装置１により実行される上述の成分測定方法によれば、長波長域Ｗ１の２つの波長（本検証実験では８１０ｎｍ及び７５０ｎｍ）のみから推定した測定波長における呈色成分の吸光度よりも、精度の高い吸光度を推定することができる。本実施例においては、ヘマトクリット４０％とした際に、吸光度誤差０．００１は血糖値で１［ｍｇ/ｄＬ］の誤差に相当する。この成分測定方法を用いた成分測定装置１は、ヘマトクリット１０％〜７０％の幅広いヘマトクリット値の血液に対して、血糖値測定誤差を低減させることが可能となる。
最後に、上述した成分測定装置１の成分測定方法について、図１６を参照してまとめて説明する。図１６は、成分測定装置１により実行される成分測定方法を示すフローチャートである。
この成分測定方法は、測定波長としての第１所定波長λ１における混合物Ｘの吸光度である第１実測値Ｄ１、第２所定波長λ２における混合物Ｘの吸光度である第２実測値Ｄ２、第３所定波長λ３における混合物Ｘの吸光度である第３実測値Ｄ３、第４所定波長λ４における混合物Ｘの吸光度である第４実測値Ｄ４、及び、第５所定波長λ５における混合物Ｘの吸光度である第５実測値Ｄ５、を取得するステップＳ１と、第１実測値Ｄ１〜第５実測値Ｄ５の少なくとも１つを利用してヘマトクリット値を算出するステップＳ２と、第１実測値Ｄ１を、第２実測値Ｄ２〜第５実測値Ｄ５及び、回帰計算によって得られた補正係数を用いて補正し、測定波長としての第１所定波長λ１における呈色成分の吸光度を取得するステップＳ３と、測定波長としての第１所定波長λ１における呈色成分の吸光度と算出したヘマトクリット値から血液中の被測定成分を算出するステップＳ４と、を含む。
ステップＳ１では、上述したように、測定光学系６４の発光部６６及び受光部７２を用いて、第１実測値Ｄ１〜第５実測値Ｄ５を取得する。本実施形態では、ステップＳ２において、第４実測値Ｄ４に基づいて、又は、第４実測値Ｄ４及び第２実測値Ｄ２に基づいて、ヘマトクリット値を算出する。具体的には、ステップＳ２において、第４実測値Ｄ４から、または、第４実測値Ｄ４及び第２実測値Ｄ２から、ヘモグロビンの吸光度を推定し、ヘマトクリット値を算出する。さらに、第４実測値Ｄ４に、又は、第４実測値Ｄ４及び第２実測値Ｄ２に、呈色成分の吸収が含まれる場合は、それぞれ、第４実測値Ｄ４に、又は、第４実測値Ｄ４及び第２実測値Ｄ２に、呈色成分の吸収分を差し引く補正計算を行い取得した補正値から、ヘマトクリット値を算出する。本実施形態では、ヘマトクリット値を、メモリ６２に格納されている混合物Ｘ中のヘモグロビンの吸光度とヘマトクリット値との関係を示す検量線から算出する。ステップＳ３では、実際に、第１実測値Ｄ１を、第２実測値Ｄ２〜第５実測値Ｄ５及び回帰計算によって得られた補正係数を用いて補正し、測定波長における呈色成分の吸光度を推定し、取得する。最後に、ステップＳ４では、取得した測定波長である第１所定波長λ１における呈色成分の吸光度と、算出したヘマトクリット値と、からグルコース濃度との関係を示す検量線を用いて、グルコース濃度を算出する。
ここで、測定試薬２２について、上述した発色試薬とは異なる別の発色試薬を使用した場合について説明する。上述の測定試薬２２は、グルコースデヒドロゲナーゼ（ＧＤＨ）とテトラゾリウム塩（ＷＳＴ−４）及び電子メディエーターとの混合試薬であるが、ここでは、テトラゾリウム塩（ＷＳＴ−４）に代わって、[化１]で示されるテトラゾリウム塩Ａを含む。式中 Ｘ＝Ｎａである。
Figure 2018173609
図１７は、グルコース濃度が３００ｍｇ／ｄＬのグルコース水を検体として用いた場合の、上述の測定試薬２２に含まれる発色試薬であるＷＳＴ−４の呈色成分の吸光度スペクトル（図１７では「呈色成分１」と表記）と、ここで説明する測定試薬２２に含まれる発色試薬であるテトラゾリウム塩Ａの呈色成分の吸光度スペクトル（図１７では「呈色成分２」と表記）と、を示す図である。
図１７に示すように、テトラゾリウム塩Ａの呈色成分の吸光度スペクトルは、ＷＳＴ-４の呈色成分の吸光度スペクトルと比較して、より大きく、かつ、より明瞭な吸収ピークを有する。そのため、テトラゾリウム塩Ａを含む測定試薬２２の吸収ピークを利用すれば、ＷＳＴ−４を含む測定試薬２２の吸収ピークを利用する場合よりも、呈色成分の吸光度を表すシグナルを検出し易く、被測定成分の測定誤差を低減することができる。また、テトラゾリウム塩Ａのピーク波長は、６５０ｎｍ付近であるため、上述した例と同様、測定波長である第１所定波長λ１として６５０ｎｍを利用することができる。但し、図１７に示すように、テトラゾリウム塩Ａのピーク波長域は、ＷＳＴ-４のピーク波長域よりも長波長側にずれている。そのため、上述の例で用いた第３所定波長λ３と同じ波長を利用すると、テトラゾリウム塩Ａの光吸収による影響を大きく受けるため、被測定成分の測定誤差が生じ易くなる。
そこで、発色試薬としてテトラゾリウム塩Ａを含む測定試薬２２を用いる場合は、第３所定波長λ３として、発色試薬の光吸収の影響を受けにくい波長範囲に属する波長を利用する。具体的に、テトラゾリウム塩Ａを含む測定試薬２２を用いる場合の第３所定波長λ３は、長波長域Ｗ１であって、第３所定波長λ３における全吸光度に含まれる呈色成分の吸光度が、測定波長における全吸光度に含まれる呈色成分の吸光度の１０％以下、好ましくは６％以下、より好ましくは３％以下、さらに好ましくは実質的に０％となる波長とする。そのため、本例では、測定波長である第１所定波長λ１を６５０ｎｍとした場合、７９０ｎｍ以上の波長を利用することが好ましく、８１０ｎｍ以上の波長を利用することがより好ましく、８３０ｎｍ以上の波長を利用することが更に好ましく、９２０ｎｍ以上の波長を利用することが特に好ましい。
但し、実際に用いるＬＥＤ素子などの汎用的な光源の特性を考慮すると、９５０ｎｍ以下の波長であることが好ましく、９４０ｎｍ以下であることがより好ましい。
第１所定波長λ１、第２所定波長λ２、第４所定波長λ４及び第５所定波長λ５については、上述の例で示した波長範囲と同様の波長範囲を利用することができる。そして、第１所定波長λ１〜第５所定波長λ５を用いて、上述の例と同様の成分測定方法を実行すれば、血液中の血球成分等による光学的特性と、赤血球中の還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンとの比率に応じた補正を行うことができるため、精度の高い測定結果を得ることができる。
ここで、テトラゾリウム塩Ａを含む測定試薬２２を用いることを想定した上で、上述した第２所定波長λ２〜第５所定波長λ５の選定基準に基づき、第２所定波長λ２として８１０ｎｍ、第３所定波長λ３として９００ｎｍ、第４所定波長λ４として５４５ｎｍ、第５所定波長λ５として５６０ｎｍを用いて、上述の例で示した[数１]の式を用いて回帰分析を実行した。回帰分析の手法は、上述の例で示した手法と同様である。
図１８は、この回帰計算において、測定波長におけるノイズ吸光度における、長波長域Ｗ１の実測値による影響度（図１８では「Ｗ１」と表記）と、短波長域Ｗ２の実測値による影響度（図１８では「Ｗ２」と表記）と、を示すグラフである。ここで言う「影響度」とは、上記同様、データの占有率を意味している。図１８に示すように、上述の回帰計算により得られた実測データの結果を考察すると、上述の例と同様の結果が得られていることがわかる。具体的に、測定波長におけるノイズ吸光度を第２実測値Ｄ２〜第５実測値Ｄ５を用いて推定する際に、長波長域Ｗ１の第２所定波長λ２及び第３所定波長λ３での第２実測値Ｄ２及び第３実測値Ｄ３は、ヘマトクリット値が１０％から７０％へと大きくなるにつれて、９０％から８８％へと影響度が減少する（図１８の「Ｗ１」参照）。その一方で、短波長域Ｗ２の第４所定波長λ４及び第５所定波長λ５での第４実測値Ｄ４及び第５実測値Ｄ５は、ヘマトクリット値が１０％から７０％へと大きくなるにつれて、１０％から１２％へと影響度が増加する（図１８の「Ｗ２」参照）。このように、ヘマトクリット値に応じて使用する長波長域Ｗ１と短波長域Ｗ２の影響度が変化することにより、測定波長におけるノイズ吸光度をより正確に推定することができ、結果として測定波長における呈色成分の吸光度をより正確に推定することができる。第２実測値Ｄ２〜第５実測値Ｄ５に呈色成分の吸収が含まれる場合は、第２実測値Ｄ２〜第５実測値Ｄ５に補正計算を行い、ノイズ吸光度であるＢ（λ）を算出する必要がある。
次に、テトラゾリウム塩Ａを含む発色試薬を用いた上で、血液中の血球成分等による光学的特性と、赤血球中の還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンとの比率と、に基づいて推定した、測定波長における呈色成分の吸光度の推定精度についての検証実験の結果を説明する。検体（ｎ＝７６６）は、各血液をヘマトクリット値が１０％、２０％、３０％、４０％、５０％、６０％、７０％に調製したものを用いた。
図１９（ａ）は、上述した第２所定波長λ２として８１０ｎｍ、第３所定波長λ３として９００ｎｍ、第４所定波長λ４として５４５ｎｍ、第５所定波長λ５として５６０ｎｍ、測定波長である第１所定波長λ１として６５０ｎｍを用いた場合に、成分測定装置１の上記成分測定方法により算出される測定波長でのノイズ吸光度の算出値と、同測定波長におけるノイズ吸光度の真値と、の誤差を示すグラフである。本例では、第３所定波長λ３における全吸光度に含まれる呈色成分の吸光度は、測定波長における全吸光度に含まれる吸光度の１％に相当する。これに対して図１９（ｂ）は、比較例として、上述した第２所定波長λ２〜第５所定波長λ５のうち８１０ｎｍ及び９００ｎｍの２つのみを用いて同様の手法により算出された、測定波長（６５０ｎｍ）におけるノイズ吸光度の算出値と、同測定波長におけるノイズ吸光度の真値と、の誤差を示すグラフである。
図１９（ａ）に示す誤差は、標準誤差の２倍が０．００８５であるのに対して、図１９（ｂ）に示す誤差は、標準誤差の２倍が０．０１４０であり（不図示）、図１９（ａ）に示す誤差が、図１９（ｂ）に示す誤差よりも小さいことがわかる。つまり、発色試薬の種類にかかわらず、成分測定装置１により実行される成分測定方法によれば、長波長域Ｗ１の２つの波長（本検証実験では８１０ｎｍ及び９００ｎｍ）のみから推定した測定波長における呈色成分の吸光度よりも、高い精度で吸光度を推定することができる。本例においては、ヘマトクリット４０％とした際に、吸光度誤差０．００２は血糖値で１［ｍｇ/ｄＬ］の誤差に相当する。この成分測定方法を用いた成分測定装置１は、ヘマトクリット１０％〜７０％の幅広いヘマトクリット値の血液に対して、血糖値測定誤差を低減させることが可能となる。
上述したように、本例で用いる第３所定波長λ３は９００ｎｍであり、上述した例で用いた第３所定波長λ３である７５０ｎｍよりも長波長側の波長域に属する。そのため、テトラゾリウム塩Ａを含む測定試薬２２を用いる場合の第３所定波長λ３の値は、ＷＳＴ−４を含む測定試薬２２を用いる場合の第３所定波長λ３の値と比較して、測定波長である６５０ｎｍからは離れることになる。そのため、この観点では、測定誤差が生じ易い条件となる。しかしながら、図１７に示すように、テトラゾリウム塩Ａは、ＷＳＴ−４よりも吸収ピークが大きいため、呈色成分の吸光度を表すシグナルをより検出し易い。このシグナルの強さにより、第３所定波長λ３が測定波長から離れることによる測定誤差の増加を抑制することができる。その結果、測定波長から離れた第３所定波長λ３を利用しても、被測定成分の測定誤差を小さくすることができる。
本開示に係る成分測定装置及び成分測定装置セットは、上述した実施形態の具体的な記載に限られず、特許請求の範囲の記載した発明の主旨を逸脱しない範囲で種々の変更が可能である。上述の実施形態では、被測定成分としてのグルコースの測定として、グルコース濃度を測定しているが、濃度に限らず、別の物理量を測定してもよい。また、上述の実施形態では、血液中の被測定成分として、血漿成分中のグルコースを例示しているが、これに限られず、例えば血液中のコレステロール、糖類、ケトン体、尿酸、ホルモン、核酸、抗体、抗原等を被測定成分とすることも可能である。したがって、成分測定装置は、血糖値測定装置に限られない。更に、上述の実施形態では、成分測定チップ２を透過する透過光を受光する受光部７２としているが、成分測定チップ２から反射する反射光を受光する受光部としてもよい。上述の実施形態では、血液を分離する工程を持たず、全血中の血糖値を測定しているが、血液を濾過し、血球成分もしくは塵埃等を一部除去した後の血液を測定対象としてもよく、血球を溶解させる薬剤を用いて、チップ２内で溶血させた後の血液を測定対象としてもよい。血液を分離する工程においては、血液を濾過せず、全血として、測定試薬２２と反応させる測定用エリアと補正を行う補正エリアに分け、各々計算してもよい。
本開示は、成分測定装置及び成分測定装置セットに関する。
１：成分測定装置
２：成分測定チップ
１０：ハウジング
１０ａ：本体部
１０ｂ：チップ装着部
１１：表示部
１２：取り外しレバー
１３：電源ボタン
１４：操作ボタン
２１：ベース部材
２２：測定試薬（試薬）
２３：流路
２３ａ：空隙
２４：供給部
２５：カバー部材
２６：イジェクトピン
６０：演算部
６２：メモリ
６３：電源回路
６４：測定光学系
６６：発光部
６７：第１光源
６８ａ：第２光源
６８ｂ：第３光源
６８ｃ：第４光源
６８ｄ：第５光源
６９ａ：第１絞り部
６９ｂ：第２絞り部
７０：発光制御回路
７２：受光部
７４：受光制御回路
７６：測定指示部
７７：濃度測定部
７８：吸光度取得部
８０：ホルダ部材
８４：吸光度補正部
８５：実測値データ
８６：補正係数データ
９０：検量線データ
１００：成分測定装置セット
Ｄ１：第１実測値
Ｄ２：第２実測値
Ｄ３：第３実測値
Ｄ４：第４実測値
Ｄ５：第５実測値
Ｓ：チップ装着空間
ＳＬ１〜ＳＬ５：光源の照射位置
Ｔ１：光源と第１絞り部との間の距離
Ｔ２：光源と受光部との間の距離
Ｔ３：混合物と第１絞り部との間の距離
Ｔ４：光源と第２絞り部との間の距離
Ｗ１：長波長域
Ｗ２：短波長域
Ｗ３：半値全幅域に対応する波長範囲
Ｘ：混合物
λ１：第１所定波長
λ２：第２所定波長
λ３：第３所定波長
λ４：第４所定波長
λ５：第５所定波長

Claims (11)

  1. 血液中の被測定成分と試薬との呈色反応により生成した呈色成分を含む混合物の光学的特性に基づいて前記血液中の被測定成分を測定する成分測定装置であって、
    前記混合物へ照射される第１所定波長の照射光を発する第１光源と、
    前記混合物へ照射され、前記第１光源の照射光によって測定される前記混合物の吸光度の実測値に含まれる前記呈色成分以外のノイズ量の推定に利用される第２所定波長の照射光を発する第２光源と、を備え、
    前記第１光源及び前記第２光源は、前記血液の流路における前記混合物の位置での前記血液の流れ方向と直交する流路幅方向に沿って並んで配置されている成分測定装置。
  2. 前記第１光源からの照射光の前記混合物における第１照射位置と、前記第２光源からの照射光の前記混合物における第２照射位置とは、前記流路幅方向において少なくとも一部が重なっている、請求項１に記載の成分測定装置。
  3. 前記混合物へ照射され、前記ノイズ量の推定に利用される第３所定波長の照射光を発する第３光源を更に備え、
    前記第１光源、前記第２光源、及び、前記第３光源は、前記第１光源を中央として前記流路幅方向に沿って並んで配置されている、請求項１又は２に記載の成分測定装置。
  4. 前記第１照射位置と、前記第３光源からの照射光の前記混合物における第３照射位置とは、前記流路幅方向において少なくとも一部が重なっている、請求項３に記載の成分測定装置。
  5. 前記第２照射位置及び前記第３照射位置は、前記流路幅方向において少なくとも一部が重なっている、請求項３又は４に記載の成分測定装置。
  6. 前記混合物へ照射され、前記ノイズ量の推定に利用される第４所定波長の照射光を発する第４光源を備え、
    前記第１光源及び前記第４光源は、前記流れ方向に沿って並んで配置されている、請求項３乃至５のいずれか１つに記載の成分測定装置。
  7. 前記混合物へ照射され、前記ノイズ量の推定に利用される第５所定波長の照射光を発する第５光源と、を備え、
    前記第１光源、前記第４光源、及び、前記第５光源は、前記第１光源を中央として前記流れ方向に沿って並んで配置されている、請求項６に記載の成分測定装置。
  8. 前記第１光源及び前記第２光源と、前記流路に位置する前記混合物を挟んで対向し、前記第１光源及び前記第２光源からの照射光のうち前記混合物を透過した透過光を受光する受光部と、
    前記混合物と前記受光部との間に位置し、前記混合物を透過した透過光のうち前記受光部に到達する光量を調整する絞り部と、を更に備える、請求項１乃至７のいずれか１つに記載の成分測定装置。
  9. 前記絞り部を第１絞り部とした場合に、
    前記第１光源及び前記第２光源と前記混合物との間に位置し、前記第１光源及び前記第２光源から前記混合物に到達する光量を調整する第２絞り部を更に備える、請求項８に記載の成分測定装置。
  10. 前記流路を区画する成分測定チップを着脱可能であり、
    前記第１光源及び前記第２光源は、前記成分測定チップが装着されている状態において、前記流路幅方向に沿って並んで配置されている、請求項１乃至９のいずれか１つに記載の成分測定装置。
  11. 血液が流れる流路を区画し、前記流路に前記血液中の被測定成分と呈色反応して呈色成分を生成する発色試薬を含む試薬が配置されている成分測定チップと、
    前記成分測定チップが装着され、前記流路において呈色反応により生成された前記呈色成分を含む混合物の光学的特性に基づいて前記血液中の前記被測定成分を測定する成分測定装置と、を備え、
    前記成分測定装置は、
    装着されている状態の前記成分測定チップの前記流路における前記混合物へ照射される第１所定波長の照射光を発する第１光源と、
    装着されている状態の前記成分測定チップの前記流路における前記混合物へ照射され、前記第１光源の照射光によって測定される前記混合物の吸光度の実測値に含まれる前記呈色成分以外のノイズ量の推定に利用される第２所定波長の照射光を発する第２光源と、を備え、
    前記第１光源及び前記第２光源は、装着されている状態の前記成分測定チップの前記流路における前記混合物の位置での前記血液の流れ方向と直交する流路幅方向に沿って並んで配置されている成分測定装置セット。
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