TW201315991A

TW201315991A - 血液成分分析裝置

Info

Publication number: TW201315991A
Application number: TW101135726A
Authority: TW
Inventors: Tomohiro Ikeda
Original assignee: Terumo Corp
Priority date: 2011-09-30
Filing date: 2012-09-28
Publication date: 2013-04-16
Also published as: JP2014238263A; WO2013047565A1

Abstract

本發明係提供一種即便受光元件的受光量因環境光的影響而突發性地大幅度變動時，亦能夠正確地測定血糖之血液成分分析裝置。發光手段係朝向黏附有血液之試片發出脈衝光。受光手段係接受脈衝光在試片被反射的反射光而變換成為電信號。濾波手段係藉由將電信號濾波而產生經抑制電信號的交流成分之濾波後的電信號。差動放大手段係將藉由濾波手段之濾波前的電信號與濾波後的電信號進行差動放大而取得輸出信號。第一取樣手段係在第一時序取得脈衝光在熄燈中之輸出信號的信號位準，且在從第一時序經過預定時間後的第二時序取得脈衝光在發光中之輸出信號的信號位準。基線變動位準算出手段係基於在第一時序取得之信號位準而算出輸出信號之基線的變動位準。血液成分量算出手段係基於在第一時序及第二時序取得之輸出信號的信號位準、及基線的變動位準而算出成分的量。

Description

血液成分分析裝置

本發明係有關於一種血液成分分析裝置。

近年來，伴隨著血糖測定裝置等血液成分分析裝置的小型化及輕量化，使用者攜帶於屋外使用血液成分分析裝置之機會増加。但是，光學式的血液成分分析裝置在屋外使用時，有強烈地受到環境光影響之情形。以光學測定血糖之血糖測定裝置作為例子時，在屋外測定血糖時，有因太陽光、照明、汽車的頭燈等環境光的影響而產生測定誤差之情形。就減輕環境光引起測定誤差之技術而言，已知下述的專利文獻1之光學測定裝置。專利文獻1的光學測定裝置係將發光元件在熄燈中時之受光元件的受光量定義為基準値，藉由從發光元件在發光中時的受光量減去上述基準値，來減輕環境光的影響所引起的測定誤差。

<先前技術文獻>
<專利文獻>
[專利文獻1] 日本特開2008-232662號公報

＜發明所欲解決之課題＞
但是，上述專利文獻1之光學測定裝置在使發光元件發光及熄燈之期間受光元件的受光量大幅變動之情況下，上述基準値係有與實際之受光元件的受光量偏離之可能性。如此，在受光元件的受光量大幅變動之情況，如上述專利文獻1的光學測定裝置，僅將發光元件在熄燈中時之受光元件的受光量單純地平均而算出基準値，係難以正確地測定算出血糖。

本發明係為了解決上述的問題而進行。因此，本發明之目的係提供一種即便受光元件的受光量因環境光的影響而突發性地大幅度變動時，亦能夠正確地測定血糖之光學式的血液成分分析裝置。

＜解決課題之手段＞
本發明之上述目的係藉由下述的手段來達成。

本發明之血液成分分析裝置，係基於與在血液所含有的成分反應之試劑的發色程度而分析前述成分之血液成分分析裝置，其具有一發光手段、一受光手段、一濾波手段、一差動放大手段、一第一取樣手段、一基線變動位準算出手段、一血液成分量算出手段。該發光手段係朝向黏附有血液之試片發出脈衝光。該受光手段係接受脈衝光在試片被反射的反射光而變換成為電信號。該濾波手段係藉由將電信號濾波而產生經抑制電信號的交流成分之濾波後的電信號。該差動放大手段係將藉由濾波手段之濾波前的電信號及濾波後的電信號進行差動放大而取得輸出信號。該第一取樣手段係在第一時序取得脈衝光在熄燈中之輸出信號的信號位準，且在從第一時序經過預定時間後的第二時序取得脈衝光在發光中之輸出信號的信號位準。該基線變動位準算出手段係基於在第一時序取得之信號位準而算出輸出信號之基線的變動位準。該血液成分量算出手段係基於在第一時序及第二時序取得之輸出信號的信號位準、及基線的變動位準而算出成分的量。

＜發明之效果＞
依照本發明，使發光元件脈衝狀地連續發光時，按照差動放大電路的輸出信號之基線的變動位準，而修正在熄燈時的差動放大電路之輸出信號的信號位準與在發光時的差動放大電路之輸出信號的信號位準之差異。因此，即便受光元件的受光量因環境光的影響而突發性地大幅度地變動之情況時，亦能夠正確地測定血液成分量。

以下，將參考附圖說明本發明之血液成分分析裝置的實施形態。此外，在圖中相同的構件係使用相同符號。

(實施形態)
第1圖係用以說明在本發明的一實施形態之血液成分分析裝置之概略方塊圖。本實施形態的血液成分分析裝置，係使發光元件在脈衝狀連續發光時，按照差動放大電路的輸出信號之基線的變動位準，而修正在熄燈時的差動放大電路之輸出信號的信號位準與在發光時的差動放大電路之輸出信號的信號位準之差異。此外，以下係針對本實施形態之血液成分分析裝置的主要部進行説明，針對與先前的血液成分分析裝置相同的部分係省略其說明。

在本實施形態，係以基於與在血液所含有的葡萄糖反應之試劑的發色程度而測定血糖値之比色式血糖測定裝置為例進行説明。在比色式血糖測定裝置中，對血液所黏附之試紙(試片)照射光線，且基於接受來自試紙的反射光而與葡萄糖反應之試劑的發色程度而分析在血液所含有的葡萄糖量。試紙係含有與血液中的葡萄糖反應而發色之試劑，葡萄糖濃度越濃，試紙的發色越濃。利用該發色濃度的差異引起受光量變化而測定血糖値。

如第1圖所示，本實施形態的血液成分分析裝置(比色式血糖測定裝置)100係具有安裝部110、發光元件120、發光驅動部130、受光元件140、受光處理部150、操作部160、顯示部170、演算控制部180。以下，依序說明在第1圖所示之各構成要素。

在本實施形態之血液成分分析裝置100係檢測出在試紙111添附有血液的狀況而開始計時，且基於預定時間經過後的吸光度而算出血糖値。使其黏附血液之前的試紙111，因為係接近白色的顏色，所以吸光度係顯示較小的値。另一方面，黏附血液之後的試紙111，係隨著葡萄糖與試劑進行反應而產生發色且吸光度増大。因此，就算出血糖値時之吸光度而言，以採用葡萄糖與試劑的反應為接近完成的狀態且吸光度的増加率為在預定値以內時之吸光度為佳。此外，試紙111係被保持在適當的保持器上且可裝卸地被安裝在安裝部110。安裝部110係設置在血液成分分析裝置100的殼體(圖中未示)。藉此，決定試紙111、發光元件120及受光元件140的位置關係。

就發光手段而言，發光元件120係朝向試紙111以預定的間隔發出脈衝光之元件。發光元件120係以其發光面朝向試紙111的方式被配置在血液成分分析裝置100殼體內部。來自發光元件120之照射光係藉由圖中未示的透鏡被聚光成為點狀而照射試紙111。發光元件120係例如在500~720nm左右的波長範圍內進行發光之發光二極體(LED)。

在本實施形態，發光元件120係具有紅色發光二極體及綠色發光二極體。紅色發光二極體係發出紅色光以測定葡萄糖與發色試劑反應而生成的色素所呈現的顯色濃度。此外，綠色發光二極體係發出綠色光而基於血液中的血紅素測定血球容積(haematocrit)値。此外，紅色發光二極體及綠色發光二極體可以作為各別獨立的元件而互相接近而配置，亦可以單一元件的方式而一體地被構成。

發光驅動部130係對發光元件120供給驅動信號之驅動電路。更具體地，發光驅動部130係基於演算控制部180的指示而對發光元件120供給具有預定的脈衝寬度、強度及周期之脈衝信號。發光元件120係重複按照所供給的脈衝信號而只有在該脈衝寬度的期間內發光且熄燈至下一個脈衝信號開始為止。脈衝寬度係大致為10~1000μs的範圍內，以120μs左右為佳。此外，周期係1ms~10ms左右，針對紅色光及綠色光各別係以2ms左右為佳。此外，使紅色光及綠色光交替地發光為佳。脈衝寬度、強度、及周期係能夠按照其他構成要素的設計條件而適當地變更。

就受光手段而言，受光元件140係接受脈衝光在試紙111被反射的反射光而變換成為電流信號(光電流)之元件。受光元件140係以其受光面朝向試紙111的方式被配置在血液成分分析裝置100的殼體內。受光元件140係例如光二極體。

在屋外使血液成分分析裝置100動作時，受光元件140係除了脈衝光在試紙111被反射的反射光線以外，主要是太陽光、照明、汽車頭燈等的環境光亦有入射的可能性。因為通常太陽光、照明等的環境光係在時間上變動小之穩定的光線，為100Hz以下的低頻環境光。特別是太陽光係時間上變動小的光線，其受光量的頻率係大致0Hz。因此，受光元件140係生成反射光線的信號成分被環境光的直流成分偏流之電流信號。

但是，在屋外使血液成分分析裝置100動作時，依照使用環境而有入射血液成分分析裝置100之光量大幅度地變動之情形。例如，由於在測定中使血液成分分析裝置100移動，致使安裝部110一刹那朝向太陽光或照明等的光源時，受光元件140接受的光量係大幅度地變動。此外，汽車頭燈等的環境光，因為其光源會移動，所以受光元件140接受的光量有可能在短時間內大幅度地變動。

受光處理部150係將在受光元件140被變換之電信號進行信號處理之電路。更具體地，受光處理部150係使在受光元件140被變換之電信號通過低通濾波器而生成經抑制交流成分之信號。在此，經抑制交流成分之信號，係將環境光引起之電壓上升分量抽出。其次，以從電信號減去該電壓上升分量的方式進行差動放大而得到輸出信號。該輸出信號係在預定時序被取樣之後，變換成為數位信號而被傳達至演算控制部180，針對受光處理部150的詳細內容將於後再述。

操作部160係將來自操作者的指示傳達至演算控制部180。操作部160係具有例如按鈕開關，且被安裝在血液成分分析裝置100的殼體。操作者係透過操作部160而進行血液成分分析裝置100的起動/停止、測定結果的顯示等之指示。

顯示部170係顯示在演算控制部180所算出的血糖値。顯示部170係具有例如液晶顯示面板，且被安裝在血液成分分析裝置100的殼體。

演算控制部180係實行血液成分分析裝置100的整體控制及血糖値的算出。更具體地，演算控制部180係具備例如CPU、記憶體、包含通信電路等之周邊電路，且與發光驅動部130、受光處理部150、操作部160、及顯示部170電連接。演算控制部180係透過操作部160進行輸入且按照來自操作者的指示而將血液成分分析裝置100起動，而且依照預定程序而實行血糖値的測定處理。

就血液成分算出手段而言，演算控制部180係利用被儲存在記憶體的信號位準數據，而算出血液被黏附在試紙111的前後之試紙111的吸光度，同時於檢測出在試紙111黏附有血液的狀況而開始計時，並且從預定時間經過後(例如9秒後)之前的期間(例如1秒間)的吸光度數據，利用吸光度與葡萄糖濃度的對應關係而算出血糖値。吸光度與葡萄糖濃度的對應關係以對照表(look up table)的方式預先被記憶在ROM等的不揮發性記憶體，或從吸光度與葡萄糖濃度的關係式算出。

血液成分分析裝置100的起動程序及測定處理程序，係以程式的方式被預先記憶在ROM等不揮發性記憶體，而CPU係逐次地實行程式。演算控制部180係指示將血液成分分析裝置100起動之後，對發光驅動部130輸出預定脈衝信號，同時指示將在受光處理部150被處理的信號作為信號位準數據而儲存在RAM等揮發性記憶體。針對演算控制部180使用在受光處理部150被處理的信號而算出血糖値之程序的詳細內容將於後再述。

其次，針對第1圖所表示之受光處理部150，參照第2圖而更詳細地説明。第2圖係說明在第1圖所示之受光處理部150的構成之概略方塊圖。

如第2圖所示，在本實施形態之血液成分分析裝置100的受光處理部150，係具有I/V變換電路(電流電壓變換電路)151、低通濾波器電路152、差動放大電路153、第一取樣電路154、第一A/D轉換器155、第二取樣電路156、及第二A/D轉換器157。以下，將依序說明在第2圖所顯示之受光處理部150的構成要素。

I/V變換電路151係按照受光元件140的受光量而將所生成的電流信號(光電流)變換成為電壓信號。該電壓信號係藉由低通濾波器電路152及差動放大電路153而處理之電信號。I/V變換電路151的輸入端係被連接至受光元件140的輸出端，且I/V變換電路151的輸出端係被連接至差動放大電路153的第一輸入端及低通濾波器電路152的輸入端。此外，當受光元件140不是輸出按照受光量的光電流而是輸出按照受光量的光電壓之電壓輸出型的元件時，係省略I/V變換電路151。

低通濾波器電路152係藉由將上述的電信號(I/V變換電路151的輸出信號)濾波而生成經抑制該電信號的交流成分之濾波後的電信號之濾波手段。低通濾波器電路152的輸入端係被連接至I/V變換電路151的輸出端，且低通濾波器電路152的輸出端係被連接至差動放大電路153的第二輸入端。

在此，濾波後的電信號係對應直流或是低頻率的環境光引起的電壓上升分量。亦即，低通濾波器電路152係將環境光引起的電壓上升分量抽出。低通濾波器電路152所遮斷之頻率區域係藉由低通濾波器的高頻遮斷頻率而決定。比高頻遮斷頻率高的信號成分係藉由低通濾波器電路152而大幅度地被抑制，比高頻遮斷頻率低的低頻成分，較佳是直流成分係從低通濾波器電路152被輸出。低通濾波器電路152的高頻遮斷頻率係能夠按照其他的構成要素之設計條件而在數Hz~1kHz之間設定，較佳是300Hz以下，更佳是設定在100Hz以下。

差動放大電路153係將藉由低通濾波器電路152之濾波前的電信號與藉由同電路152濾波後的電信號進行差動放大而得到輸出信號之差動放大手段。亦即，藉由從電信號減去直流或是低頻率的環境光引起的電壓上升分量之方式進行差動放大，來消除在I/V變換電路151的輸出信號所含有之直流或是低頻率信號。差動放大電路153的第一輸入端係被連接至I/V變換電路151的輸出端，而第二輸入端係被連接至低通濾波器電路152的輸出端。差動放大電路153係將在第一與第二輸入端之電壓差異以預定放大率放大而成的輸出電壓輸出。

第一取樣電路154係在預定時序將差動放大電路153的輸出信號取樣。第一取樣電路154的輸入端係被連接至差動放大電路153的輸出端，而第一取樣電路154的輸出端係被連接至第一A/D轉換器155的輸入端。

第一取樣電路154之取樣時序，係與使發光元件120發光之時序相關聯而決定。演算控制部180係在發光元件120發出脈衝光之前(熄燈中)的第一時序、及將脈衝光熄燈之前(發光中)的第二時序，將上述的輸出信號取樣。第二時序係設定為從第一時序經過預定時間經過後。此外，第一時序及第二時序係以與脈衝光的周期相同周期被重複。所取得的類比之試樣値係透過第一A/D轉換器155而被變換成為數位的信號位準，且被傳達至演算控制部180作為信號位準數據。

第二取樣電路156係在預定時序將I/V變換電路151的輸出信號進行取樣。第二取樣電路156的輸入端係被連接至I/V變換電路151的輸出端，而第二取樣電路156的輸出端係被連接至第二A/D轉換器157的輸入端。

第二取樣電路156之取樣時序，係與使發光元件120發光之時序相關聯而決定。演算控制部180係在發光元件120將脈衝光熄燈之前(發光中)的第二時序將I/V變換電路151的輸出信號進行取樣。所取得之類比的試樣値係透過第二A/D轉換器157而被變換成為信號位準，且被傳達至演算控制部180作為信號位準數據。此外，取樣時序亦可以與第二時序不同，亦可以在發光元件120發出脈衝光中的第三時序將上述輸出信號進行取樣。

其次，參照第3圖及第4圖而針對本實施形態之血液成分分析裝置100算出血液成分量之方法進行説明。第3圖係用以說明在第2圖所示之I/V變換電路151的輸出信號及差動放大電路153的輸出信號之取樣之波形圖，第4圖係用以說明在本發明的一實施形態之血液成分分析裝置100算出血液成分量之方法之流程圖。在第3圖，横軸係時間，縱軸係發光元件的發光強度或輸出電壓。此外，在第3圖，為了方便説明，係將發光元件的發光與I/V變換電路的輸出信號及差動放大電路的輸出信號互相重疊而顯示。

如第3圖所示，在本實施形態之血液成分分析裝置100，係以紅色及綠色交替地重複而使發光元件120發光，且在預定時序將按照發光而生成之I/V變換電路151的輸出信號A及差動放大電路153的輸出信號B取樣。因為對紅色發光之取樣及對綠色發光之取樣係在相同的過程實施，以下係以對紅色發光取樣為主進行說明，對綠色發光之取樣除了與紅色發光不同的部分以外係省略其説明。

此外，在本實施形態，係於每一次的血糖値算出處理實施N次的取樣。以下，為說明之便，係從第一次~第(n-1)次的取樣結束後，實施第n次的取樣時開始說明。

如第4圖所示，首先，將差動放大電路153的輸出信號B進行取樣(步驟S101)。如第3圖所示，第一取樣電路154係接受演算控制部180的指示而在發光元件120為熄燈中的第一時序T1_n將差動放大電路153的輸出信號B進行取樣。所取得的試樣値B1_n係透過第一A/D轉換器155而被變換成為數位的信號位準(以下，稱為信號位準B1_n)且被儲存在演算控制部180的RAM。此外，針對差動放大電路153的輸出信號B大於動力範圍(dynamic range)的範圍之部分，差動放大電路153的輸出信號B為電源電壓或是接地(0V)。因此，針對大於動力範圍的範圍之部分，係無法得到正確的試樣値。

其次，使發光元件120發光(步驟S102)。演算控制部180係控制發光驅動部130而使發光元件120發出紅色光。

其次，將差動放大電路153的輸出信號B進行取樣(步驟S103)。第一取樣電路154係接受演算控制部180的指示而在發光元件120發光中的第二時序T2_n將差動放大電路153的輸出信號B進行取樣。所取得的試樣値B2_n係透過第一A/D轉換器155而被變換成為數位的信號位準(以下，稱為信號位準B2_n)而被儲存在演算控制部180的RAM。

其次，將I/V變換電路151的輸出信號A進行取樣(步驟S104)。第二取樣電路156係接受演算控制部180的指示而在發光元件120發光中的第二時序T2_n將I/V變換電路151的輸出信號A進行取樣。所取得的試樣値A2_n係透過第二A/D轉換器157而被變換成為數位的信號位準(以下，稱為信號位準A2_n)且被儲存在演算控制部180的RAM。此外，在本實施形態，I/V變換電路151之輸出信號A的取樣係只有在紅色發光時實施。

其次，將發光元件120熄燈(步驟S105)。演算控制部180係控制發光驅動部130而將發光元件120熄燈。

其次，將信號位準與預定臨限值(threshold value)進行比較(步驟S106)。演算控制部180係針對被儲存在RAM之信號位準A2_n、B1_n、及B2_n，與各自預定的臨限值進行比較，且信號位準的大小在預定臨限值的範圍時，登記作為血液成分算出用的信號位準數據。另一方面，信號位準的大小不是在預定臨限值的範圍時，不登記作為血液成分算出用的信號位準數據。被登記的信號位準數據，係在後面的階段被使用於血糖値的算出。另一方面，不被登記的信號位準數據係不使用於血糖値的算出。

更具體地，對I/V變換電路151的輸出信號A，係設定第二上限値作為預定臨限值。另一方面，對差動放大電路153的輸出信號B，係設定第一上限値及第一下限値作為預定臨限值。演算控制部180係只有在信號位準A2_n為第二上限値以下且信號位準B1_n及B2_n為在第一上限値與第一下限値之間的範圍時，將信號位準B1_n及B2_n登記作為血糖値算出用的信號位準。因此，當信號位準B1_n及B2_n之中的至少一者係不在第一上限値與第一下限値之間的範圍時，將不登記信號位準B1_n及B2n，能夠防止對血糖値的算出造成影響。

第二上限値係能夠設定為從I/V變換電路151之動力範圍的最大値往內側(下側)具有預定餘裕度(參照第5圖(A))。此外，第一上限値及第一下限値係能夠設定為從差動放大電路153之動力範圍的最大値及最小値往各自內側具有預定餘裕度(參照第5圖(B))。

而且，在本實施形態，信號位準B1_n及B2_n之中的至少一者係不在第一上限値與第一下限値之間的範圍時，不僅是信號位準B1_n及B2_n，信號位準B1_n-1及B2_n-1亦不使用於血糖値算出。在此，信號位準B1_n-1及B2_n-1係相對於B1_n及B2_n的前一個取樣信號的位準。當信號位準B1_n及B2_n之中的至少一者係不在第一上限値與第一下限値之間的範圍時，信號位準B1_n-1及B2_n-1也受到環境光影響的之可能性高。因此，藉由信號位準B1_n-1及B2_n-1亦不使用，能夠防止信號位準B1_n-1及B2_n-1對血糖値的算出造成影響。

此外，信號位準B1_n及B2_n之中的至少一者係不在第一上限値與第一下限値之間的範圍時，使用信號位準B1_n-1及B2_n-1算出血糖値之情況，相對於血糖値的真値，有產生1%以上偏離之可能性。另一方面，不使用信號位準B1_n-1及B2_n-1而算出血糖値時，相對於血糖値的真値，能夠將偏離抑制在0.6%以下。

其次，算出差動放大電路153之輸出信號B的相對値(步驟S107)。差動放大電路153之輸出信號B的相對値係在第二時序T2_n的差動放大電路153之輸出信號B的信號位準B2_n、與在第一時序T1_n的差動放大電路153之輸出信號B的信號位準B1_n之差異。演算控制部180係算出被登記作為血液成分算出用的信號位準之信號位準B1_n及B2_n的差異、亦即差動放大電路153之輸出信號B_n的相對値(以下，稱為「相對値」)。

其次，將相對値進行修正(步驟S108)。將發光元件120在熄燈中的差動放大電路153之輸出信號B的信號位準相連接之線(以下，稱為「基線」)，在受到照射血液成分分析裝置100之環境光的影響時，能夠上升或下降。例如，第3圖之第(n-1)次的取樣係不受到環境光的影響，基線係相對於時間的經過為一定地推移。另一方面，第n次的取樣係受到環境光的影響，基線係隨著時間的經過而上升。就基線變動位準算出手段而言，演算控制部180係基於在第(n-1)次的及第n次的取樣之第一時序T1_n所取得的差動放大電路153之輸出信號B的信號位準，而算出差動放大電路153之輸出信號B的基線的變動位準。

當血液成分分析裝置100不受到環境光的影響時，因為基線不會變動，能夠將相對値直接使用而算出血糖値。但是，血液成分分析裝置100係受到環境光的影響時，因為基線會變動，所算出的相對値有含有誤差之可能性。因此，無法將相對値直接使用於血糖値算出。

因此，在本實施形態之血液成分分析裝置100，係藉由按照基線的變動位準而修正相對値，使基線變動對相對値的影響低減之後而算出血糖値。針對修正相對値之具體的方法於後再述。

其次，判定用以測定血糖値之取樣次數是否達到規定數N(步驟S109)。在本實施形態，係每一次的血糖値算出處理，實施N次(例如128次)的取樣。規定數N係沒有特別的限定，考慮測定値的信頼性時，以設定為N=50以上為佳。在本實施形態，N係適合使用100~150。取得試樣數未達到規定數N時(步驟S109：NO)，移轉至步驟S101的處理而實施其次的第(n+1)次的取樣處理。

另一方面，在取樣次數達到規定數N之情況(步驟S109：YES)，判定血糖値算出用信號位準的數據數是否達到規定數NJ以上(步驟S110)。血糖値算出用信號位準的數據數係被登記作為血糖値算出用信號位準之信號位準的數據數。規定數NJ係只要滿足NJ≦N，沒有特別的限定。為了確保血糖値算出的精確度，例如當N=100時，以設定NJ=20~30為佳。在血糖値算出用信號位準數據數不是規定數NJ以上的情況(步驟S110：NO)，判斷環境光之光量的變動顯著，將不實施血糖値算出處理而將處理結束。此時，演算控制部180亦能夠按照需要指示顯示部170輸出測定錯誤之警告。

另一方面，在血糖値算出用信號位準數據數為規定數NJ以上之情況(步驟S110：YES)，算出血糖値(步驟S111)。演算控制部180係將實施修正處理後之相對値(以下，稱為「修正後的相對値」)使用血液成分算出用的信號位準的數據數進行平均化處理，並基於其平均値而算出血糖値。

以下，參照第5圖~第7圖而說明修正相對値之方法。第5圖(A)係例示在第2圖所示之I/V變換電路的輸出信號之波形圖，第5圖(B)係例示在第2圖所示之差動放大電路的輸出信號之波形圖。在第5圖(A)及第5圖(B)中，横軸係時間，縱軸係I/V變換電路的輸出電壓或差動放大電路的輸出電壓。

如第5圖(A)所示，係以在時間Ts，環境光對血液成分分析裝置100的照射開始急遽増加，達到某光量之後至時間Te為止係繼續照射大致一定的環境光，在時間Te，環境光的照射係急速地減少之情況為例。對血液成分分析裝置100照射如此的環境光時，在至時間Ts為止的期間，因為環境光尚未入射血液成分分析裝置100，I/V變換電路151之輸出信號A的變動係較小。但是，超過時間Ts時，因為環境光入射，所以I/V變換電路151的輸出信號A係急遽増大。I/V變換電路151的輸出信號A係在環境光入射的期間係維持在較大的信號位準，伴隨著環境光的入射減少，時間Te以後係急遽降低。

如此，在環境光入射血液成分分析裝置100之期間，I/V變換電路151的輸出信號A係由於環境光引起直流電壓或低頻電壓的増加而被提高水準。因此，I/V變換電路151之輸出信號A的信號位準會増大。

此外，如上述，在I/V變換電路151之輸出信號A的信號位準大於第二上限値之信號位準之情況，對應之差動放大電路153之輸出信號B的信號位準係不使用於血糖値算出。

I/V變換電路151的輸出信號A係被傳達至低通濾波器電路152及差動放大電路153。低通濾波器電路152係藉由將I/V變換電路151的輸出信號進行濾波而生成經抑制該輸出信號的交流成分之濾波後的電信號。因此，從低通濾波器電路152係輸出I/V變換電路151之輸出信號A的直流及低頻率成分。

其結果，差動放大電路153係藉由將I/V變換電路151的輸出信號A及上述直流及低頻率成分進行差動放大，而將I/V變換電路151的輸出信號A的信號成分輸出作為輸出信號。藉此，如第5圖(B)所示，因為差動放大電路153的輸出信號B係I/V變換電路151的輸出信號A的直流及低頻率成分大致被消除，所以基線的變動變小。

但是，因為低通濾波器電路152係具有電阻及電容器，所以信號傳達會產生遲延。該遲延係依存於低通濾波器電路152的電路常數、亦即上述電阻的電阻値及電容器的容量値。

因此，在將低通濾波器電路152的輸出信號與I/V變換電路151的輸出信號A的直流及低頻率成分進行差動放大時，會產生時序的偏離。其結果，在環境光的光量係急速地増加及減少之期間、亦即環境光之光量的變化速度係較大的期間(例如，在第5圖(B)的C及D所表示之期間)，I/V變換電路151之輸出信號A的直流及低頻率成分未完全被消除，致使基線的變動殘留。以下，參照第6圖(A)、第6圖(B)及第7圖，針對基線與時間同時増大之情況及減少之情況，具體地說明修正相對値之方法。

此外，如上述，差動放大電路153之輸出信號B的信號位準係不在第一上限値與第一下限値之間的範圍時，該信號位準係不被使用於血糖値的算出。

第6圖(A)係將在第5圖(B)的C所示期間擴大之波形圖，第6圖(B)係將在第5圖(B)的D所示期間擴大之波形圖，此外，第7圖係例示在取樣與其次的取樣之間，基線係大幅度地變動的情況之波形圖。在第6圖(A)、第6圖(B)、及第7圖中，横軸係時間，縱軸係差動放大電路的輸出電壓。

如第6圖(A)所示，在時間T1_n-1將差動放大電路153的輸出信號B進行取樣時，能夠取得試樣値B1_n-1，在時間T2_n-1將輸出信號B取樣時，能夠取得試樣値B2_n-1。此外，在時間T1_n將輸出信號B進行取樣時，能夠取得試樣値B1_n，在時間T2_n將輸出信號B取樣時，能夠取得試樣値B2_n。B1_n>B1_n-1，差動放大電路153之輸出信號B的基線係與時間同時増大。

在第二時序T2_n之輸出信號B的信號位準B2_n、與在第一時序T1_n之輸出信號B的信號位準B1_n之差異、亦即相對値係B2_n-B1_n。但是，由於基線變動的影響，相對値係相較於本來的值B_d具有增大B_x的値。

因為時間T1_n-1與T1_n之間，係例如2ms左右之非常短的期間，假設能夠在該期間將基線以直線近似時，認為B_x係滿足下述數式(1)的比例關係。

[數1]
B_x：(B1_n-B1_n-1)=(T2_n-T1_n)：(T1_n-T1_n-1)･･･(1)

因此，相對値之本來的値B_d係能夠如下述數式(2)進行推定。

[數2]
B_d=B2_n-B1_n-B_x･･･(2)

此外，如第5圖(B)所示，針對基線係與時間同時減少之情況，亦能夠相同地修正相對値。認為B_x係滿足下述數式(3)的比例關係。

[數3]
B_x：(B1_n-1-B1_n)=(T2_n-T1_n)：(T1_n-T1_n-1)･･･(3)

因此，相對値之本來的値B_d係能夠如下述數式(4)進行推定。

[數4]
B_d=B2_n-B1_n+B_x･･･(4)

因此，將基線係與時間同時増大之情況及減少之情況，整理成為一個數式時，相對値之本來的値B_d係能夠如下述數式(5)表示。

[數5]
B_d=B2_n-B1_n-(B1_n-B1_n-1)×(T2_n-T1_n)/(T1_n-T1_n-1)･･･(5)

如以上所述，針對基線係與時間同時増大之情況及減少之情況，能夠將差動放大電路153的相對値進行修正。

第7圖係例示在取樣與其次的取樣之間，基線係大幅度地變動的情況之波形圖。如第7圖所示，在第(n-1)次的取樣與第n次的取樣之間的期間，基線係有急遽變動之情形。此時，在第(n-1)次的取樣與第n次的取樣之間，因為基線的斜度產生變化，致使在差動放大電路153之相對値的修正產生誤差。

但是，即便基線如此在取樣與取樣之間大幅度地變動，本實施形態仍能夠如以下因應。如上述，在信號位準B1_n及B2_n之中的至少一者係不在第一上限値與第一下限値之間的範圍之場合，不僅是信號位準B1_n及B2_n，前一個信號位準B1_n-1及B2_n-1亦不使用於血糖値算出。因此，即便基線係急遽變動之情況，亦能夠防止對血糖値的算出造成影響。

此外，在信號位準B1_n及B2_n係在第一上限値與第一下限値之間的範圍時，因為將修正後的相對値進行平均化處理，能夠將對血糖値算出所造成之影響抑制為較低。

如以上説明之本實施形態之血液成分分析裝置100，可達成下述的效果。

(a)依照本實施形態之血液成分分析裝置100，將發光元件120在熄燈中時的差動放大電路153之輸出信號的信號位準、與發光元件120在發光中時的差動放大電路153之輸出信號的信號位準之差異，按照差動放大電路153的輸出信號之基線的變動位準進行修正。因此，即便受光元件140的受光量係因環境光的影響而突發性地大幅度地變動之情況，亦能夠正確地測定血糖。

(b)只有在I/V變換電路151之輸出信號的信號位準A2_n為第二上限値以下之情況，才將差動放大電路153之輸出信號的信號位準B1_n及B2_n使用於算出血糖値的算出。因此，能夠防止在信號位準A2_n為大於第二上限値時，基於信號位準B1_n及B2_n之血糖値的算出。

(c)只有在信號位準A2_n為第二上限値以下且信號位準B1_n及B2_n係在第一上限値與第一下限値之間的範圍之情況，才將信號位準B1_n及B2_n使用於血糖値的算出。因此，能夠防止在信號位準B1_n或B2_n不在前述範圍時，此等的信號對血糖値的算出造成影響。

(d)在信號位準B1_n及B2_n之中的至少一者不在第一上限値與第一下限値之間的範圍之情況，不僅是信號位準B1_n及B2_n，信號位準B1_n-1及B2_n-1亦不使用於血糖値算出。因此，由於信號位準B1_n-1及B2_n-1亦不使用，能夠防止信號位準B1_n-1及B2_n-1對血糖値的算出造成影響，且能夠提升所算出之血糖値的信頼性。

(e)因為在血糖値算出用信號位準的數據數為預定値以上時，進行算出血糖値，能夠確保對血糖値的算出之信頼度。

如以上所述，在實施形態說明了本發明的血液成分分析裝置。但是本發明係在其技術思想的範圍內，該領域業者能夠適當地追加、變形及省略係自不待言。

例如，本實施形態係說明了基於血液成分算出用的信號位準而算出相對値，且將基線變動對該相對値的影響進行修正，而且，將修正後的相對値以血液成分算出用的信號位準之數據數平均而使用於血糖値算出。但是，亦可以將上述相對値的算出、基線變動的影響之修正的程序更換。例如，針對血液成分算出用的信號位準各別修正基線變動的影響，且基於修正後的信號位準平均之値算出相對値，而將該相對値使用於血糖値算出亦可。

此外，在本實施形態，係說明了將信號位準A2_n、B1_n、及B2_n與預定臨限值進行比較，而基於信號位準A2_n、B1_n、及B2_n是否在預定臨限值的範圍，來判定是否將信號位準B1_n及B2_n使用於血糖値算出。但是，當能夠事先預測信號位準處於預定臨限值的範圍時，亦能夠將信號位準A2_n、B1_n、及B2_n與預定臨限值的比較省略。

此外，本發明能夠適合使用於算出血糖値，也能夠廣泛地利用在定量測定脈衝波的透射光或反射光的受光量而進行血液成分分析之領域，係自不待言。

而且，本申請係基於2011年9月30日提出申請之日本專利申請號碼2011-216185號，將其等的揭示內容以整體的方式併入作為參照。

100．．．血液成分分析裝置

110．．．安裝部

111．．．試紙(試片)

120．．．發光元件(發光手段)

130．．．發光驅動部

140．．．受光元件(受光手段)

150．．．受光處理部

151．．．I/V變換電路

152．．．低通濾波器電路(濾波手段)

153．．．差動放大電路(差動放大手段)

154．．．第一取樣電路(第一取樣手段)

155．．．第一A/D轉換器

156．．．第二取樣電路

157．．．第二A/D轉換器

160．．．操作部

170．．．顯示部

180．．．演算控制部(基線變動位準算出手段、血液成分量算出手段)

S101~S111．．．步驟101~步驟111

T1_n．．．第一時序

T2_n．．．第二時序

T1_n-1、T2_n-1．．．時間

B1_n、B2_n．．．信號位準

B1_n-1、B2_n-1．．．信號位準

A2_n．．．信號位準

A、B．．．輸出信號

Ts、Te．．．時間

A_N、A₁．．．輸出信號

B_N、B₁．．．輸出信號

B_d．．．本來的值

B_x．．．相對值增大程度

第1圖係為本發明的一實施形態之血液成分分析裝置之概略方塊圖。
第2圖係為在第1圖所示之受光處理部的構成之概略方塊圖。
第3圖係為在第2圖所示之I/V變換電路的輸出信號及差動放大電路的輸出信號之取樣之波形圖。
第4圖係為本發明的一實施形態之血液成分分析裝置算出血液成分量之方法之流程圖。
第5圖之第5圖(A)係為第2圖所示之I/V變換電路的輸出信號之波形圖，第5圖(B)係為第2圖所示之差動放大電路的輸出信號之波形圖。
第6圖之第6圖(A)係將在第5圖(B)的C所示期間擴大之波形圖，第6圖(B)係將在第5圖(B)的D所示期間擴大之波形圖。
第7圖係為在取樣與取樣之間，基線大幅度地變動的情況之波形圖。