WO2015137074A1 - 成分測定装置、方法及びプログラム - Google Patents

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absorption
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落合庄司
森内健行
滝浪雅夫
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テルモ株式会社
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    • G01N2333/908—Oxidoreductases (1.) acting on hydrogen peroxide as acceptor (1.11)

Definitions

  • the present invention relates to a component measuring apparatus, method, and program for measuring a component to be measured in the body fluid based on the optical characteristics of the pigment component contained in the body fluid or the body fluid after the color reaction.
  • an absorptiometry is known as a technique for measuring a target component (also referred to as a component to be measured) contained in a body fluid of a subject.
  • a target component also referred to as a component to be measured
  • the other components may cause optical phenomena such as light absorption and light scattering, and as a result, may act as a measurement disturbance factor. Therefore, various methods for removing the influence of the disturbance factor have been proposed in order to maintain the measurement accuracy of the component to be measured.
  • Japanese Patent Application Laid-Open No. 11-241993 proposes a method for obtaining a scattering spectrum in an arbitrary wavelength region by fitting a transmission spectrum obtained by measurement to a functional expression. It is described that the measurement accuracy of the transmission spectrum is improved by subtracting the scattering spectrum for each wavelength.
  • the present invention has been made to solve the above-described problem, and an object of the present invention is to provide a component measuring apparatus, method, and program capable of sufficiently ensuring the measurement accuracy of a component to be measured even with a small number of data. To do.
  • the component measuring apparatus is an apparatus for measuring a component to be measured in the body fluid based on the optical characteristics of the pigment component contained in the body fluid or the body fluid after the color reaction.
  • the absorbance at a specific wavelength belonging to the first wavelength region having a relatively large light absorption rate due to another different component is used as a first measured value, and one or more of the light absorption rate belonging to the second wavelength region having a relatively small light absorption rate
  • An absorbance acquisition unit that acquires absorbance at a wavelength as a group of second actual measurement values, and a wavelength characteristic of a scattering-induced change amount that is a change amount of absorbance due to light scattering in the body fluid, and one or more
  • a function shape determination unit that determines a function shape specified by the coefficient of the first and a first equation including an absorption-induced change amount that is an expression relating to the first actual measurement value and is a change amount of absorbance due to light absorption in the body fluid.
  • a coefficient calculation unit that calculates the one or more coefficients as unknowns based on a group of second relational expressions that are related to the second actual measurement value and do not include the absorption-induced change amount, and are calculated by the coefficient calculation unit
  • An absorbance correction unit is provided for removing water.
  • first relational expression including an absorption-induced change amount in the first wavelength range where the light absorption rate is relatively large, and in the second wavelength range where the light absorption rate is relatively small. Since the coefficient calculation unit for calculating one or more coefficients as unknowns is provided based on the remaining number of relational expressions (second relational expression) not including the absorption-induced change amount, the degree of freedom regarding the absorption-induced change amount Becomes the minimum value (that is, 1), and the smaller the degree of freedom, the smaller the number of data for approximating the wavelength characteristic of the scattering-induced change amount with high accuracy. Thereby, even if the number of data is small, the influence of light scattering can be appropriately removed, and the measurement accuracy of the component to be measured can be sufficiently secured.
  • the absorbance correction unit further removes the influence of the light absorption by correcting the absorbance measured at an arbitrary wavelength using the absorption-induced change amount.
  • the measurement accuracy of the component to be measured is further improved.
  • the coefficient calculation unit expresses that the absorbance corresponding to the concentration corresponding to the concentration of the dye component, the scattering-induced change amount, and the added value of the absorption-induced change amount are equal to the first actual measurement value.
  • the coefficient calculation unit calculates the one or more coefficients by giving a constraint condition that the absorption spectrum of the dye component is similar regardless of the concentration. By introducing the similarity of the absorption spectrum, the degree of freedom related to the concentration-corresponding absorbance is reduced, so that the number of data can be further reduced.
  • the function form determination unit determines the function form specified by a smaller number of the coefficients than the number of the second actually measured values.
  • the function form determination unit determines any one of a polynomial function, a power function, and an exponential function as the function form. Since the scattering spectrum tends to decrease monotonously and smoothly as the wavelength increases, it can be approximated with high accuracy by adapting to any of the above-described functional forms.
  • the absorbance acquisition unit acquires the first actually measured value and the group of second actually measured values whose wavelength intervals are 20 nm or more. By widening the wavelength interval to a predetermined value or more, data with significantly different scattering-induced changes is obtained, and as a result, the approximation accuracy of the scattering-induced change is improved.
  • the body fluid is blood
  • the other component is hemoglobin
  • the absorbance acquisition unit is configured such that the first measured value with the first wavelength range of 400 to 600 nm and the second wavelength range of 600 to 1000 nm. It is preferable to acquire a group of the second actual measurement values.
  • the body fluid is blood
  • the pigment component is a component that is colored according to the glucose concentration in the blood.
  • the component measuring method is a method for measuring a component to be measured in the body fluid based on the optical characteristics of the pigment component contained in the body fluid or the body fluid after the color reaction,
  • the absorbance at a specific wavelength belonging to the first wavelength region having a relatively large light absorption rate due to another different component is used as a first measured value, and one or more of the light absorption rate belonging to the second wavelength region having a relatively small light absorption rate
  • the component measuring apparatus is caused to execute a correction step for removing at least the influence of the light scattering.
  • the component measurement program is a program for measuring a component to be measured in the body fluid based on the optical characteristics of the pigment component contained in the body fluid or the body fluid after the color reaction.
  • the absorbance at a specific wavelength belonging to the first wavelength region having a relatively large light absorption rate due to another component different from the above is used as a first actual measurement value, or one of the second wavelength regions having a relatively small light absorption rate or
  • one relational expression including an absorption-induced change amount in the first wavelength region where the light absorption rate is relatively large, and the light absorption Since one or more coefficients as unknowns are calculated based on the remaining number of relational expressions (second relational expressions) that do not include the amount of absorption-induced change in the second wavelength region where the rate is relatively small
  • the degree of freedom related to the absorption-induced change amount becomes the minimum value (that is, 1), and the smaller the degree of freedom, the smaller the number of data for approximating the wavelength characteristic of the scattering-induced change amount with high accuracy.
  • FIG. 2 is an exploded perspective view of the measurement chip shown in FIG. 1.
  • FIG. 3 is a cross-sectional view taken along line III-III in FIG. It is an electrical block diagram of the component measuring apparatus shown in FIG. It is a functional block diagram of the calculating part shown in FIG.
  • FIG. 6A is a graph showing an absorption spectrum of whole blood.
  • FIG. 6B is a graph showing an absorption spectrum of erioglaucine. It is a flowchart with which operation
  • FIG. 1 is a perspective view of a component measuring apparatus 10 according to this embodiment.
  • the component measuring apparatus 10 is a blood glucose meter configured to be able to measure a blood component of a subject (not shown).
  • the component measuring apparatus 10 includes, for example, a housing 12 made of a resin material, a chip mounting portion 16 to which a measurement chip 14 is mounted, and a button group (more specifically, a power source provided on the upper surface in the vicinity of the chip mounting portion 16. A button 18 and an operation button 19), and a display 20 provided at the center of the upper surface of the housing 12.
  • the casing 12 is formed in a rectangular shape with rounded corners, but is not limited to this shape. For example, various shapes may be employed to make it easier for the user to hold with one hand.
  • the measurement chip 14 is used in a state of being mounted on the tip end portion (chip mounting portion 16) of the component measuring apparatus 10.
  • FIG. 2 is an exploded perspective view of the measurement chip 14 shown in FIG. 3 is a cross-sectional view taken along line III-III in FIG.
  • the measurement chip 14 includes a base member 22, a cover member 24 overlapping the base member 22, and a gas permeable film 26 disposed between the base member 22 and the cover member 24.
  • the base member 22 and the cover member 24 constitute a molded product body 28 of the measuring chip 14.
  • the molded product body 28 has an inlet 30 through which blood can flow, an introduction path 32 that communicates with the inlet 30, and blood that communicates with the introduction path 32 and allows blood to flow.
  • a passage 34, a blood development part 38 having a plurality of protrusions 36, and a measurement part 40 to which light for measurement is irradiated are formed.
  • the measurement unit 40 is disposed on the downstream side of the blood deployment unit 38.
  • the blood developing part 38 is coated with a coloring reagent 42 that reacts with the components in the blood to develop a color corresponding to the blood concentration.
  • the molded product body 28 is formed with a communication passage 44 that communicates the blood passage 34 with the atmosphere.
  • a space 46 having a predetermined capacity for reacting the coloring reagent 42 and blood is formed inside the molded product body 28.
  • the shape of the space 46 is arbitrary, but the height of the space 46 is, for example, in the range of 20 to 100 ⁇ m so that blood can flow smoothly and a wide range of blood concentrations can be measured and the required blood volume is small. Is preferred.
  • the size of the space 46 is preferably in the range of, for example, 0.2 to 50 mm 2 so that optical measurement can be performed and the blood volume can be reduced.
  • the base member 22 is a disk-shaped member in this example, and a plurality (four in this case) of mounting protrusions for detachably mounting the component measuring device 10 on the lower surface thereof. 50 is provided.
  • the base member 22 is formed with a plurality of (two in the illustrated example) fitting holes 54 that fit into fitting protrusions 52 provided on the lower surface of the cover member 24.
  • a tip-side tapered blood collection nozzle 56 protruding from the cover member 24 is provided at a location near the upper surface of the cover member 24.
  • An inlet 30 is provided at the tip of the blood collection nozzle 56.
  • the cover member 24 is provided with an introduction path 32 that communicates the inlet 30 and the blood passage 34. That is, when blood is spotted on the tip of the blood collection nozzle 56, the blood flows from the inlet 30 and is guided to the blood passage 34 via the introduction path 32 by capillary action.
  • the so-called colorimetric component measurement apparatus 10 irradiates light toward the measurement unit 40, detects the amount of transmitted light (or amount of reflected light), and obtains a detection signal that correlates with the intensity of color development according to the blood concentration. . And the component measuring apparatus 10 measures a to-be-measured component (for example, quantifies a density
  • FIG. 4 is an electrical block diagram of the component measuring apparatus 10 shown in FIG.
  • a partial enlarged cross-sectional view of the component measuring apparatus 10 on the distal end side (including the measurement chip 14) is shown on the left side of the figure.
  • the chip mounting portion 16 is provided with a mounting hole 58 that can be fitted to the mounting protrusion 50, and the measuring chip 14 is mounted on the component measuring device 10 by fitting the mounting protrusion 50 and the mounting hole 58. .
  • the component measurement apparatus 10 further includes a calculation unit 60, a memory 62, a power supply circuit 63, and a measurement optical system 64 in addition to the power button 18, the operation button 19, and the display device 20 described above.
  • the calculation unit 60 is configured by an MPU (Micro-Processing Unit) or a CPU (Central Processing Unit), and can read out and execute a program stored in the memory 62 or the like, thereby realizing control operations of the respective units.
  • the memory 62 is configured by a non-transitory storage medium that is volatile or nonvolatile, and can read or write various data (including a program) necessary for executing this component measurement method.
  • the power supply circuit 63 supplies power to each unit in the component measurement apparatus 10 including the calculation unit 60 or stops supplying the power according to the operation of the power button 18.
  • the measurement optical system 64 is an optical system that can acquire the optical characteristics of the pigment component contained in the blood after coloring.
  • the measurement optical system 64 includes a light emitting unit 66 (in this example, four types of light sources 67, 68a, 68b, and 68c), a light emission control circuit 70, and a light receiving unit 72 (in this example, 1 Light receiving elements) and a light receiving control circuit 74.
  • the light sources 67 and 68a to 68c emit light having different spectral radiation characteristics (for example, visible light and infrared light).
  • the peak wavelengths of the light sources 67 and 68a to 68c are ⁇ 1 and ⁇ 2a to ⁇ 2c, respectively.
  • various light emitting elements including LED (Light Emitting Diode) elements, organic EL (Electro-Luminescence) elements, inorganic EL elements, and LD (Laser Diode) elements can be applied. it can.
  • the light receiving unit 72 receives reflected light from the measurement chip 14 (more specifically, the cover member 24).
  • various photoelectric conversion elements including a PD (Photo Diode) element, a photoconductor (photoconductor), and a phototransistor (Photo Transistor, PT) can be applied.
  • the light emission control circuit 70 turns on or off the light sources 67 and 68a to 68c by supplying driving power signals to the light sources 67 and 68a to 68c.
  • the light reception control circuit 74 obtains a digital signal (hereinafter referred to as a detection signal) by performing logarithmic conversion and A / D conversion on the analog signal output from the light receiving unit 72.
  • FIG. 5 is a functional block diagram of the calculation unit 60 shown in FIG.
  • the calculation unit 60 realizes the functions of a measurement instruction unit 76 that instructs a measurement operation by the measurement optical system 64 and a concentration quantification unit 77 that quantifies the concentration of the pigment component using various data.
  • the concentration quantification unit 77 includes a data acquisition unit 78 (absorbance acquisition unit) that acquires various data necessary for the quantification process, a function type determination unit 80 that determines a function type of the scattering-induced change amount S ( ⁇ ), which will be described later, A coefficient calculation unit 82 for calculating one or more coefficients (for example, two of p and q) for specifying the function form, and the absorbance ⁇ that is, the concentration equivalent absorbance D ( ⁇ ) ⁇ from which the influence of light scattering is removed. And an absorbance correction unit 84 for estimation.
  • the memory 62 includes first measured value data 86 correlated with the measured absorbance A ( ⁇ 1), and a group of second data correlated with the measured absorbances A ( ⁇ 2a), A ( ⁇ 2b), and A ( ⁇ 2c).
  • Measured value data 88 and calibration curve data 90 indicating the relationship between absorbance and various physical quantities (for example, hematocrit value, concentration) are stored.
  • the component measuring apparatus 10 is configured.
  • whole blood means blood that is not separated for each component but includes all components.
  • FIG. 6A is a graph showing an absorption spectrum of whole blood
  • FIG. 6B is a graph showing an absorption spectrum of erioglaucine.
  • the horizontal axis of the graph is wavelength ( ⁇ ; unit: nm), and the vertical axis of the graph is absorbance (unit: none).
  • the graph indicated by the solid line in FIG. 6A corresponds to an absorption spectrum of whole blood having an erioglaucine concentration (also referred to as “dye concentration”) of 0 [mg / dl].
  • the graph indicated by a broken line corresponds to the absorption spectrum of whole blood having a dye concentration of 220 [mg / dl].
  • Each graph in FIG. 6B shows an absorption spectrum of whole blood having different dye concentrations. As can be seen from this figure, it can be said that the respective absorption spectra have a similar relationship regardless of the dye concentration.
  • the measurement result of the dye component is affected by the occurrence of an optical phenomenon.
  • the dye component specifically, erioglaucine
  • the measurement result of the dye component is affected by the occurrence of an optical phenomenon.
  • a ( ⁇ ) is the absorbance (raw data) obtained by actual measurement, and may be hereinafter referred to as “actual absorbance”.
  • S ( ⁇ ) is the amount of change in absorbance due to light scattering in blood, and may be referred to as “scattering-induced change” hereinafter.
  • D ( ⁇ ) is an absorbance corresponding to the concentration of the dye component, and may be hereinafter referred to as “concentration equivalent absorbance”.
  • H ( ⁇ ) is a change in absorbance due to light absorption of another component, and may be referred to as “absorption-induced change” hereinafter.
  • D ( ⁇ ) A ( ⁇ ) ⁇ S ( ⁇ ) ⁇ H ( ⁇ ) (2)
  • the measured absorbance A ( ⁇ ) at different wavelengths ⁇ is obtained, and a plurality of equations (1) are obtained. Need to be coalesced. For example, in order to obtain a large number of actually measured absorbances A ( ⁇ ), it is necessary to use a light source having a spectral emission characteristic having a wide wavelength range and a spectroscope for obtaining monochromatic light. As a result, there arises a problem that the size of the component measuring apparatus 10 is increased and the manufacturing cost is increased.
  • Pretreatment refers to various treatments for removing components unnecessary for measurement from a sample, and includes, for example, a centrifugal separation treatment and a surfactant addition treatment.
  • the pretreatment may change the color component and change its properties or concentration. In the first place, since the equipment and time for performing the pretreatment are separately required, the burden on investment or work is large.
  • the measurement optical system 64 measures the absorbance (hereinafter, first measured value) at a specific wavelength (wavelength ⁇ 1) belonging to the first wavelength range R1.
  • the first wavelength region R1 means a wavelength region in which the light absorption rate by a component (specifically, hemoglobin) different from the pigment component is relatively large.
  • FIG. 8 is a schematic explanatory diagram regarding the first wavelength region R1 and the second wavelength region R2.
  • the horizontal axis of the graph is the wavelength, and the vertical axis of the graph is the absorbance.
  • the absorption spectrum of oxyhemoglobin is shown.
  • ⁇ 1 corresponds to one of the peak wavelengths in the absorption spectrum of hemoglobin (see FIG. 8).
  • the measurement instruction unit 76 instructs the measurement optical system 64 (more specifically, the light emission control circuit 70) to start the first measurement.
  • the measurement optical system 64 detects the amount of reflected light obtained by projecting the radiated light from the light source 67 onto the measurement chip 14. Thereby, the measurement optical system 64 obtains a detection signal correlated with the actually measured absorbance A ( ⁇ 1).
  • the calculation unit 60 temporarily stores this detection signal in the memory 62 as first measured value data 86. Thereafter, the data acquisition unit 78 reads and acquires the first measured value data 86 from the memory 62 in a state linked to the specific wavelength ( ⁇ 1).
  • the measurement optical system 64 measures the absorbance (hereinafter, a group of second actual measurement values) at one or more wavelengths belonging to the second wavelength range R2.
  • the second wavelength region R2 means a wavelength region in which the light absorption rate by another component (hemoglobin) is relatively small.
  • ⁇ 2b corresponds to the peak wavelength in the absorption spectrum of erioglaucine (see FIG. 6B).
  • the measurement instructing unit 76 obtains detection signals correlated with the measured absorbances A ( ⁇ 2a), A ( ⁇ 2b), and A ( ⁇ 2c) by sequentially switching the on / off states of the light sources 68a to 68c.
  • the calculation unit 60 temporarily stores these detection signals in the memory 62 as second measured value data 88. Thereafter, the data acquisition unit 78 reads and acquires the second measured value data 88 from the memory 62 in a state where it is associated with a plurality of wavelengths ( ⁇ 2a to ⁇ 2c).
  • 1st wavelength range R1 and 2nd wavelength range R2 are set appropriately according to the kind of body fluid and to-be-measured component.
  • the data acquisition unit 78 includes first measured value data 86 in which the first wavelength range R1 is 400 to 600 nm, and second measured value data 88 in which the second wavelength range R2 is 600 to 1000 nm. To get.
  • the data acquisition unit 78 acquires the first measured value data 86 and the second measured value data 88 whose wavelength intervals are 20 nm or more. By extending the wavelength interval to a predetermined value or more, data with significantly different scattering-induced change amount S ( ⁇ ) is obtained, and as a result, the approximation accuracy of the scattering-induced change amount S ( ⁇ ) is improved.
  • the function shape determination unit 80 determines the function shape of the scattering-induced change amount S ( ⁇ ) specified by at least one coefficient. Specifically, the function form determination unit 80 determines a function form specified by a smaller number of coefficients than the number of second actually measured values. This is because each coefficient can be prevented from becoming an indefinite value from the relationship between the relational expression and the degree of freedom described later.
  • the function form determination unit 80 may adopt any function form, and preferably selects any one of a polynomial function, a power function, and an exponential function. This is because the scattering spectrum tends to decrease monotonously and smoothly as the wavelength increases, and can be approximated with high accuracy by adapting to any one of the above function forms.
  • a function form specified by two coefficients (p, q) is introduced.
  • these function forms are expressed by the following equations (3) to (5), respectively.
  • S ( ⁇ ) p ⁇ ⁇ + q (3)
  • S ( ⁇ ) p ⁇ ⁇ ⁇ q (4)
  • S ( ⁇ ) p ⁇ exp (q ⁇ ⁇ ) (5)
  • the function shape determination unit 80 may determine a fixed function shape, or may determine a different function shape (including the number of coefficients) according to the measurement conditions. Examples of the measurement conditions include, but are not limited to, body fluid, a component to be measured, or the type of the measurement chip 14.
  • step S4 the coefficient calculation unit 82 calculates one or more coefficients that specify the function form determined in step S3, using the actually measured absorbance A ( ⁇ ) acquired in steps S1 and S2.
  • the coefficient calculation unit 82 determines a suitable coefficient by combining two types of relational expressions classified by wavelength attributes.
  • the case where it is determined by the function form (linear function of ⁇ ) shown in Equation (3) will be described as an example.
  • the relational expression in the first wavelength region R1 (hereinafter, the first relational expression) is that the concentration-corresponding absorbance D ( ⁇ ), the scattering-induced change amount S ( ⁇ ), and the absorption-induced change amount H ( ⁇ ) are the measured absorbance A This corresponds to an expression expressed as being equal to ( ⁇ ). Specifically, it is expressed by the following equation (6).
  • a ( ⁇ 1) D ( ⁇ 1) + (p ⁇ ⁇ 1 + q) + H ( ⁇ 1) (6)
  • the relational expression in the second wavelength region R2 (hereinafter referred to as the second relational expression) is expressed as the sum of the concentration-corresponding absorbance D ( ⁇ ) and the scattering-induced change amount S ( ⁇ ) being equal to the actually measured absorbance A ( ⁇ ). It corresponds to the formula. Specifically, it is expressed by the following equations (7) to (9).
  • a ( ⁇ 2a) D ( ⁇ 2a) + (p ⁇ ⁇ 2a + q) (7)
  • a ( ⁇ 2b) D ( ⁇ 2b) + (p ⁇ ⁇ 2b + q) (8)
  • a ( ⁇ 2c) D ( ⁇ 2c) + (p ⁇ ⁇ 2c + q) (9)
  • C1, C2a to C2b are known values obtained in advance experimentally.
  • the coefficient calculation unit 82 may give a constraint condition in which the absorption spectrum is similar regardless of the concentration of the dye component. By introducing the similarity of the absorption spectrum, the degree of freedom regarding the concentration-corresponding absorbance D ( ⁇ ) is reduced, so that the number of data can be further reduced.
  • Equations (14) to (17) are derived.
  • a ( ⁇ 1) C1 ⁇ D ( ⁇ 2b) + (p ⁇ ⁇ 1 + q) + H ( ⁇ 1)
  • a ( ⁇ 2a) C2a ⁇ D ( ⁇ 2b) + (p ⁇ ⁇ 2a + q)
  • a ( ⁇ 2b) C2b ⁇ D ( ⁇ 2b) + (p ⁇ ⁇ 2b + q)
  • a ( ⁇ 2c) C2c ⁇ D ( ⁇ 2b) + (p ⁇ ⁇ 2c + q) (17)
  • the values of p, q, D ( ⁇ 2b), and H ( ⁇ 1) are uniquely determined by solving simultaneous linear equations.
  • the function form of the scattering-induced change amount S ( ⁇ ) is the expression (4) or (5), it can be calculated in the same manner according to the procedure described above. Note that in these cases, it is necessary to solve simultaneous nonlinear equations because the relational expressions include nonlinear functions.
  • FIG. 9 is a graph showing the calculation result of the scattering-induced change amount S ( ⁇ ).
  • the horizontal axis of the graph is the wavelength ( ⁇ )
  • the vertical axis of the graph is the scattering-induced change amount S ( ⁇ ).
  • a solid line, a broken line, and an alternate long and short dash line indicate the calculation results by the “linear function”, “power function”, and “exponential function”, respectively.
  • ⁇ 1 540 nm
  • ⁇ 2b 630 nm.
  • step S5 the concentration quantification unit 77 quantifies the concentration of erioglaucine, which is a component to be measured, using p, q, D ( ⁇ 2b), and H ( ⁇ 1) calculated in step S4.
  • the absorbance correction unit 84 corrects the concentration-corresponding absorbance D ( ⁇ 2b), thereby removing the influence of light scattering and / or light absorption in the blood.
  • the hematocrit value Hct (unit:%) at the specific wavelength ⁇ 1 is calculated.
  • This “hematocrit value” means the proportion of the volume of red blood cells in the blood.
  • the hematocrit value Hct is calculated by the following equation (18) using the calibration curve f (•) at the specific wavelength ⁇ 1.
  • Hct f (H ( ⁇ 1)) (18)
  • the calibration curve f ( ⁇ ) is a characteristic function for converting the absorption-induced change amount H ( ⁇ ) into the hematocrit value Hct.
  • the calibration curve f (•) and the calibration curve g (•) described later are stored in advance in the memory 62 as calibration curve data 90 (see FIG. 5) in table format.
  • corrected absorbance Dc (A ( ⁇ 2b) ⁇ p ⁇ ⁇ 2b-q) / (1-Hct / 100) (19)
  • concentration of the component to be measured (hereinafter, quantitative concentration Dm) is calculated by the following equation (20) using the calibration curve g (•) at the wavelength ⁇ 2b.
  • Dm g (Dc) (20)
  • the calibration curve g (•) is a characteristic function for converting the corrected absorbance Dc into the quantitative concentration Dm. Thereby, the fixed concentration Dm is obtained (step S5).
  • the absorbance correction unit 84 can further eliminate the influence of light absorption by correcting the absorbance measured at an arbitrary wavelength using the absorption-induced change amount H ( ⁇ ). By taking into account not only light scattering but also the effect of light absorption, the measurement accuracy of the component to be measured is further improved.
  • step S6 the concentration information determined in step S5 is displayed on the display 20.
  • the calculation unit 60 determines visible information to be displayed on the display device 20 and then supplies a display control signal corresponding to the visible information to the display device 20 side.
  • the visible information includes, for example, a trend, success / failure of measurement, measurement time, diagnosis result, and the like.
  • the component measuring apparatus 10 ends the measurement operation of the components in the blood. Thereafter, the measurement chip 14 is removed from the chip mounting portion 16, and the power button 18 is turned off.
  • Preparation of sample> First, the whole blood collected from the subject was centrifuged to obtain plasma components. The concentration of the pigment component was adjusted by adding erioglaucine (manufactured by Sigma Aldrich) to the plasma component. Then, a blood cell component was added to each solution having different pigment concentrations, and a plurality of samples having different pigment concentrations and / or hematocrit values were obtained.
  • the dye concentrations were designed as (1) 20 mg / dl, (2) 70 mg / dl, (3) 130 mg / dl, and (4) 220 mg / dl, respectively. The hematocrit values were (1) 25%, (2) 40%, and (3) 60% as design values, respectively.
  • FIG. 10 is a graph showing a calibration curve of the hematocrit value Hct.
  • a graph indicated by a solid line corresponds to a regression line in a plot for each subject and each sample. As shown in this figure, although there is variation in each plot depending on the concentration of erioglaucine contained, if judged as a whole, there is relatively little variation in each plot, and the linearity (positive correlation) of the calibration curve is high It was confirmed.
  • FIG. 11 is a graph showing a calibration curve of dye concentration.
  • a plot with filling is a comparative example (hereinafter “no correction”), and a plot without filling is an example (hereinafter “linear function correction”).
  • the graph shown as a continuous line is equivalent to the regression line in the plot for every subject and every sample.
  • Verification B Quantitative accuracy
  • the quantitative accuracy of the dye concentration was determined. Apart from the calibration curves shown in FIGS. 10 and 11, whole blood collected from one subject was used. For this whole blood, the concentration of erioglaucine was 220 mg / dl and the hematocrit value was 35%. Then, according to the procedure described above, a plurality of samples (haematocrit value of 20 to 40%) were prepared and measured from this whole blood.
  • the characteristic curve shown in FIG. 10 was used as the calibration curve f (•) in the equation (18).
  • the characteristic curve (“linear function correction”) shown in FIG. 11 was used as the calibration curve g (•) in the equation (20).
  • FIG. 12 is a graph showing quantitative errors due to this component measurement method.
  • the horizontal axis of the graph is the concentration (unit: mg / dl), and the vertical axis of the graph is the relative error (unit:%).
  • This “relative error” is a value calculated according to the equation 100 ⁇ ⁇ (actual concentration) ⁇ (quantitative concentration) ⁇ / (actual concentration). As can be seen from this figure, all the relative errors are within 5%, which indicates that the quantitative accuracy by this method is high.
  • erioglaucine has been mainly described as the pigment component.
  • the present invention is not limited to this, and a pigment component that performs a color reaction according to the glucose concentration in blood may be used. By using this pigment component, the concentration of glucose in whole blood plasma can be measured.
  • the composition of the coloring reagent 42 for example, glucose oxidase (GOD), peroxidase (POD), 4-aminoantipyrine (4-AA), N-ethyl-N- (2-hydroxy-3-sulfopropyl) -3,5 -A combination of dimethylaniline (MAOS).
  • whole blood plasma glucose produces hydrogen peroxide according to its concentration by the action of GOD.
  • the glucose concentration can be measured and quantified.
  • the component measuring apparatus 10 measures the component to be measured (for example, plasma component) in the body fluid based on the optical characteristics of the pigment component (for example, erioglaucine) contained in the body fluid after the color reaction. It is a device to do.
  • the component to be measured for example, plasma component
  • the optical characteristics of the pigment component for example, erioglaucine
  • the component measuring apparatus 10 calculates the first absorbance (A) at the specific wavelength ( ⁇ 1) belonging to the first wavelength region R1 in which the light absorption rate by another component (for example, hemoglobin) different from the pigment component is relatively large.
  • a data acquisition unit 78 that acquires the absorbance (A) at one or a plurality of wavelengths ( ⁇ 2a to ⁇ 2c) belonging to the second wavelength region R2 having a relatively small light absorptance as the measured values, respectively, as a group of second measured values.
  • a function form determination unit 80 that shows the wavelength characteristics of the scattering-induced change amount (S) and determines a function form specified by one or more coefficients (p, q), and an absorption-induced change amount (H)
  • a coefficient calculation unit 82 that calculates one or more coefficients (p, q) as unknowns, based on a first relational expression that includes and a group of second relational expressions that do not include the absorption-induced change amount (H);
  • One or more coefficients (p, q) Using the applied function, by correcting the absorbance measured at any wavelength, including the absorbance correcting unit 84 for removing the effects of at least a light scattering.
  • the degree of freedom regarding the absorption-induced change amount (H) becomes the minimum value (that is, 1), and the smaller the degree of freedom, the higher the wavelength characteristics of the scattering-induced change amount (S).
  • the number of data for approximation is small. Thereby, even if the number of data is small (for example, 4 points), the influence of light scattering can be appropriately removed, and the measurement accuracy of the component under measurement can be sufficiently secured.
  • blood has been described as an example of the sample, but the present invention is not limited to this.
  • it may be a body fluid containing lymph fluid, spinal fluid, and saliva.
  • the present invention can be applied to any component according to the type of body fluid, and not only the amount of the component but also the properties of the component may be obtained separately or in combination as a measurement result.
  • a component expressed by adding the coloring reagent 42 is described as the coloring component.
  • a body fluid that is, a stock solution
  • a plurality of types of light sources 67 and 68a to 68c have been described as examples of the light emitting unit 66.
  • a single light source and a plurality of types of optical filters (bands) arranged in front of the light source are described. (Pass type) may be combined.

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Abstract

　成分測定装置（１０）は、散乱起因変化量（Ｓ（λ））の波長特性を示す関数形を決定する。そして、吸収起因変化量（Ｈ（λ１））を含む第１関係式及び吸収起因変化量（Ｈ（λ２ａ）、Ｈ（λ２ｂ）、Ｈ（λ２ｃ））を含まない一群の第２関係式に基づいて、未知数としての１つ以上の係数（ｐ，ｑ）を算出する。そして、１つ以上の係数（ｐ，ｑ）を上記の関数形に適用した関数を用いて、任意の波長（λ）にて測定された吸光度を補正することで、少なくとも光散乱の影響を除去する。

Description

成分測定装置、方法及びプログラム
　この発明は、体液又は呈色反応後の前記体液に含まれる色素成分の光学的特性に基づいて、前記体液中の被測定成分を測定する成分測定装置、方法及びプログラムに関する。
　従来から、生化学分野や医療分野において、被検体の体液中に含まれる目的成分（被測定成分ともいう）を測定する一手法として吸光光度法が知られている。被測定成分と異なる別の成分が体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手法が種々提案されている。
　特開平１１－２４１９９３号公報では、測定にて得られた透過スペクトルを関数式に適合させることで、任意の波長領域における散乱スペクトルを求める方法が提案されている。そして、この散乱スペクトルを波長毎に差し引くことで、透過スペクトルの測定精度を向上する旨が記載されている。
　ところで、特開平１１－２４１９９３号公報の段落［０００９］には、分光光度計を用いて試料の透過スペクトルを測定する旨が記載されている。しかし、同文献の図２及び図３に記載される程度のデータ数を得るためには、波長域が広い分光放射特性を有する光源と、単色光を得るための分光器を組み合わせて使用する必要がある。その結果、サイズの大型化及び製造コストの高騰を招くという問題があった。
　本発明は上記した課題を解決するためになされたものであり、少ないデータ数であっても被測定成分の測定精度を十分に確保可能な成分測定装置、方法及びプログラムを提供することを目的とする。
　本発明に係る成分測定装置は、体液又は呈色反応後の前記体液に含まれる色素成分の光学的特性に基づいて前記体液中の被測定成分を測定する装置であって、前記色素成分とは異なる別の成分による光吸収率が相対的に大きい第１波長域に属する特定波長における吸光度を第１実測値として、前記光吸収率が相対的に小さい第２波長域に属する１つ又は複数の波長における吸光度を一群の第２実測値としてそれぞれ取得する吸光度取得部と、前記体液中での光散乱に起因する吸光度の変化量である散乱起因変化量の波長特性を示し、且つ、１つ以上の係数で特定される関数形を決定する関数形決定部と、前記第１実測値に関する式であって前記体液中での光吸収に起因する吸光度の変化量である吸収起因変化量を含む第１関係式、及び、前記第２実測値に関する式であって前記吸収起因変化量を含まない一群の第２関係式に基づいて、未知数としての前記１つ以上の係数を算出する係数算出部と、前記係数算出部により算出された前記１つ以上の係数を前記関数形決定部により決定された前記関数形に適用した関数を用いて、任意の波長にて測定された吸光度を補正することで、少なくとも前記光散乱の影響を除去する吸光度補正部を備える。
　このように、光吸収率が相対的に大きい第１波長域にて吸収起因変化量を含む１つの関係式（第１関係式）、及び、光吸収率が相対的に小さい第２波長域にて吸収起因変化量を含まない残りの数の関係式（第２関係式）に基づいて、未知数としての１つ以上の係数を算出する係数算出部を設けたので、吸収起因変化量に関する自由度が最小値（すなわち、１）になり、この自由度が小さいほど、散乱起因変化量の波長特性を高精度に近似するためのデータ数が少なくて済む。これにより、少ないデータ数であっても光散乱の影響を適切に除去可能になり、被測定成分の測定精度を十分に確保できる。
　また、前記吸光度補正部は、前記吸収起因変化量を用いて、任意の波長にて測定された吸光度を補正することで、前記光吸収の影響を更に除去することが好ましい。光散乱のみならず光吸収の影響も併せて考慮することで、被測定成分の測定精度が更に向上する。
　また、前記係数算出部は、前記色素成分の濃度に相当する濃度相当吸光度、前記散乱起因変化量及び前記吸収起因変化量の加算値が前記第１実測値に等しいと表現する前記第１関係式、並びに、前記濃度相当吸光度及び前記散乱起因変化量の加算値が前記第２実測値に等しいと表現する一群の前記第２関係式に基づいて、前記１つ以上の係数を算出することが好ましい。
　また、前記係数算出部は、濃度に関わらず前記色素成分の吸収スペクトルが相似関係である拘束条件を付与し、前記１つ以上の係数を算出することが好ましい。吸収スペクトルの相似性を導入することで、濃度相当吸光度に関する自由度が小さくなるのでデータ数が更に少なくて済む。
　また、前記関数形決定部は、前記第２実測値の個数よりも少ない個数の前記係数で特定される前記関数形を決定することが好ましい。
　また、前記関数形決定部は、前記関数形として、多項式関数、累乗関数及び指数関数のうちのいずれか１つに決定することが好ましい。散乱スペクトルは、波長の増加につれて単調に且つ滑らかに減少する傾向があるため、上記したいずれかの関数形に適合させることで精度よく近似できる。
　また、前記吸光度取得部は、波長の間隔が互いに２０ｎｍ以上である前記第１実測値及び一群の前記第２実測値を取得することが好ましい。波長の間隔を所定値以上に広げることで、散乱起因変化量が有意に異なるデータが得られ、その結果、散乱起因変化量の近似精度が向上する。
　また、前記体液は血液であり、前記別の成分はヘモグロビンであり、前記吸光度取得部は、前記第１波長域を４００～６００ｎｍとする前記第１実測値、前記第２波長域を６００～１０００ｎｍとする一群の前記第２実測値を取得することが好ましい。
　また、前記体液は血液であり、前記色素成分は前記血液中のグルコース濃度に応じて呈色する成分であることが好ましい。
　本発明に係る成分測定方法は、体液又は呈色反応後の前記体液に含まれる色素成分の光学的特性に基づいて前記体液中の被測定成分を測定する方法であって、前記色素成分とは異なる別の成分による光吸収率が相対的に大きい第１波長域に属する特定波長における吸光度を第１実測値として、前記光吸収率が相対的に小さい第２波長域に属する１つ又は複数の波長における吸光度を一群の第２実測値としてそれぞれ取得する取得ステップと、前記体液中での光散乱に起因する吸光度の変化量である散乱起因変化量の波長特性を示し、且つ、１つ以上の係数で特定される関数形を決定する決定ステップと、前記第１実測値に関する式であって前記体液中での光吸収に起因する吸光度の変化量である吸収起因変化量を含む第１関係式、及び、前記第２実測値に関する式であって前記吸収起因変化量を含まない一群の第２関係式に基づいて、未知数としての前記１つ以上の係数を算出する算出ステップと、前記１つ以上の係数を前記関数形に適用した関数を用いて、任意の波長にて測定された吸光度を補正することで、少なくとも前記光散乱の影響を除去する補正ステップを成分測定装置に実行させる。
　本発明に係る成分測定プログラムは、体液又は呈色反応後の前記体液に含まれる色素成分の光学的特性に基づいて前記体液中の被測定成分を測定するためのプログラムであって、前記色素成分とは異なる別の成分による光吸収率が相対的に大きい第１波長域に属する特定波長における吸光度を第１実測値として、前記光吸収率が相対的に小さい第２波長域に属する１つ又は複数の波長における吸光度を一群の第２実測値としてそれぞれ取得する取得ステップと、前記体液中での光散乱に起因する吸光度の変化量である散乱起因変化量の波長特性を示し、且つ、１つ以上の係数で特定される関数形を決定する決定ステップと、前記第１実測値に関する式であって前記体液中での光吸収に起因する吸光度の変化量である吸収起因変化量を含む第１関係式、及び、前記第２実測値に関する式であって前記吸収起因変化量を含まない一群の第２関係式に基づいて、未知数としての前記１つ以上の係数を算出する算出ステップと、前記１つ以上の係数を前記関数形に適用した関数を用いて、任意の波長にて測定された吸光度を補正することで、少なくとも前記光散乱の影響を除去する補正ステップを成分測定装置に実行させる。
　本発明に係る成分測定装置、方法及びプログラムによれば、光吸収率が相対的に大きい第１波長域にて吸収起因変化量を含む１つの関係式（第１関係式）、及び、光吸収率が相対的に小さい第２波長域にて吸収起因変化量を含まない残りの数の関係式（第２関係式）に基づいて、未知数としての１つ以上の係数を算出するようにしたので、吸収起因変化量に関する自由度が最小値（すなわち、１）になり、この自由度が小さいほど、散乱起因変化量の波長特性を高精度に近似するためのデータ数が少なくて済む。これにより、少ないデータ数であっても光散乱の影響を適切に除去可能になり、被測定成分の測定精度を十分に確保できる。
本発明の一実施形態に係る成分測定装置の斜視図である。 図１に示す測定用チップの分解斜視図である。 図１におけるＩＩＩ－ＩＩＩ線に沿った断面図である。 図１に示す成分測定装置の電気ブロック図である。 図４に示す演算部の機能ブロック図である。 図６Ａは、全血の吸光スペクトルを示すグラフである。図６Ｂは、エリオグラウシンの吸光スペクトルを示すグラフである。 図１及び図４に示す成分測定装置の動作説明に供されるフローチャートである。 第１波長域及び第２波長域に関する概略説明図である。 散乱起因変化量の算出結果を示すグラフである。 ヘマトクリット値の検量線を示すグラフである。 色素濃度の検量線を示すグラフである。 この成分測定方法による定量誤差を示すグラフである。
　以下、本発明に係る成分測定方法について、それを実施する成分測定装置及び成分測定プログラムとの関係において好適な実施形態を挙げ、添付の図面を参照しながら詳細に説明する。
［成分測定装置１０の全体構成］
　図１は、この実施形態に係る成分測定装置１０の斜視図である。成分測定装置１０は、図示しない被検体の血液成分を測定可能に構成された血糖計である。
　成分測定装置１０は、例えば樹脂材料からなる筐体１２と、測定用チップ１４が装着されるチップ装着部１６と、チップ装着部１６の近傍上面に設けられたボタン群（より詳細には、電源ボタン１８及び操作ボタン１９）と、筐体１２の上面中央に設けられた表示器２０とを備える。
　本図例において、筐体１２は角が丸い直方形状に形成されているが、この形状に限られない。例えば、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してもよい。測定用チップ１４は、成分測定装置１０の先端部（チップ装着部１６）に装着した状態で使用される。
［測定用チップ１４の構成］
　図２は、図１に示す測定用チップ１４の分解斜視図である。図３は、図１におけるＩＩＩ－ＩＩＩ線に沿った断面図である。
　測定用チップ１４は、ベース部材２２と、ベース部材２２に重なるカバー部材２４と、ベース部材２２及びカバー部材２４の間に配置されたガス透過性フィルム２６とを備える。ベース部材２２及びカバー部材２４により、測定用チップ１４の成形品本体２８が構成される。
　図３に示すように、成形品本体２８には、血液が流入可能な流入口３０と、流入口３０に連通する導入路３２と、導入路３２に連通すると共に血液が流れることが可能な血液通路３４と、複数の突起３６を有する血液展開部３８と、測定用の光が照射される測定部４０が形成されている。測定部４０は、血液展開部３８よりも下流側に配置されている。血液展開部３８には、血液中の成分と反応することにより血中濃度に応じた色に呈色する発色試薬４２が塗布されている。また、成形品本体２８には、血液通路３４と大気とを連通する連通路４４が形成されている。
　ベース部材２２とカバー部材２４とを組み合わせることにより、発色試薬４２と血液とを反応させる所定容量のスペース４６が成形品本体２８の内部に形成される。スペース４６の形状は任意であるが、スペース４６の高さは、血液がスムーズに流れ、且つ広い範囲の血中濃度が測定でき、必要血液量が少なくて済むように、例えば２０～１００μｍの範囲が好ましい。スペース４６の大きさは、光学的測定が可能であって血液量が少なくて済むように、例えば０．２～５０ｍｍ2の範囲が好ましい。
　図２に示すように、ベース部材２２は、本図例では円盤状の部材であり、その下面には、成分測定装置１０に着脱可能に装着するための複数（ここでは４つ）の装着突起５０が設けられている。また、ベース部材２２には、カバー部材２４の下面に設けられた嵌合突起５２に嵌合する複数（図示例では２つ）の嵌合穴５４が形成されている。
　図１～図３に示すように、カバー部材２４の上面外方寄りの箇所には、カバー部材２４から突出した先端先細り形状の採血ノズル５６が設けられる。採血ノズル５６の先端には流入口３０が設けられる。また、図３に示すように、カバー部材２４には、流入口３０と血液通路３４とを連通する導入路３２が設けられる。すなわち、採血ノズル５６の先端に血液を点着させると、血液が、流入口３０から流入し、毛細管現象により、導入路３２を介して血液通路３４へと導かれる。
　いわゆる比色式の成分測定装置１０は、測定部４０に向けて光を照射し、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１０は、予め作成した検量線を参照することで被測定成分を測定（例えば、濃度を定量）する。
［成分測定装置１０の電気ブロック図］
　図４は、図１に示す成分測定装置１０の電気ブロック図である。なお、本図の左方には、成分測定装置１０の先端側（測定用チップ１４を含む）における部分拡大断面図が示されている。チップ装着部１６には、装着突起５０に嵌合可能な装着穴５８が設けられており、装着突起５０と装着穴５８との嵌合により、測定用チップ１４が成分測定装置１０に装着される。
　成分測定装置１０は、上述した電源ボタン１８、操作ボタン１９、表示器２０の他、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、この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１８の操作に応じて、演算部６０を含む成分測定装置１０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、呈色後の血液に含まれる色素成分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（本図例では、４種類の光源６７、６８ａ、６８ｂ、６８ｃ）と、発光制御回路７０と、受光部７２（本図例では、１個の受光素子）と、受光制御回路７４とを備える。
　光源６７、６８ａ～６８ｃは、分光放射特性が異なる光（例えば、可視光、赤外光）を放射する。光源６７、６８ａ～６８ｃのピーク波長はそれぞれ、λ１、λ２ａ～λ２ｃである。複数種類の光源６７、６８ａ～６８ｃ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適用することができる。
　受光部７２は、測定用チップ１４（より詳細には、カバー部材２４）からの反射光を受光する。受光部７２としては、ＰＤ（Photo Diode）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、PT）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、各光源６７、６８ａ～６８ｃに駆動電力信号を供給することで、光源６７、６８ａ～６８ｃ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。
［演算部６０の機能ブロック図］
　図５は、図４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色素成分の濃度を定量する濃度定量部７７の各機能を実現する。
　濃度定量部７７は、定量処理に必要な各種データを取得するデータ取得部７８（吸光度取得部）と、後述する散乱起因変化量Ｓ（λ）の関数形を決定する関数形決定部８０と、この関数形を特定する１つ以上の係数（例えば、ｐ、ｑの２つ）を算出する係数算出部８２と、光散乱の影響を除去した吸光度｛すなわち、濃度相当吸光度Ｄ（λ）｝を推定する吸光度補正部８４とを有する。
　本図例では、メモリ６２には、実測吸光度Ａ（λ１）に相関する第１実測値データ８６と、実測吸光度Ａ（λ２ａ）、Ａ（λ２ｂ）、Ａ（λ２ｃ）に相関する一群の第２実測値データ８８と、吸光度と各種物理量（例えば、ヘマトクリット値、濃度）の関係を示す検量線データ９０とが格納されている。
［測定時の問題点］
　以上のように、この実施形態に係る成分測定装置１０は構成される。成分測定装置１０の動作説明に先立ち、全血を用いて血液成分を測定する際の問題点について言及する。ここで、「全血」とは、成分毎に分離されておらず、すべての成分を含む血液を意味する。
　以下、全血中に含まれる特定成分（例えば、グルコース）と発色試薬４２との反応により色素成分が生成されることを想定し、エリオグラウシンを添加した全血の解析例について詳細に説明する。
　図６Ａは全血の吸光スペクトルを示すグラフであり、図６Ｂはエリオグラウシンの吸光スペクトルを示すグラフである。グラフの横軸は波長（λ；単位：ｎｍ）であり、グラフの縦軸は吸光度（単位：なし）である。
　図６Ａにおける実線で示すグラフは、エリオグラウシンの濃度（「色素濃度」ともいう）が０［ｍｇ／ｄｌ］である全血の吸光スペクトルに相当する。このグラフは、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、且つ、λ＝５４０ｎｍ、５８５ｎｍ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、赤血球中の一成分であるヘモグロビンの吸光特性に起因する。
　一方、破線で示すグラフは、色素濃度が２２０［ｍｇ／ｄｌ］である全血の吸光スペクトルに相当する。このグラフは、実線と比べて、可視光の波長範囲にわたって吸光度が増加しており、且つ、λ＝６３０ｎｍを中心とする別のピークが存在する。すなわち、このピークは、エリオグラウシンの吸光特性に起因する。
　図６Ｂにおける各グラフは、色素濃度がそれぞれ異なる全血の吸光スペクトルを示す。本図から理解されるように、各吸光スペクトルは、色素濃度に関わらず相似関係にあると言える。
　一般的に言えば、測定対象である色素成分（具体的には、エリオグラウシン）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色素成分の測定結果に影響を与えることがある。例えば、［１］血液中の成分（具体的には、血球）による「光散乱」、［２］色素成分とは別の成分（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。
　そこで、上記した光学的現象に関して、次の（１）式に基づく数理モデルで記述する。
　　Ａ（λ）＝Ｄ（λ）＋Ｓ（λ）＋Ｈ（λ）　‥‥（１）
　ここで、Ａ（λ）は、実際の測定により得られた吸光度（未加工データ）であり、以下「実測吸光度」と称する場合がある。Ｓ（λ）は、血液中での光散乱に起因する吸光度の変化量であり、以下「散乱起因変化量」と称する場合がある。Ｄ（λ）は、色素成分の濃度に相当する吸光度であり、以下「濃度相当吸光度」と称する場合がある。Ｈ（λ）は、別の成分の光吸収に起因する吸光度の変化量であり、以下「吸収起因変化量」と称する場合がある。
　この（１）式を変形すると、濃度相当吸光度Ｄ（λ）は、次の（２）式で求められる。
　　Ｄ（λ）＝Ａ（λ）－Ｓ（λ）－Ｈ（λ）　‥‥（２）
　ところが、未知である散乱起因変化量Ｓ（λ）、吸収起因変化量Ｈ（λ）を推定するためには、異なる波長λにおける実測吸光度Ａ（λ）を取得し、複数個の（１）式を連立する必要がある。例えば、多数の実測吸光度Ａ（λ）を得るためには、波長域が広い分光放射特性を有する光源と、単色光を得るための分光器を組み合わせて使用する必要がある。その結果、成分測定装置１０のサイズが大きくなり、製造コストが高騰するという問題が生じる。
　また、上記した問題を根本的に解決するため、試料に対して前処理を行うことも考えられる。「前処理」とは、測定上不要である成分を試料から除去する各種処理であり、例えば、遠心分離処理、界面活性剤の添加処理が含まれる。ところが、前処理を施すことで色素成分が変質し、その性状又は濃度が変化する懸念がある。そもそも、前処理を行うための設備及び時間が別途必要であるため、投資上又は作業上の負担が大きい。
　そこで、上記した装置構成又は前処理を採用することなく、少ないデータ数であっても被測定成分の測定精度を十分に確保可能な手法を提案する。
［成分測定装置１０の動作］
　続いて、成分測定装置１０の動作について、図７のフローチャート及び図５の機能ブロック図を主に参照しながら説明する。
　ステップＳ１において、測定光学系６４は、第１波長域Ｒ１に属する特定波長（波長λ１）における吸光度（以下、第１実測値）を測定する。ここで、第１波長域Ｒ１とは、色素成分とは別の成分（具体的には、ヘモグロビン）による光吸収率が相対的に大きい波長領域を意味する。
　図８は、第１波長域Ｒ１及び第２波長域Ｒ２に関する概略説明図である。グラフの横軸は波長であり、グラフの縦軸は吸光度である。ここでは、酸化ヘモグロビンの吸収スペクトルが表記されている。
　本図から理解されるように、この吸収スペクトルは、λ＝４２０ｎｍ、５４０ｎｍ、５８５ｎｍを中心とする３つのピークを有し、λ＞６００ｎｍの波長領域ではきわめて小さい値になる。ここで、λ＝６００ｎｍを境界として、短波長側を第１波長域Ｒ１、長波長側を第２波長域Ｒ２と定義するとき、第１波長域Ｒ１における光吸収率は、第２波長域Ｒ２における光吸収率よりも相対的に大きくなっている。
　例えば、光源６７はＬＥＤ素子で構成され、この分光放射特性はλ１＝５４０ｎｍを中心とする鋭いピークを有する場合を想定する。ここで、λ１は、ヘモグロビンの吸収スペクトル（図８参照）におけるピーク波長の１つに相当する点に留意する。
　測定に先立ち、測定指示部７６は、１番目の測定を開始する旨を測定光学系６４（より詳細には、発光制御回路７０）に指示する。この指示を受けて、測定光学系６４は、光源６７からの放射光を測定用チップ１４に投光して得た、反射光の光量を検出する。これにより、測定光学系６４は、実測吸光度Ａ（λ１）に相関する検出信号を得る。
　演算部６０は、この検出信号を第１実測値データ８６としてメモリ６２に一時的に記憶させる。その後、データ取得部７８は、特定波長（λ１）と紐付けた状態下にて、メモリ６２から第１実測値データ８６を読み出して取得する。
　ステップＳ２において、測定光学系６４は、第２波長域Ｒ２に属する１つ又は複数の波長における吸光度（以下、一群の第２実測値）をそれぞれ測定する。ここで、第２波長域Ｒ２とは、別の成分（ヘモグロビン）による光吸収率が相対的に小さい波長領域を意味する。
　例えば、光源６８ａ～６８ｃはいずれもＬＥＤ素子で構成され、これらの分光放射特性は、先頭から順に、λ２ａ＝６１０ｎｍ、λ２ｂ＝６３０ｎｍ、λ２ｃ＝６５０ｎｍを中心とする鋭いピークを有する場合を想定する。ここで、λ２ｂは、エリオグラウシンの吸収スペクトル（図６Ｂ参照）におけるピーク波長に相当する点に留意する。
　測定指示部７６は、光源６８ａ～６８ｃのオン・オフ状態を順次切り替えることで、実測吸光度Ａ（λ２ａ）、Ａ（λ２ｂ）、Ａ（λ２ｃ）に相関する検出信号をそれぞれ得る。演算部６０は、これらの検出信号を第２実測値データ８８としてメモリ６２に一時的に記憶させる。その後、データ取得部７８は、複数の波長（λ２ａ～λ２ｃ）と紐付けた状態下にて、メモリ６２から第２実測値データ８８を読み出して取得する。
　なお、第１波長域Ｒ１及び第２波長域Ｒ２は、体液及び被測定成分の種類に応じて適切に設定される。例えば、血液中のヘモグロビンの場合、データ取得部７８は、第１波長域Ｒ１を４００～６００ｎｍとする第１実測値データ８６、第２波長域Ｒ２を６００～１０００ｎｍとする第２実測値データ８８を取得する。
　また、データ取得部７８は、波長の間隔が互いに２０ｎｍ以上である第１実測値データ８６及び第２実測値データ８８を取得することが好ましい。波長の間隔を所定値以上に広げることで、散乱起因変化量Ｓ（λ）が有意に異なるデータが得られ、その結果、散乱起因変化量Ｓ（λ）の近似精度が向上する。
　ステップＳ３において、関数形決定部８０は、少なくとも１つの係数で特定される散乱起因変化量Ｓ（λ）の関数形を決定する。具体的には、関数形決定部８０は、第２実測値の個数よりも少ない数の係数で特定される関数形を決定する。後述する関係式と自由度の関係から、各係数が不定値になることを回避できるからである。
　関数形決定部８０は、任意の関数形を採用してもよく、好ましくは、多項式関数、累乗関数及び指数関数のうちのいずれか１つを選択する。なぜならば、散乱スペクトルは、波長の増加につれて単調に且つ滑らかに減少する傾向があるため、上記したいずれかの関数形に適合させることで精度よく近似できるからである。
　この実施形態では、２つの係数（ｐ，ｑ）で特定される関数形を導入する。例えば、多項式関数、累乗関数及び指数関数である場合、これらの関数形はそれぞれ、次の（３）式～（５）式で表現される。
　　Ｓ（λ）＝ｐ・λ＋ｑ　　　　　　‥‥（３）
　　Ｓ（λ）＝ｐ・λ＾ｑ　　　　　　‥‥（４）
　　Ｓ（λ）＝ｐ・ｅｘｐ（ｑ・λ）　‥‥（５）
　なお、関数形決定部８０は、固定された関数形を決定してもよいし、測定条件に応じて異なる関数形（係数の個数を含む）を決定してもよい。この測定条件として、例えば、体液、被測定成分、又は測定用チップ１４の種類が挙げられるが、これらに限られない。
　ステップＳ４において、係数算出部８２は、ステップＳ１及びＳ２で取得された実測吸光度Ａ（λ）を用いて、ステップＳ３で決定された関数形を特定する１つ以上の係数を算出する。ここで、係数算出部８２は、波長の属性によって分類された２種類の関係式を連立し、適した係数を決定する。ここでは、（３）式に示す関数形（λの１次関数）にて決定された場合を例に説明する。
　第１波長域Ｒ１における関係式（以下、第１関係式）は、濃度相当吸光度Ｄ（λ）、散乱起因変化量Ｓ（λ）及び吸収起因変化量Ｈ（λ）の加算値が実測吸光度Ａ（λ）に等しいと表現した式に相当する。詳細には、次の（６）式で表現される。
　　Ａ（λ１）＝Ｄ（λ１）＋（ｐ・λ１＋ｑ）＋Ｈ（λ１）　‥‥（６）
　また、第２波長域Ｒ２における関係式（以下、第２関係式）は、濃度相当吸光度Ｄ（λ）及び散乱起因変化量Ｓ（λ）の加算値が実測吸光度Ａ（λ）に等しいと表現した式に相当する。詳細には、次の（７）式～（９）式で表現される。
　　Ａ（λ２ａ）＝Ｄ（λ２ａ）＋（ｐ・λ２ａ＋ｑ）　‥‥（７）
　　Ａ（λ２ｂ）＝Ｄ（λ２ｂ）＋（ｐ・λ２ｂ＋ｑ）　‥‥（８）
　　Ａ（λ２ｃ）＝Ｄ（λ２ｃ）＋（ｐ・λ２ｃ＋ｑ）　‥‥（９）
　また、図６Ｂに示したような、吸収スペクトルの相似性に着目する。具体的には、任意に定めた２つの波長間において、濃度に関わらず色素成分の吸光度の比が常に一定であると仮定する。この場合、次の（１０）式～（１３）式が成り立つ。
　　Ｃ１＝Ｄ（λ１）／Ｄ（λ２ｂ）　　　　　‥‥（１０）
　　Ｃ２ａ＝Ｄ（λ２ａ）／Ｄ（λ２ｂ）　　　‥‥（１１）
　　Ｃ２ｂ＝Ｄ（λ２ｂ）／Ｄ（λ２ｂ）＝１　‥‥（１２）
　　Ｃ２ｃ＝Ｄ（λ２ｃ）／Ｄ（λ２ｂ）　　　‥‥（１３）
　ここで、Ｃ１、Ｃ２ａ～Ｃ２ｂは、実験的に予め求められた既知の値である。なお、Ｃ２ｂ＝１としたのは、濃度相当吸光度Ｄ（λ２ｂ）を最終的に求めるからである。図６Ｂの例によれば、Ｃ１＝０．０８５４、Ｃ２ａ＝０．７９６８、Ｃ２ｃ＝０．６４７９と算出される。
　このように、係数算出部８２は、色素成分の濃度に関わらず吸収スペクトルが相似関係である拘束条件を付与してもよい。吸収スペクトルの相似性を導入することで、濃度相当吸光度Ｄ（λ）に関する自由度が小さくなるのでデータ数が更に少なくて済む。
　（１０）式～（１３）式を（６）式～（９）式にそれぞれ代入することで、４つの未知数ｐ、ｑ、Ｄ（λ２ｂ）、Ｈ（λ１）に関する連立線形方程式、すなわち、次の（１４）式～（１７）式が導出される。
　　Ａ（λ１）＝Ｃ１・Ｄ（λ２ｂ）＋（ｐ・λ１＋ｑ）＋Ｈ（λ１）　　‥‥（１４）
　　Ａ（λ２ａ）＝Ｃ２ａ・Ｄ（λ２ｂ）＋（ｐ・λ２ａ＋ｑ）　　　　　‥‥（１５）
　　Ａ（λ２ｂ）＝Ｃ２ｂ・Ｄ（λ２ｂ）＋（ｐ・λ２ｂ＋ｑ）　　　　　‥‥（１６）
　　Ａ（λ２ｃ）＝Ｃ２ｃ・Ｄ（λ２ｂ）＋（ｐ・λ２ｃ＋ｑ）　　　　　‥‥（１７）
　ここで、関係式の個数と未知数の個数（自由度）が一致するので、連立線形方程式を解くことで、ｐ、ｑ、Ｄ（λ２ｂ）、Ｈ（λ１）の各値は一意に定まる。なお、散乱起因変化量Ｓ（λ）の関数形が（４）式又は（５）式であるとき、上記した手順に沿って同様に算出できる。これらの場合、関係式が非線形関数を含むため、連立非線形方程式を解く必要がある点に留意する。
　図９は、散乱起因変化量Ｓ（λ）の算出結果を示すグラフである。グラフの横軸は波長（λ）であり、グラフの縦軸は散乱起因変化量Ｓ（λ）である。実線、破線及び一点鎖線はそれぞれ、「１次関数」、「累乗関数」及び「指数関数」による算出結果を示す。
　ここでは、共通する２点、具体的には、λ１＝５４０ｎｍ、λ２ｂ＝６３０ｎｍを通るように係数（ｐ，ｑ）が決定されている。本図から理解されるように、λ１＜λ＜λ２ａの波長範囲では、どの関数形を用いても差異は殆ど生じない。ところが、この波長範囲を離れるにつれて、選択した関数形に応じて算出結果が有意に異なってくる。このように、実際の散乱起因変化量Ｓ（λ）により近い関数形を選択することが望ましい。
　ステップＳ５において、濃度定量部７７は、ステップＳ４で算出されたｐ、ｑ、Ｄ（λ２ｂ）、Ｈ（λ１）を用いて、被測定成分であるエリオグラウシンの濃度を定量する。この定量処理に先立ち、吸光度補正部８４は、濃度相当吸光度Ｄ（λ２ｂ）を補正することで、血液中での光散乱及び／又は光吸収の影響を除去する。
　先ず、特定波長λ１におけるヘマトクリット値Ｈｃｔ（単位：％）を算出する。この「ヘマトクリット値」は、血液中に占める赤血球の容積の割合を意味する。ヘマトクリット値Ｈｃｔは、特定波長λ１における検量線ｆ（・）を用いて、次の（１８）式で算出される。
　　Ｈｃｔ＝ｆ（Ｈ（λ１））　‥‥（１８）
　ここで、検量線ｆ（・）は、吸収起因変化量Ｈ（λ）をヘマトクリット値Ｈｃｔに換算するための特性関数である。この検量線ｆ（・）と、後述する検量線ｇ（・）は、テーブル形式の検量線データ９０（図５参照）として、メモリ６２に予め記憶されている。
　光散乱及び光吸収の影響を除去した吸光度（以下、補正吸光度Ｄｃ）は、（１２）式、（１６）式及び（１８）式を用いて、次の（１９）式で与えられる。
　　Ｄｃ＝（Ａ（λ２ｂ）－ｐ・λ２ｂ－ｑ）／（１－Ｈｃｔ／１００）　‥‥（１９）
　最後に、被測定成分の濃度（以下、定量濃度Ｄｍ）は、波長λ２ｂにおける検量線ｇ（・）を用いて、次の（２０）式で算出される。
　　Ｄｍ＝ｇ（Ｄｃ）　‥‥（２０）
　ここで、検量線ｇ（・）は、補正吸光度Ｄｃを定量濃度Ｄｍに換算するための特性関数である。これにより、定量濃度Ｄｍが得られる（ステップＳ５）。
　このように、吸光度補正部８４は、吸収起因変化量Ｈ（λ）を用いて、任意の波長にて測定された吸光度を補正することで、光吸収の影響を更に除去することができる。光散乱のみならず光吸収の影響も併せて考慮することで、被測定成分の測定精度が更に向上する。
　ステップＳ６において、ステップＳ５で定量された濃度情報を表示器２０に表示させる。表示処理に先立ち、演算部６０は、表示器２０に表示させる可視情報を決定した後、その可視情報に応じた表示制御信号を表示器２０側に供給する。なお、可視情報として、濃度の他、例えば、トレンド、測定の成否、測定時刻、診断結果等が挙げられる。
　以上のようにして、成分測定装置１０は、血液中の成分の測定動作を終了する。その後、測定用チップ１４をチップ装着部１６から取り外し、電源ボタン１８をオフにする。
［検証実験］
　続いて、この成分測定方法による効果を検証する実験の手順及び結果について説明する。
＜１．試料の作製＞
　先ず、被検体から採血した全血に対して遠心分離処理を施し、血漿成分を取得した。この血漿成分にエリオグラウシン（シグマアルドリッチ社製）を添加することで色素成分の濃度を調整した。そして、色素濃度が異なる各溶液に血球成分を添加し、色素濃度及び／又はヘマトクリット値がそれぞれ異なる複数の試料を得た。色素濃度はそれぞれ、（１）２０ｍｇ／ｄｌ、（２）７０ｍｇ／ｄｌ、（３）１３０ｍｇ／ｄｌ、（４）２２０ｍｇ／ｄｌを設計値とした。また、ヘマトクリット値はそれぞれ、（１）２５％、（２）４０％、（３）６０％を設計値とした。
＜２．ヘマトクリット値の検量線＞
　複数の試料をヘマトクリット毛細管（ＶＣ－Ｈ０７５Ｐ；テルモ株式会社製）に分取した後、遠心分離処理を施すことで、ヘマトクリット値Ｈｃｔ（％）の実測値をそれぞれ得た。また、市販の紫外可視分光光度計（Ｖ－５３０；日本分光株式会社製）を用いて、それぞれ溶血させた試料における吸光スペクトルを測定し、波長λ１＝５４０ｎｍにおける吸光度をそれぞれ得た。そして、横軸をヘマトクリット値とし、縦軸を吸光度とするプロットを試料毎に作成した。
　図１０は、ヘマトクリット値Ｈｃｔの検量線を示すグラフである。実線で示すグラフは、被検体毎、試料毎のプロットにおける回帰直線に相当する。本図に示すように、含有するエリオグラウシンの濃度によって各プロットのばらつきが存在するものの、全体的に判断すれば各プロットのばらつきが比較的少なく、検量線のリニアリティ（正相関）が高いことを確認した。
＜３．検証Ａ（色素濃度の検量線）＞
　第１の検証実験として、波長λ２ｂ＝６３０ｎｍにおける色素濃度の検量線を求めた。具体的には、横軸を色素濃度とし、縦軸を濃度相当吸光度とするプロットを試料毎に作成した。ここで、「比較例」として実測吸光度Ａを用いると共に、「実施例」として、散乱起因変化量Ｓ（λ）を１次関数にて算出して得た補正吸光度Ｄｃを用いた。
　図１１は、色素濃度の検量線を示すグラフである。塗り潰しがあるプロットは比較例（以下「補正無し」）であり、塗り潰しがないプロットは実施例（以下「１次関数補正」）である。また、実線で示すグラフは、被検体毎、試料毎のプロットにおける回帰直線に相当する。
　本図から理解されるように、「補正無し」における各プロットのばらつきが（特に低濃度域にて）多いと共に、検量線のリニアリティが低くなっている。一方、「１次関数補正」における各プロットのばらつきは総じて少なく、検量線のリニアリティが高くなっている。
＜４．検証Ｂ（定量精度）＞
　第２の検証実験として、色素濃度の定量精度を求めた。図１０及び図１１に示す検量線とは別に、１名の被検体から採血した全血を用いた。この全血に関し、エリオグラウシンの濃度が２２０ｍｇ／ｄｌであり、ヘマトクリット値３５％であった。そして、上記した手順に従って、この全血から複数の試料（ヘマトクリット値は２０～４０％）を作製・測定した。
　ここで、（１８）式における検量線ｆ（・）として図１０に示す特性曲線を用いた。また、（２０）式における検量線ｇ（・）として図１１に示す特性曲線（「１次関数補正」）を用いた。
　図１２は、この成分測定方法による定量誤差を示すグラフである。グラフの横軸は濃度（単位：ｍｇ／ｄｌ）であり、グラフの縦軸は相対誤差（単位：％）である。この「相対誤差」は、１００×｛（実際濃度）－（定量濃度）｝／（実際濃度）の式に従って算出される値である。本図から理解されるように、すべての相対誤差が５％以内に収まっており、この方法による定量精度が高いことが示された。
［応用例］
　上記では、色素成分としてエリオグラウシンを中心に説明したが、これに限られず、血液中のグルコース濃度に応じて呈色反応する色素成分であってもよい。この色素成分を用いることで、全血血漿中グルコースの濃度を測定できる。発色試薬４２の組成として、例えば、グルコースオキシダーゼ（ＧＯＤ）、ペルオキシダーゼ（ＰＯＤ）、４－アミノアンチピリン（４－ＡＡ）、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（ＭＡＯＳ）の組み合わせが挙げられる。
　この組成によれば、全血血漿中グルコースはＧＯＤの作用でその濃度に応じた過酸化水素を生成する。そしてＰＯＤの共存下で生成した過酸化水素の量に応じた４－ＡＡとＭＡＯＳが縮合してλ＝６３０ｎｍに極大吸収をもつ色素となる。この縮合体の吸光度を測定することで、グルコースの濃度を測定・定量することが可能となる。
［この実施形態による効果］
　以上のように、成分測定装置１０は、呈色反応後の体液に含まれる色素成分（例えば、エリオグラウシン）の光学的特性に基づいて体液中の被測定成分（例えば、血漿成分）を測定する装置である。
　そして、成分測定装置１０は、色素成分とは異なる別の成分（例えば、ヘモグロビン）による光吸収率が相対的に大きい第１波長域Ｒ１に属する特定波長（λ１）における吸光度（Ａ）を第１実測値として、光吸収率が相対的に小さい第２波長域Ｒ２に属する１つ又は複数の波長（λ２ａ～λ２ｃ）における吸光度（Ａ）を一群の第２実測値としてそれぞれ取得するデータ取得部７８と、散乱起因変化量（Ｓ）の波長特性を示し、且つ、１つ以上の係数（ｐ，ｑ）で特定される関数形を決定する関数形決定部８０と、吸収起因変化量（Ｈ）を含む第１関係式及び吸収起因変化量（Ｈ）を含まない一群の第２関係式に基づいて、未知数としての１つ以上の係数（ｐ，ｑ）を算出する係数算出部８２と、１つ以上の係数（ｐ，ｑ）を上記の関数形に適用した関数を用いて、任意の波長にて測定された吸光度を補正することで、少なくとも光散乱の影響を除去する吸光度補正部８４を備える。
　このように構成することで、吸収起因変化量（Ｈ）に関する自由度が最小値（すなわち、１）になり、この自由度が小さいほど、散乱起因変化量（Ｓ）の波長特性を高精度に近似するためのデータ数が少なくて済む。これにより、少ないデータ数（例えば、４点）であっても光散乱の影響を適切に除去可能になり、被測定成分の測定精度を十分に確保できる。
［補足］
　なお、この発明は、上述した実施形態に限定されるものではなく、この発明の主旨を逸脱しない範囲で自由に変更できることは勿論である。
　上記の実施形態では、試料として、血液を例に挙げて説明したがこれに限定されるものではない。例えば、リンパ液、髄液、唾液を含む体液であってもよい。また、体液の種類に応じた任意の成分に適用可能であり、測定結果として成分の量のみならず、これとは別に又はこれと併せて成分の性質を得るようにしてもよい。
　上記の実施形態では、色素成分として、発色試薬４２を添加して発現させた成分を例に挙げて説明したが、発色試薬４２を添加しない体液（すなわち、原液）の色素成分を測定してもよい。
　上記の実施形態では、発光部６６として、複数種類の光源６７、６８ａ～６８ｃを例に挙げて説明したが、単一の光源と、該光源の前方に配置された複数種類の光学フィルタ（バンドパス型）を組み合わせて構成してもよい。

Claims (11)

  1. 　体液又は呈色反応後の前記体液に含まれる色素成分の光学的特性に基づいて前記体液中の被測定成分を測定する成分測定装置（１０）であって、
    　前記色素成分とは異なる別の成分による光吸収率が相対的に大きい第１波長域（Ｒ１）に属する特定波長（λ１）における吸光度（Ａ）を第１実測値として、前記光吸収率が相対的に小さい第２波長域（Ｒ２）に属する１つ又は複数の波長（λ２ａ～λ２ｃ）における吸光度（Ａ）を一群の第２実測値としてそれぞれ取得する吸光度取得部（７８）と、
    　前記体液中での光散乱に起因する吸光度の変化量である散乱起因変化量（Ｓ）の波長特性を示し、且つ、１つ以上の係数（ｐ，ｑ）で特定される関数形を決定する関数形決定部（８０）と、
    　前記第１実測値に関する式であって前記体液中での光吸収に起因する吸光度の変化量である吸収起因変化量（Ｈ）を含む第１関係式、及び、前記第２実測値に関する式であって前記吸収起因変化量（Ｈ）を含まない一群の第２関係式に基づいて、未知数としての前記１つ以上の係数（ｐ，ｑ）を算出する係数算出部（８２）と、
    　前記係数算出部（８２）により算出された前記１つ以上の係数（ｐ，ｑ）を前記関数形決定部（８０）により決定された前記関数形に適用した関数を用いて、任意の波長にて測定された吸光度を補正することで、少なくとも前記光散乱の影響を除去する吸光度補正部（８４）と
    　を備えることを特徴とする成分測定装置（１０）。
  2. 　請求項１記載の成分測定装置（１０）において、
    　前記吸光度補正部（８４）は、前記吸収起因変化量（Ｈ）を用いて、任意の波長にて測定された吸光度を補正することで、前記光吸収の影響を更に除去することを特徴とする成分測定装置（１０）。
  3. 　請求項１記載の成分測定装置（１０）において、
    　前記係数算出部（８２）は、前記色素成分の濃度に相当する濃度相当吸光度（Ｄ）、前記散乱起因変化量（Ｓ）及び前記吸収起因変化量（Ｈ）の加算値が前記第１実測値に等しいと表現する前記第１関係式、並びに、前記濃度相当吸光度（Ｄ）及び前記散乱起因変化量（Ｓ）の加算値が前記第２実測値に等しいと表現する一群の前記第２関係式に基づいて、前記１つ以上の係数（ｐ，ｑ）を算出することを特徴とする成分測定装置（１０）。
  4. 　請求項３記載の成分測定装置（１０）において、
    　前記係数算出部（８２）は、濃度に関わらず前記色素成分の吸収スペクトルが相似関係である拘束条件を付与し、前記１つ以上の係数（ｐ，ｑ）を算出することを特徴とする成分測定装置（１０）。
  5. 　請求項４記載の成分測定装置（１０）において、
    　前記関数形決定部（８０）は、前記第２実測値の個数よりも少ない個数の前記係数（ｐ，ｑ）で特定される前記関数形を決定することを特徴とする成分測定装置（１０）。
  6. 　請求項１記載の成分測定装置（１０）において、
    　前記関数形決定部（８０）は、前記関数形として、多項式関数、累乗関数及び指数関数のうちのいずれか１つに決定することを特徴とする成分測定装置（１０）。
  7. 　請求項１記載の成分測定装置（１０）において、
    　前記吸光度取得部（７８）は、波長の間隔が互いに２０ｎｍ以上である前記第１実測値及び一群の前記第２実測値を取得することを特徴とする成分測定装置（１０）。
  8. 　請求項１記載の成分測定装置（１０）において、
    　前記体液は血液であり、
    　前記別の成分はヘモグロビンであり、
    　前記吸光度取得部（７８）は、前記第１波長域（Ｒ１）を４００～６００ｎｍとする前記第１実測値、前記第２波長域（Ｒ２）を６００～１０００ｎｍとする一群の前記第２実測値を取得することを特徴とする成分測定装置（１０）。
  9. 　請求項１記載の成分測定装置（１０）において、
    　前記体液は血液であり、
    　前記色素成分は前記血液中のグルコース濃度に応じて呈色する成分である
    　ことを特徴とする成分測定装置（１０）。
  10. 　体液又は呈色反応後の前記体液に含まれる色素成分の光学的特性に基づいて前記体液中の被測定成分を測定する成分測定方法であって、
    　前記色素成分とは異なる別の成分による光吸収率が相対的に大きい第１波長域（Ｒ１）に属する特定波長（λ１）における吸光度（Ａ）を第１実測値として、前記光吸収率が相対的に小さい第２波長域（Ｒ２）に属する１つ又は複数の波長（λ２ａ～λ２ｃ）における吸光度（Ａ）を一群の第２実測値としてそれぞれ取得する取得ステップ（Ｓ１、Ｓ２）と、
    　前記体液中での光散乱に起因する吸光度の変化量である散乱起因変化量（Ｓ）の波長特性を示し、且つ、１つ以上の係数（ｐ，ｑ）で特定される関数形を決定する決定ステップ（Ｓ３）と、
    　前記第１実測値に関する式であって前記体液中での光吸収に起因する吸光度の変化量である吸収起因変化量（Ｈ）を含む第１関係式、及び、前記第２実測値に関する式であって前記吸収起因変化量（Ｈ）を含まない一群の第２関係式に基づいて、未知数としての前記１つ以上の係数（ｐ，ｑ）を算出する算出ステップ（Ｓ４）と、
    　前記１つ以上の係数（ｐ，ｑ）を前記関数形に適用した関数を用いて、任意の波長にて測定された吸光度を補正することで、少なくとも前記光散乱の影響を除去する補正ステップ（Ｓ５）と
    　を成分測定装置（１０）に実行させることを特徴とする成分測定方法。
  11. 　体液又は呈色反応後の前記体液に含まれる色素成分の光学的特性に基づいて前記体液中の被測定成分を測定するための成分測定プログラムであって、
    　前記色素成分とは異なる別の成分による光吸収率が相対的に大きい第１波長域（Ｒ１）に属する特定波長（λ１）における吸光度（Ａ）を第１実測値として、前記光吸収率が相対的に小さい第２波長域（Ｒ２）に属する１つ又は複数の波長（λ２ａ～λ２ｃ）における吸光度（Ａ）を一群の第２実測値としてそれぞれ取得する取得ステップ（Ｓ１、Ｓ２）と、
    　前記体液中での光散乱に起因する吸光度の変化量である散乱起因変化量（Ｓ）の波長特性を示し、且つ、１つ以上の係数（ｐ，ｑ）で特定される関数形を決定する決定ステップ（Ｓ３）と、
    　前記第１実測値に関する式であって前記体液中での光吸収に起因する吸光度の変化量である吸収起因変化量（Ｈ）を含む第１関係式、及び、前記第２実測値に関する式であって前記吸収起因変化量（Ｈ）を含まない一群の第２関係式に基づいて、未知数としての前記１つ以上の係数（ｐ，ｑ）を算出する算出ステップ（Ｓ４）と、
    　前記１つ以上の係数（ｐ，ｑ）を前記関数形に適用した関数を用いて、任意の波長にて測定された吸光度を補正することで、少なくとも前記光散乱の影響を除去する補正ステップ（Ｓ５）と
    　を成分測定装置（１０）に実行させることを特徴とする成分測定プログラム。
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