WO2017154270A1 - 成分測定装置、成分測定方法及び成分測定プログラム - Google Patents

成分測定装置、成分測定方法及び成分測定プログラム Download PDF

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Definitions

  • the present invention relates to a component measuring device, a component measuring method, and a component measuring program, and more particularly, to a component measuring device, a component measuring method, and a component measuring program for measuring a component to be measured in blood.
  • the blood includes a portion containing the component to be measured
  • a method is known in which the amount and concentration of a component to be measured are measured by separating the component into components that do not contain the component to be measured.
  • the glucose concentration mg / dL
  • whole blood measurement using absorptiometry is known as a technique for measuring a component to be measured in blood without separating the component to be measured from blood and without further lysing the blood. ing.
  • the time required for measuring the component to be measured can be shortened as compared with the above-described method of performing the measurement component separation step and the hemolysis step.
  • the other components may cause optical phenomena such as light absorption and light scattering, and as a result, may act as a disturbance factor in measurement. . Therefore, in order to maintain the measurement accuracy of the component to be measured, it is necessary to remove the influence of the disturbance factor, and various methods for removing the influence of the disturbance factor have been proposed.
  • the influence amount of the disturbance factor at the measurement wavelength is estimated from the actual measurement value in the long wavelength region longer than the measurement wavelength, and the actual measurement value at the measurement wavelength is used as the influence amount of the estimated disturbance factor.
  • a component measuring apparatus and a component measuring method for measuring a glucose concentration in a plasma component by further correcting an actual measurement value at a measurement wavelength using a predicted hematocrit value after the correction is performed.
  • the glucose concentration in the plasma component is measured with high accuracy from the blood without separating the plasma component containing glucose as the component to be measured from the blood. can do.
  • there is room for further improvement in the accuracy of estimating the influence amount of disturbance factors such as light scattering by blood cell components in blood and light absorption by hemoglobin in blood.
  • An object of the present invention is to provide a component measuring apparatus, a component measuring method, and a component measuring program capable of measuring a predetermined measured component with high accuracy without separating the predetermined measured component from blood. To do.
  • the component measuring apparatus is a component to be measured in blood based on the optical characteristics of a mixture containing a dye component colored by a color reaction between the component to be measured in blood and a reagent.
  • a component measuring apparatus that measures the absorbance of the mixture at the measurement wavelength based on the information of scattered light and the ratio of reduced hemoglobin to oxidized hemoglobin in red blood cells.
  • the actual measurement value is the fifth actual measurement value
  • the measurement belonging to the wavelength range corresponding to the full width at half maximum of the peak wavelength region in the absorbance spectrum of the dye component More than the measurement wavelength belonging to the wavelength range corresponding to the full width at half maximum
  • the first actual measurement value and the second actual measurement value which are the absorbances of the mixture at the first wavelength and the second wavelength belonging to a longer wavelength range than the wavelength, respectively.
  • the third actual measurement value and the fourth actual measurement value which are the absorbances of the mixture at the third wavelength and the fourth wavelength belonging to the short wavelength region, respectively
  • the fifth actual measurement value which is the absorbance of the mixture at the measurement wavelength
  • an absorbance correction unit that corrects the fifth actual measurement value using the first actual measurement value to the fourth actual measurement value, and uses the reduced hemoglobin as the third wavelength.
  • the component measuring apparatus uses, as the third wavelength, a wavelength at which the ratio of the absorption coefficient of oxyhemoglobin to the absorption coefficient of reduced hemoglobin is a predetermined threshold or more, and the fourth wavelength. It is preferable to use a wavelength at which the ratio of the absorption coefficient of oxyhemoglobin to the absorption coefficient of reduced hemoglobin is less than the predetermined threshold.
  • the component measuring apparatus as one embodiment of the present invention, it is preferable to use a wavelength where the absorption coefficient of reduced hemoglobin and the absorption coefficient of oxyhemoglobin are equal as the third wavelength. That is, it is preferable to use a wavelength at which the ratio of the absorption coefficient of oxyhemoglobin to the absorption coefficient of reduced hemoglobin is 1.
  • the third wavelength belongs to a range of 520 nm to 550 nm or a range of 565 nm to 585 nm.
  • the fourth wavelength belongs to a range greater than 550 nm and less than 565 nm, or greater than 585 nm and less than 600 nm.
  • the difference in absorption coefficient between reduced hemoglobin and oxyhemoglobin is the second wavelength as the first wavelength. It is preferable to use a wavelength that is equal to or less than a predetermined value and use a wavelength that is greater than the second predetermined value as the second wavelength.
  • the ratio of the absorption coefficient of oxyhemoglobin to the absorption coefficient of reduced hemoglobin as the first wavelength is the first wavelength.
  • a wavelength that is not less than one threshold and not more than a second threshold, and the second wavelength is a wavelength at which the ratio of the absorption coefficient of oxyhemoglobin to the absorption coefficient of reduced hemoglobin is less than the first threshold, or It is preferable to use a wavelength that is greater than the second threshold.
  • the component measuring apparatus it is preferable to use a wavelength having the same absorption coefficient as that of reduced hemoglobin and that of oxyhemoglobin as the first wavelength.
  • the first wavelength preferably belongs to a range of 790 nm to 810 nm.
  • the second wavelength preferably belongs to a wavelength at which the absorbance of the dye component is 10% or less of the absorbance of the dye component at the measurement wavelength.
  • the second wavelength is preferably such that the absorbance of the dye component is 0% of the absorbance of the dye component at the measurement wavelength.
  • the measurement wavelength preferably belongs to a range of 600 nm or more and 700 nm or less.
  • the component measuring method includes a component to be measured in blood based on the optical characteristics of a mixture containing a pigment component colored by a color reaction between the component to be measured in blood and a reagent. Is a component measurement method that measures the absorbance of the mixture at the measurement wavelength based on the scattered light information and the ratio of reduced hemoglobin to oxidized hemoglobin in red blood cells.
  • the component measurement program according to the third aspect of the present invention is based on the optical characteristics of a mixture containing a dye component colored by a color reaction between a component to be measured and a reagent in blood.
  • a component measuring apparatus capable of measuring a predetermined measured component with high accuracy without separating the predetermined measured component from blood. it can.
  • FIG. 1 It is a top view of the component measuring device set by which the component measuring chip was mounted
  • FIG. 12A is a graph showing an error between the absorbance and the true value measured by the component measuring method as one embodiment of the present invention
  • FIG. 12B is a graph showing the component measuring method as a comparative example. It is a graph which shows the error of the light absorbency measured and a true value.
  • FIG. 16A is a graph showing an error between the absorbance and the true value measured by the component measurement method as one embodiment of the present invention
  • FIG. 16B is a graph showing the component measurement method as a comparative example. It is a graph which shows the error of the light absorbency measured and a true value.
  • FIG. 1 is a top view showing a component measuring device set 100 in which the component measuring chip 2 is mounted on the component measuring device 1 in the present embodiment.
  • FIG. 2 is an enlarged cross-sectional view of the vicinity of a portion where the component measuring chip 2 is mounted in the cross section taken along the line II of FIG.
  • the component measuring device set 100 includes a component measuring device 1 and a component measuring chip 2.
  • the component measuring apparatus 1 of this embodiment is a blood glucose level measuring apparatus capable of measuring the concentration (mg / dL) of glucose in a plasma component as a component to be measured in blood.
  • the component measurement chip 2 of the present embodiment is a blood glucose measurement chip that can be attached to the tip of a blood glucose measurement device as the component measurement device 1.
  • blood as used herein means whole blood that is not separated for each component but includes all components.
  • the component measuring apparatus 1 includes a housing 10 made of a resin material, a button group provided on the upper surface of the housing 10, a liquid crystal or an LED (abbreviation of Light Emitting Diode) provided on the upper surface of the housing 10, and the like.
  • a display unit 11 and a removal lever 12 that is operated when removing the component measurement chip 2 attached to the component measurement device 1 are provided.
  • the button group of the present embodiment includes a power button 13 and an operation button 14.
  • the housing 10 is provided with the above-described button group and the display unit 11 on the upper surface (see FIG. 1).
  • the main body 10a has a substantially rectangular outer shape when viewed from above, and protrudes outward from the main body 10a. (See FIG. 1) and a chip mounting portion 10b provided with a removal lever 12. As shown in FIG. 2, inside the chip mounting portion 10b, a chip mounting space S having a tip opening formed at the tip surface of the chip mounting portion 10b as one end is partitioned.
  • the component measuring chip 2 When the component measuring chip 2 is mounted on the component measuring apparatus 1, the component measuring chip 2 is inserted into the chip mounting space S from the outside through the tip opening, and the component measuring chip 2 is pushed into a predetermined position to The chip mounting portion 10b of the measuring device 1 is in a state where the component measuring chip 2 is locked, and the component measuring chip 2 can be mounted on the component measuring device 1.
  • the locking of the component measuring chip 2 by the component measuring apparatus 1 can be realized by various configurations, for example, by providing a claw portion that can be engaged with a part of the component measuring chip 2 in the chip mounting portion 10b.
  • the chip mounting portion of the component measuring apparatus 1 is operated by operating the above-described removal lever 12 from the outside of the housing 10.
  • the locking state of the component measuring chip 2 by 10b is released, and the eject pin 26 (see FIG. 2) in the housing 10 moves in conjunction with the component measuring chip 2 so that the component measuring chip 2 can be detached from the component measuring apparatus 1.
  • the housing 10 of the present embodiment is configured to include a substantially rectangular main body portion 10a and a chip mounting portion 10b protruding outward from the main body portion 10a in a top view (see FIG. 1).
  • the shape of the housing 10 of the present embodiment is not limited. Therefore, in addition to the shape of the housing 10 of the present embodiment, various shapes that are easy for the user to hold with one hand can be employed.
  • the display unit 11 displays information on the component to be measured measured by the component measuring apparatus 1.
  • the glucose concentration (mg / dL) measured by the blood sugar level measuring device as the component measuring device 1 can be displayed on the display unit 11.
  • the display unit 11 may display not only information on the component to be measured but also various information such as measurement conditions of the component measuring apparatus 1 and instruction information for instructing a user to perform a predetermined operation. The user can operate the power button 13 and the operation button 14 of the button group while confirming the content displayed on the display unit 11.
  • FIG. 3 is a top view showing the component measuring chip 2.
  • 4 is a cross-sectional view taken along the line II-II in FIG.
  • the component measuring chip 2 includes a base member 21 having a substantially rectangular plate shape, a coloring reagent 22 as a reagent held by the base member 21, and the base member 21. And a cover member 25 for covering.
  • a groove is formed on the outer surface of the base member 21 on one side in the thickness direction.
  • the groove of the base member 21 is covered with the cover member 25 to become a hollow portion extending in a direction orthogonal to the thickness direction, and this hollow portion constitutes the flow path 23 of the component measuring chip 2.
  • a supply unit 24 capable of supplying blood from the outside is formed.
  • a coloring reagent 22 is held at the groove bottom of the groove of the base member 21 in the inner wall of the flow path 23, and blood supplied from the outside to the supply unit 24 flows using, for example, capillary action.
  • the flow path 23 of this embodiment is comprised by the hollow part divided by the base member 21 and the cover member 25, a flow path is not restricted to this structure. You may form a flow path only by the groove
  • a transparent material for light transmission As the material of the base member 21 and the cover member 25, it is preferable to use a transparent material for light transmission.
  • transparent organic resin materials such as polyethylene terephthalate (PET), polymethyl methacrylate (PMMA), polystyrene (PS), cyclic polyolefin (COP), cyclic olefin copolymer (COC), and polycarbonate (PC); glass, quartz, etc.
  • PET polyethylene terephthalate
  • PMMA polymethyl methacrylate
  • PS polystyrene
  • COP cyclic polyolefin
  • COC cyclic olefin copolymer
  • PC polycarbonate
  • the coloring reagent 22 as a reagent reacts with a component to be measured in blood to cause a color reaction that develops a color corresponding to the blood concentration of the component to be measured.
  • the coloring reagent 22 of the present embodiment is applied to the groove bottom of the groove as the flow path 23.
  • the coloring reagent 22 of this embodiment reacts with glucose as a component to be measured in blood.
  • Examples of the coloring reagent 22 of the present embodiment include (i) glucose oxidase (GOD), (ii) peroxidase (POD), and (iii) 1- (4-sulfophenyl) -2,3-dimethyl-4-amino.
  • examples thereof include a mixed reagent of (GDH), a tetrazolium salt, and an electron mediator.
  • a buffering agent such as a phosphate buffer may be included.
  • the types and components of the coloring reagent 22 are not limited to these.
  • the peak wavelength in the absorbance spectrum of the pigment component colored by the color reaction between glucose in the blood and the coloring reagent 22 is attributed to the light absorption characteristics of hemoglobin in blood cells. A wavelength different from the peak wavelength is used.
  • the absorbance spectrum of the dye component that is colored by the color reaction between glucose in the blood and the coloring reagent 22 has a peak wavelength near 650 nm, but the peak wavelength is around 650 nm. It is not limited to what becomes. Details of this will be described later.
  • the component measuring chip 2 is mounted in the chip mounting portion 10b. Then, when blood is supplied to the supply unit 24 provided at one end of the component measuring chip 2, the blood moves in the flow path 23 by, for example, capillary action, and the color reagent 22 in the flow path 23 is held. It reaches the position and reacts with the coloring reagent 22 at this holding position.
  • the so-called colorimetric component measuring apparatus 1 irradiates light toward the holding position of the coloring reagent 22, detects the amount of transmitted light (or the amount of reflected light), and correlates with the intensity of coloring according to the blood concentration. A detection signal is obtained. And the component measuring apparatus 1 can measure a to-be-measured component by referring the calibration curve created beforehand. In addition, the component measuring apparatus 1 of this embodiment measures the glucose concentration (mg / dL) in the plasma component in blood.
  • FIG. 5 is an electrical block diagram of the component measuring apparatus 1 shown in FIGS. 1 and 2.
  • FIG. 5 also shows a cross section (same cross section as FIG. 4) of the component measuring chip 2 mounted on the component measuring apparatus 1.
  • FIG. 5 what expanded the vicinity of the component measurement chip
  • tip 2 is shown separately on the upper left.
  • the component measuring apparatus 1 includes a calculation unit 60, a memory 62, a power supply circuit 63, in addition to the housing 10, the display unit 11, the removal lever 12, the power button 13 and the operation button 14 described above. And a measurement optical system 64.
  • 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 the component measurement method shown here.
  • the power supply circuit 63 supplies power to each unit in the component measuring apparatus 1 including the calculation unit 60 or stops supplying the power according to the operation of the power button 13.
  • the measurement optical system 64 is an optical system capable of acquiring the optical characteristics of the mixture X containing a color component colored by the color reaction between the blood and the coloring reagent 22 as a reagent.
  • the measurement optical system 64 includes a light emitting unit 66, a light emission control circuit 70, a light receiving unit 72, and a light reception control circuit 74.
  • the light emitting unit 66 of this embodiment includes five types of light sources 67a, 67b, 67c, 67d and 68.
  • the light sources 67a to 67d and 68 emit light (eg, visible light, infrared light) having different spectral radiation characteristics.
  • the light source 67a is “first light source 67a”
  • the light source 67b is “second light source 67b”
  • the light source 67c is “third light source 67c”
  • the light source 67d is “fourth light source 67d”
  • the light source 68 is “ 5th light source 68 ".
  • the emission wavelengths of the first to fifth light sources 67a, 67b, 67c, 67d and 68 include the first to fifth wavelengths ⁇ 1, ⁇ 2, ⁇ 3, ⁇ 4 and ⁇ 5, and are light sources having different emission wavelengths.
  • various light emitting elements including LED elements, organic EL (Electro-Luminescence) elements, inorganic EL elements, and LD (Laser Diode) elements can be applied. .
  • the light receiving unit 72 of the present embodiment is composed of a single light receiving element disposed facing the light emitting unit 66 and the component measuring chip 2 therebetween.
  • the light receiving unit 72 receives the transmitted light that is irradiated from the first to fifth light sources 67a to 67d and 68 of the light emitting unit 66 to the holding position of the color reagent 22 of the component measuring chip 2 and transmitted through the component measuring chip 2.
  • various photoelectric conversion elements including a PD (abbreviation of Photo Diode) element, a photoconductor (photoconductor), and a phototransistor (abbreviation of Photo Transistor) can be applied.
  • the light emission control circuit 70 turns on or turns off the first to fifth light sources 67a to 67d and 68 by supplying driving power signals to the first to fifth light sources 67a to 67d and 68, respectively.
  • 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. 6 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 measurement unit 77 that measures the concentration of the component to be measured using various data.
  • the concentration measurement unit 77 includes an absorbance acquisition unit 78 and an absorbance correction unit 84.
  • the memory 62 stores measured data 85 of the first measured value D1 to the fifth measured value D5, which are the absorbances of the mixture X at the first wavelength ⁇ 1 to the fifth wavelength ⁇ 5 measured by the measurement optical system 64, respectively.
  • Correction coefficient data 86 including a group of correction coefficients correlated with the absorbance of the mixture X at each of the first wavelength ⁇ 1 to the fourth wavelength ⁇ 4, and the absorbance of the mixture X actually measured at the fifth wavelength ⁇ 5.
  • Calibration curve showing the relationship between the absorbance of the pigment component in the mixture X obtained by correction by the above and various physical quantities (for example, glucose concentration), the calibration curve showing the relationship between the absorbance of the hemoglobin in the mixture X and the hematocrit value, etc.
  • Calibration curve data 90 is stored.
  • the “hematocrit value” is a percentage of the volume ratio of blood cell components in blood to blood (whole blood).
  • the color reaction between glucose as the component to be measured in the blood and the coloring reagent 22 is performed with the blood (whole blood) and the coloring reagent 22 without separating the plasma component containing glucose from the blood.
  • One embodiment of the present invention for estimating the absorbance at a predetermined measurement wavelength of a dye component colored by a color reaction between glucose and the coloring reagent 22 based on the absorbance at various wavelengths of the entire mixture X obtained by the color reaction The component measuring method as a form is demonstrated.
  • FIG. 7 shows the absorbance spectra of six types of mixtures X obtained by color-reacting each of six types of blood specimens with known hematocrit values and glucose concentrations with the coloring reagent 22. These six blood samples are referred to as first to sixth samples.
  • the first sample has a hematocrit value of 20% and a glucose concentration of 0 mg / dL (indicated as “Ht20 bg0” in FIG. 7).
  • the second sample has a hematocrit value of 20% and a glucose concentration of 100 mg / dL (indicated as “Ht20 bg100” in FIG. 7).
  • the third sample has a hematocrit value of 20% and a glucose concentration of 400 mg / dL (indicated as “Ht20 bg400” in FIG. 7).
  • the fourth sample has a hematocrit value of 40% and a glucose concentration of 0 mg / dL (indicated as “Ht40 bg0” in FIG. 7).
  • the fifth sample has a hematocrit value of 40% and a glucose concentration of 100 mg / dL (indicated as “Ht40 bg100” in FIG. 7).
  • the sixth sample has a hematocrit value of 40% and a glucose concentration of 400 mg / dL (indicated as “Ht40 bg400” in FIG. 7).
  • FIG. 8 shows the absorbance spectrum of each of the seven blood samples whose hematocrit value and glucose concentration are known. These seven blood samples are referred to as first to seventh samples.
  • the first to sixth samples are the same as the first to sixth samples shown in FIG.
  • the seventh sample has a hematocrit value of 70% and a glucose concentration of 100 mg / dL.
  • FIG. 8 shows only three curves having different hematocrit values. Specifically, three curves with hematocrit values of 20% (indicated as “Ht20” in FIG. 8), 40% (indicated as “Ht40” in FIG. 8), and 70% (indicated as “Ht70” in FIG. 8). Only shows.
  • the measurement result of the dye component may be affected by the occurrence of an optical phenomenon.
  • an optical phenomenon For example, “light scattering” due to blood cell components in blood, the surface of the component measuring chip, or fine particles such as dust adhering to the component measuring chip, or a pigment component different from the pigment component to be measured (specifically, hemoglobin ) Occurs, an absorbance greater than the true value tends to be measured.
  • the absorbance spectrum of the blood sample shown in FIG. 8 has two peaks centered around 540 nm and 570 nm. These two peaks are mainly due to light absorption of oxyhemoglobin in erythrocytes. Further, in the absorbance spectrum of the blood sample shown in FIG. 8, in the wavelength region of 600 nm or more, the absorbance gradually decreases substantially linearly as the wavelength becomes longer. This substantially linear portion is mainly caused by light scattering of fine particles such as dust and dust adhering to the blood cell component and the component measuring chip.
  • the influence of light scattering by blood cell components or the like is dominant in the absorbance of the blood sample in the wavelength region longer than 600 nm.
  • the absorbance of the blood sample in the wavelength region shorter than 600 nm is more influenced by light absorption by hemoglobin than by light scattering by blood cell components and the like.
  • the absorbance spectrum of the mixture X shown in FIG. 7 has a trend curve in which the absorbance gradually decreases as the wavelength increases, similar to the absorbance spectrum of blood shown in FIG.
  • the absorbance spectrum of the mixture X shown in FIG. 7 has an increased absorbance over the visible light wavelength region of 600 nm to 700 nm, as compared with the curve shown in FIG.
  • the absorbance increasing from about 600 nm to 700 nm is mainly due to the absorption characteristics of the dye component that develops color by the color reaction between glucose in the blood and the coloring reagent 22.
  • a predetermined measurement wavelength For example, it is necessary to remove influences (noise) such as light scattering due to blood cell components and light absorption due to hemoglobin from an actual measurement value of absorbance at 650 nm.
  • the influence (noise) of light scattering due to blood cell components, etc., or light absorption due to hemoglobin at a predetermined measurement wavelength (for example, 650 nm) where the light absorption rate of the dye component to be measured is high is estimated. It is necessary to correct the measured value of the absorbance at the measurement wavelength.
  • the component measuring apparatus 1 measures a component to be measured in blood based on the optical characteristics of the mixture X containing a dye component colored by a color reaction between blood and a coloring reagent 22 as a reagent. Specifically, in this embodiment, the concentration of glucose contained in plasma components in blood is measured.
  • the component measuring apparatus 1 includes the optical characteristics of the blood cell component in the blood, the surface of the component measuring chip 2, or fine particles such as dust attached to the component measuring chip 2, and the ratio between the reduced hemoglobin and the oxidized hemoglobin in the red blood cells.
  • the glucose concentration in the blood is calculated by correcting the measured value of the absorbance of the mixture X at the measurement wavelength.
  • the component measuring method by the component measuring apparatus 1 includes information on scattered light by blood cell components in blood, the surface of the component measuring chip 2 or fine particles such as dust attached to the component measuring chip 2, and reduction in red blood cells.
  • the method includes a step of correcting the actual measurement value of the absorbance of the mixture X at the measurement wavelength based on the ratio of hemoglobin and oxygenated hemoglobin.
  • FIG. 9 shows the absorption coefficient of reduced hemoglobin (indicated as “Hb” in FIG. 9) and the absorption coefficient of oxidized hemoglobin (indicated as “HbO 2 ” in FIG. 9).
  • Hemoglobin in erythrocytes mainly contains oxygenated hemoglobin combined with oxygen and reduced hemoglobin in which oxygen is dissociated at a place where the oxygen partial pressure is low.
  • Oxyhemoglobin plays a role in which reduced hemoglobin passes through the lungs and binds to oxygen and transports oxygen through the artery and into the body, and can be confirmed in the arterial blood. For example, when blood is collected from the abdomen of a finger, the amount of oxyhemoglobin is relatively large because it becomes capillary blood. Conversely, reduced hemoglobin can be confirmed in a large amount in venous blood.
  • the absorbance obtained at the measurement wavelength corresponding to the dye component to be measured can be corrected using, for example, the hematocrit value without considering the ratio of reduced hemoglobin and oxidized hemoglobin. It is common. However, as shown in FIG. 9, the absorption coefficient of reduced hemoglobin and the absorption coefficient of oxyhemoglobin do not match, and the absorption amount by reduced hemoglobin and the absorption amount by oxyhemoglobin differ depending on the wavelength.
  • FIG. 10 shows the ratio of the absorption coefficient of oxyhemoglobin to the absorption coefficient of reduced hemoglobin.
  • the absorption coefficient of reduced hemoglobin is about 0.9 and the absorption coefficient of oxyhemoglobin is about 0.09. That is, the absorption coefficient of oxyhemoglobin corresponds to about 10% of the absorption coefficient of total hemoglobin.
  • the measurement wavelength for measuring the absorbance of the pigment component contained in the mixture X is set to 650 nm, and light scattering of blood cell components and the like from the measured value of the absorbance of the mixture X measured at this measurement wavelength. And correction to remove the influence of light absorption of hemoglobin in consideration of the ratio of reduced hemoglobin and oxidized hemoglobin. Thereby, the light absorbency of the pigment
  • the coloring reagent 22 used in the present embodiment a coloring component having a peak of absorbance around 600 nm is used, which is colored by a color reaction with glucose in blood.
  • the measurement wavelength for measuring the absorbance of the components is 650 nm.
  • the measurement wavelength for measuring the absorbance of the dye component to be measured is a wavelength at which the light absorption rate of the dye component is relatively large and a wavelength that is relatively less affected by the light absorption of hemoglobin is used. Good.
  • the wavelength range W3 (corresponding to the full width at half maximum of the peak wavelength range in the absorbance spectrum of the dye component to be measured) and having a relatively small ratio of absorbance due to light absorption of hemoglobin to the total absorbance (FIG. 7, The wavelength may belong to (see FIG. 8).
  • the wavelength range corresponding to the full width at half maximum of the peak wavelength range is the half value at the long wavelength side from the wavelength indicating the half value at the short wavelength side when the full width at half maximum of the peak wavelength range in the absorbance spectrum is specified.
  • the peak wavelength is around 600 nm, and the wavelength range corresponding to the full width at half maximum is about 500 nm to about 700 nm. Further, the influence of light absorption of hemoglobin on the total absorbance is relatively small in the wavelength region of 600 nm or more. Therefore, in this embodiment, the wavelength range W3 corresponding to the full width at half maximum of the peak wavelength range in the absorbance spectrum of the dye component to be measured, and the ratio of absorbance due to light absorption of hemoglobin to the total absorbance is relatively small, It is 600 nm or more and 700 nm or less.
  • the measurement wavelength is not limited to 650 nm of the present embodiment, and another wavelength belonging to the range of 600 nm to 700 nm may be used as the measurement wavelength.
  • the signal representing the absorbance of the dye component is strong and the ratio of the absorbance due to light absorption of hemoglobin relative to the total absorbance is in a very small wavelength range, the absorbance derived from the dye component can be measured more accurately. It is preferable to set the measurement wavelength near 650 nm, which is slightly longer than the wavelength near 600 nm, which is the peak wavelength in the absorbance spectrum.
  • the measurement wavelength is preferably a wavelength belonging to a range of 630 nm to 680 nm, more preferably a wavelength belonging to a range of 640 nm to 670 nm, and particularly preferably 650 nm as in the present embodiment.
  • a dye component is preferably a tetrazolium salt, and most preferably, for example, WST-4.
  • the coloring reagent 22 is used such that the full width at half maximum of the peak wavelength range in the absorbance spectrum of the dye component is about 500 nm to about 700 nm.
  • the full width at half maximum of the peak wavelength range is within this range.
  • Coloring reagents different from those described above may be used. However, as described above, in consideration of the absorption characteristics of hemoglobin, it is desirable that the wavelength region (600 nm or less) in which the absorbance due to light absorption of hemoglobin increases does not overlap with the measurement wavelength in the absorbance spectrum of the dye component.
  • the component measuring apparatus 1 measures the absorbances of the mixture X at four first wavelengths ⁇ 1 to ⁇ 4 that are different from the measurement wavelength (650 nm), and the four first measured values D1 to fourth measured values D4.
  • the fifth actual measurement value D5 of the absorbance of the mixture X at the measurement wavelength is corrected using the predetermined correction coefficient data 86, and the absorbance of the dye component at the measurement wavelength is estimated.
  • the measurement wavelength is referred to as “fifth wavelength ⁇ 5”.
  • the component measuring apparatus 1 uses the first measured value D1 to the fourth measured value D4 described above as two first wavelengths ⁇ 1 and second wavelength longer than the fifth wavelength ⁇ 5 that is the measured wavelength.
  • the four first measured values D1 to fourth measured values D4 described above are affected by light scattering of blood cell components or the like in the total absorbance on the longer wavelength side than the fifth wavelength ⁇ 5 that is the measurement wavelength.
  • the fifth wavelength ⁇ 5 which is the measurement wavelength
  • the component measuring apparatus 1 uses the wavelength range corresponding to the full width at half maximum of the peak wavelength range in the absorbance spectrum of the dye component as the measurement target as the first actual measurement value D1 and the second actual measurement value D2 described above (this embodiment).
  • the component measuring apparatus 1 uses the wavelength range (500 to 700 nm) corresponding to the full width at half maximum of the peak wavelength range in the absorbance spectrum of the dye component to be measured as the above-described third actual measurement value D3 and fourth actual measurement value D4.
  • a third actually measured value that is the absorbance of the mixture X in each of the third wavelength ⁇ 3 and the fourth wavelength ⁇ 4 belonging to the short wavelength region W2 belonging to the shorter wavelength region than the wavelength range W3, for example, the shorter wavelength region W2 than the wavelength range W3 D3 and the fourth measured value D4 are used.
  • the absorbance acquisition unit 78 of the component measuring apparatus 1 acquires the first measured value D1 to the fifth measured value D5 described above. Specifically, the first to fifth light sources 67a to 67d and 68 of the light emitting unit 66 are irradiated with irradiation light including emission wavelengths of the first wavelength ⁇ 1 to the fifth wavelength ⁇ 5. And the light-receiving part 72 receives the transmitted light which permeate
  • the value data 85 is stored in the memory 62.
  • the absorbance acquisition unit 78 of the component measuring apparatus 1 can acquire the actual measurement data 85 from the memory 62.
  • the means by which the absorbance acquisition unit 78 acquires the first actual measurement value D1 to the fifth actual measurement value D5 is not limited to the above-described means, and can be acquired by various known means.
  • the absorbance correction unit 84 of the component measuring apparatus 1 corrects the fifth actual measurement value D5 using the first actual measurement value D1 to the fourth actual measurement value D4, and the fifth wavelength ⁇ 5 (650 nm in this example) which is the measurement wavelength.
  • the absorbance of the dye component at is estimated.
  • the absorbance spectrum of the mixture X is substantially linear, and thus the absorbance at the first wavelength ⁇ 1. If the first actual measurement value D1 and the second actual measurement value D2 that is the absorbance at the second wavelength ⁇ 2 can be acquired, the slope between the first actual measurement value D1 and the second actual measurement value D2 is obtained, and the measured wavelength is obtained. It is possible to estimate to some extent noise other than the absorbance of the dye component at a certain fifth wavelength ⁇ 5.
  • the component measuring apparatus 1 derives the glucose concentration in the blood in consideration of the ratio of the reduced hemoglobin and the oxidized hemoglobin in the red blood cells in addition to the optical characteristics due to blood cell components in the blood. Therefore, the component measuring apparatus 1 can perform more accurate correction by using two wavelengths (third wavelength and fourth wavelength) selected based on the ratio of reduced hemoglobin and oxyhemoglobin.
  • a wavelength at which the difference in absorption coefficient between reduced hemoglobin and oxidized hemoglobin is equal to or less than the first predetermined value is used as the third wavelength ⁇ 3, and a reduced wavelength between reduced hemoglobin and oxidized hemoglobin is used as the fourth wavelength ⁇ 4.
  • a wavelength at which the difference in absorption coefficient is larger than the first predetermined value is used. More specifically, as the third wavelength ⁇ 3, a wavelength at which the ratio of the absorption coefficient of oxyhemoglobin to the absorption coefficient of reduced hemoglobin (see FIG. 10) is equal to or greater than the first threshold as a predetermined threshold is used.
  • a wavelength at which the ratio of the absorption coefficient of oxyhemoglobin to the absorption coefficient of reduced hemoglobin is less than the first threshold value described above is used.
  • the third wavelength ⁇ 3 and the fourth wavelength ⁇ 4 two wavelengths, a wavelength at which the ratio of the absorption coefficient of oxyhemoglobin to the absorption coefficient of reduced hemoglobin is not less than the first threshold and a wavelength that is less than the first threshold, Use.
  • the two wavelengths selected based on the ratio between reduced hemoglobin and oxidized hemoglobin are preferably two wavelengths that have a large difference in light absorption of hemoglobin depending on the ratio between reduced hemoglobin and oxidized hemoglobin. Therefore, in the present embodiment, as the third wavelength ⁇ 3, a wavelength at which the ratio of the absorption coefficient of oxyhemoglobin to the absorption coefficient of reduced hemoglobin is 0.8 or more, that is, a wavelength belonging to the range of 520 nm to 550 nm, or 565 nm to A wavelength belonging to the range of 585 nm is used.
  • the wavelength at which the ratio of the absorption coefficient of oxyhemoglobin to the absorption coefficient of reduced hemoglobin is less than 0.8, that is, the wavelength that is greater than 550 nm and less than 565 nm, or from 585 nm It is preferable to use a wavelength that is large and belongs to a range of less than 600 nm.
  • the third wavelength ⁇ 3 a wavelength at which the absorption coefficient of reduced hemoglobin and the absorption coefficient of oxyhemoglobin are equal, that is, in the present embodiment, so that the total amount of hemoglobin and the hematocrit value can be estimated simultaneously.
  • wavelengths near 530 nm, 545 nm, 570 nm, or 580 nm it is particularly preferable to use a wavelength selected from a range of 540 to 545 nm where the absorption coefficient of the entire hemoglobin is large.
  • the difference in the absorption coefficient is also in the vicinity of 560 nm where the difference in the absorption coefficient is the largest even in the range larger than 550 nm and less than 565 nm, or in the range larger than 585 nm and less than 600 nm. It is more preferable to set it to around 590 nm at which the value becomes the largest.
  • the third wavelength ⁇ 3 and the fourth wavelength ⁇ 4 are used in which the difference in the light absorption of the entire hemoglobin becomes large in the short wavelength region W2 in which the light absorption of the entire hemoglobin varies greatly depending on the ratio of the reduced hemoglobin and the oxidized hemoglobin. Accordingly, noise other than the absorbance of the dye component at the fifth wavelength ⁇ 5 (650 nm in the present embodiment), which is the measurement wavelength, can be accurately estimated in consideration of the ratio of reduced hemoglobin and oxidized hemoglobin. Therefore, according to the component measuring apparatus 1, it is possible to accurately measure the absorbance of the dye component at the fifth wavelength ⁇ 5, which is the measurement wavelength, and further measure the component to be measured (glucose concentration measurement in the present embodiment).
  • the third wavelength ⁇ 3 and the fourth wavelength ⁇ 4 are wavelengths that greatly consider the influence of the ratio of reduced hemoglobin to oxyhemoglobin, but in addition to the third wavelength ⁇ 3 and the fourth wavelength ⁇ 4, It is more preferable to use the same wavelength for the first wavelength ⁇ 1 and the second wavelength ⁇ 2.
  • a wavelength at which the difference in absorption coefficient between reduced hemoglobin and oxyhemoglobin is equal to or less than a second predetermined value is used as the first wavelength ⁇ 1 in the long wavelength region W1 where light scattering such as blood cell components is dominant.
  • a wavelength that is larger than the second predetermined value is used as the second wavelength ⁇ 2 in the long wavelength region W1.
  • the first wavelength ⁇ 1 a wavelength in which the ratio of the absorption coefficient of oxyhemoglobin to the absorption coefficient of deoxyhemoglobin is not less than the first threshold and not more than the second threshold is used.
  • the second wavelength ⁇ ⁇ b> 2 in the region W ⁇ b> 1 it is preferable to use a wavelength at which the ratio of the absorption coefficient of oxyhemoglobin to the absorption coefficient of reduced hemoglobin is less than the first threshold value or a wavelength that is greater than the second threshold value.
  • the second threshold value is another predetermined threshold value that is larger than the first threshold value. That is, as the first wavelength ⁇ 1 and the second wavelength ⁇ 2, it is preferable to use two wavelengths in which the ratio of the absorption coefficient of oxyhemoglobin to the absorption coefficient of deoxyhemoglobin is different.
  • the influence of light scattering of blood cell components and the like is dominant, but the influence of light absorption of hemoglobin is included to the same extent as the measurement wavelength of the component to be measured, so the first wavelength ⁇ 1 and the second wavelength As ⁇ 2, it is preferable to use two wavelengths in which the light absorption of hemoglobin changes relatively greatly depending on the ratio of reduced hemoglobin and oxidized hemoglobin.
  • the first wavelength ⁇ 1 is particularly preferably selected from the vicinity of a wavelength in which the absorption coefficient of reduced hemoglobin and the absorption coefficient of oxyhemoglobin are equal, in which light absorption of hemoglobin appears relatively large in the long wavelength region W1. Then, it is particularly preferable to use a wavelength selected from the range of 800 to 810 nm.
  • the second wavelength ⁇ 2 it is preferable to use a wavelength at which the ratio of the absorption coefficient of oxidized hemoglobin to the absorption coefficient of reduced hemoglobin is less than 0.8, or a wavelength greater than 1.5. .
  • the refractive index (scattering characteristics) of the medium (here, blood cells) and the light absorption of hemoglobin also change depending on the wavelength, if a wavelength close to the measurement wavelength is used as the second wavelength ⁇ 2, the measurement wavelength (650 nm in this embodiment) is used. ) Can be estimated more accurately by light scattering of blood cell components and the like and light absorption of hemoglobin. That is, in the present embodiment, it is preferable to use a wavelength shorter than the first wavelength ⁇ 1. More specifically, in the present embodiment, it is preferable to use a wavelength that is greater than 700 nm and that is less than 790 nm as the second wavelength ⁇ 2.
  • the second wavelength ⁇ 2 is the long wavelength region W1
  • the absorbance of the dye component contained in the total absorbance at the second wavelength ⁇ 2 is preferably 10% or less of the absorbance of the pigment component contained in the total absorbance at the measurement wavelength, preferably Is 6% or less, more preferably 3% or less, and still more preferably 0%.
  • the second wavelength ⁇ 2 is a wavelength at which the absorbance of the dye component becomes zero, that is, a long wavelength in the peak wavelength region of the absorbance spectrum of the dye component. It is particularly preferable to use a wavelength that becomes the bottom of the side. Therefore, in this embodiment, it is particularly preferable to set 755 nm to the second wavelength ⁇ 2.
  • the “total absorbance” of the “absorbance of the dye component contained in the total absorbance” described above means the absorbance of the entire mixture.
  • the “absorbance of the dye component” in the “absorbance of the dye component included in the total absorbance” described above is the absorbance of the reactant generated by the color reaction between the measured component in blood and the dye component in the reagent. That is, it means the absorbance derived from the pigment component in the mixture.
  • the component measurement apparatus 1 uses the fifth actual measurement value D5, which is the actual measurement value of the absorbance of the mixture X at the measurement wavelength, as the actual measurement value of the absorbance of the mixture X at each of the first wavelength ⁇ 1 to the fourth wavelength ⁇ 4. Correction can be made using the first measured value D1 to the fourth measured value D4, and the absorbance of the dye component at the measurement wavelength can be estimated.
  • D5 is the actual measurement value of the absorbance of the mixture X at the measurement wavelength
  • the memory 62 of the component measuring apparatus 1 stores the first measured value D1 to the fifth measured value that are the absorbances of the mixture X at the first wavelength ⁇ 1 to the fifth wavelength ⁇ 5 measured by the measuring optical system 64, respectively.
  • Calibration curve data 90 indicating the relationship between the absorbance of the pigment component in the mixture X obtained by correction by the data 86 and various physical quantities is stored.
  • the absorbance correction unit 84 derives the absorbance of the dye component at the fifth wavelength ⁇ 5, which is the measurement wavelength, based on the actual measurement data 85 and the correction coefficient data 86 stored in the memory 62.
  • correction coefficient data 86 is derived by regression analysis performed in advance using the following equation (1).
  • B ( ⁇ ) means noise other than the absorbance of the dye component at the wavelength ⁇ , and regression calculation is performed by the equation shown in the above [Expression 1] using various blood samples, and the coefficients b0, b1, b2, b3 and b4 are derived.
  • the first wavelength ⁇ 1 is 810 nm
  • the second wavelength ⁇ 2 is 750 nm
  • the third wavelength ⁇ 3 is 545 nm
  • the fourth wavelength As ⁇ 4, 560 nm is used.
  • various blood samples are based on six blood samples with different component compositions, each prepared with a hematocrit value adjusted to a range of 10% to 70%, and absorbance spectrum measurement of the adjusted blood sample is performed. Performed and regression analysis is used to derive the coefficients b0, b1, b2, b3 and b4. The total number of observations made this time is 766 times. Then, based on these derived coefficients b0 to b4, a group of correction coefficients that correlate with the absorbance of the mixture X at each of the first wavelength ⁇ 1 to the fourth wavelength ⁇ 4 is derived.
  • the actual absorbance value of the mixture X having a measurement wavelength of 650 nm is corrected from the actual absorbance value of the mixture X at 545 nm, 560 nm, 750 nm, and 810 nm.
  • the absorbance of the dye component can be estimated.
  • each of the coefficients b0 to b4 obtained by the above regression calculation can be determined as a value unique to the measurement system, and does not differ depending on the hematocrit value. Therefore, the numerical values (actually measured values) of B ( ⁇ 1) to B ( ⁇ 4) used for the regression calculation vary depending on the hematocrit value.
  • FIG. 11 shows the influence (measured as “W1” in FIG. 11) of the measured value of the long wavelength region W1 in the absorbance (noise) other than the dye component at the measurement wavelength in the regression calculation described above. It is a graph which shows the influence degree (it describes with "W2" in FIG. 11) by the measured value of wavelength range W2. Note that the “influence degree” mentioned here means a data occupancy rate. As shown in FIG. 11, considering the result of the actual measurement data obtained by the above-described regression calculation, the absorbance (noise) other than the dye component at the measurement wavelength is measured using the first actual measurement value D1 to the fourth actual measurement value D4.
  • the first actual measurement value D1 and the second actual measurement value D2 at the first wavelength ⁇ 1 and the second wavelength ⁇ 2 in the long wavelength region W1 are 92% as the hematocrit value increases from 10% to 70%.
  • the degree of influence decreases from 90% to 90% (see “W1” in FIG. 11).
  • the third actual measurement value D3 and the fourth actual measurement value D4 at the third wavelength ⁇ 3 and the fourth wavelength ⁇ 4 in the short wavelength region W2 increase from 8% as the hematocrit value increases from 10% to 70%.
  • the degree of influence increases to 10% (see “W2” in FIG. 11).
  • the absorbance of the dye component at the measurement wavelength can be estimated more accurately.
  • the first actual measurement value D1 to the fourth actual measurement value D4 include absorption of the dye component
  • correction calculation is performed on the first actual measurement value D1 to the fourth actual measurement value D4
  • the absorbance (noise) other than the dye is obtained. It is necessary to calculate B ( ⁇ ).
  • the third wavelength ⁇ 3 has a wavelength in which the absorption coefficient of reduced hemoglobin and the absorption coefficient of oxyhemoglobin are equal in the short wavelength region W2 where the influence of light absorption of hemoglobin is overwhelmingly large (in FIG. 9).
  • 530 nm, 545 nm, 570 nm, or 580 nm) the absorption coefficient of reduced hemoglobin from the third measured value D3 or in the long wavelength range W1 that is greatly affected by light scattering of the third measured value D3 and blood cell components, etc. It is possible to derive a hematocrit value using the first measured value D1 using a wavelength (800 nm in FIG.
  • the hematocrit value can be derived from a calibration curve between the absorbance of the hemoglobin stored in the memory 62 and the hematocrit value.
  • FIG. 12A uses 810 nm as the first wavelength ⁇ 1, 750 nm as the second wavelength ⁇ 2, 545 nm as the third wavelength ⁇ 3, 560 nm as the fourth wavelength ⁇ 4, and 650 nm as the fifth wavelength ⁇ 5 as the measurement wavelength.
  • it is a graph showing an error between the absorbance other than the dye component at the measurement wavelength derived by the component measuring method of the component measuring apparatus 1 and the true value of the absorbance other than the dye component at the same measurement wavelength.
  • the absorbance of the dye component contained in the total absorbance at the second wavelength ⁇ 2 corresponds to 3% of the absorbance at the measurement wavelength.
  • FIG. 12A uses 810 nm as the first wavelength ⁇ 1, 750 nm as the second wavelength ⁇ 2, 545 nm as the third wavelength ⁇ 3, 560 nm as the fourth wavelength ⁇ 4, and 650 nm as the fifth wavelength ⁇ 5 as the measurement wavelength.
  • FIG. 12A uses 810 nm as the first wavelength ⁇ 1,
  • 12B shows, as a comparative example, a measurement wavelength (650 nm) derived by the same method using only two of 810 nm and 750 nm among the above-described first wavelength ⁇ 1 to fourth wavelength ⁇ 4. Is a graph showing an error between the absorbance other than the dye component and the true value of the absorbance other than the dye component at the same measurement wavelength.
  • the error shown in FIG. 12A is twice the standard error is 0.0058, whereas the error shown in FIG. 12B is twice the standard error is 0.0109. It can be seen that the error shown in (a) is smaller than the error shown in FIG. That is, according to the above-described component measurement method executed by the component measurement apparatus 1 of the present embodiment, the pigment component at the measurement wavelength estimated from only the two wavelengths in the long wavelength region W1 (810 nm and 750 nm in this verification experiment). It is possible to estimate the absorbance with higher accuracy than the absorbance. In the present example, when the hematocrit is 40%, the absorbance error 0.001 corresponds to an error of 1 [mg / dL] in blood glucose level.
  • the component measuring apparatus 1 using this component measuring method can reduce blood sugar level measurement errors for blood having a wide range of hematocrit values of hematocrit of 10% to 70%.
  • FIG. 13 is a flowchart showing a component measurement method executed by the component measurement apparatus 1.
  • This component measurement method is based on the first measured value D1 that is the absorbance of the mixture X at the first wavelength ⁇ 1, the second measured value D2 that is the absorbance of the mixture X at the second wavelength ⁇ 2, and the absorbance of the mixture X at the third wavelength ⁇ 3.
  • Step S2 for deriving a hematocrit value using at least one of the first actual measurement value D1 to the fifth actual measurement value D5, the fifth actual measurement value D5, and the first actual measurement value D1 to the fourth actual measurement value D4 and the regression calculation Correction is performed using the obtained correction coefficient to obtain the absorbance of the dye component at the measurement wavelength, and the absorbance of the dye component at the measurement wavelength and the derived hematocrit value in the blood Step S4 for calculating the component to be measured.
  • step S1 the first actual measurement value D1 to the fifth actual measurement value D5 are acquired using the light emitting unit 66 and the light receiving unit 72 of the measurement optical system 64.
  • the hematocrit value is derived based on the third actual measurement value D3 or based on the third actual measurement value D3 and the first actual measurement value D1.
  • the absorbance of hemoglobin is estimated from the third actual measurement value D3, or from the third actual measurement value D3 and the first actual measurement value D1, and the hematocrit value is derived.
  • the third actual measurement value D3 or the third actual measurement value D3 and the first actual measurement value D1 includes the absorption of the pigment component
  • the third actual measurement value D3 or the third actual measurement value D3 includes the absorption of the pigment component
  • the hematocrit value is derived from the correction value obtained by performing the correction calculation for subtracting the dye component absorption from the first measured value D1.
  • the hematocrit value is derived from a calibration curve indicating the relationship between the absorbance of the hemoglobin in the mixture X stored in the memory 62 and the hematocrit value.
  • step S3 the fifth actual measurement value D5 is actually corrected using the first actual measurement value D1 to the fourth actual measurement value D4 and the correction coefficient obtained by the regression calculation, and the absorbance of the dye component at the measurement wavelength is estimated. ,get.
  • step S4 the glucose concentration is calculated from the absorbance of the dye component at the obtained measurement wavelength and the derived hematocrit value using a calibration curve indicating the relationship with the glucose concentration.
  • the coloring reagent 22 is a mixed reagent of glucose dehydrogenase (GDH), a tetrazolium salt (WST-4) and an electron mediator.
  • GDH glucose dehydrogenase
  • WST-4 tetrazolium salt
  • the coloring reagent described here is a tetrazolium salt represented by the following [Chemical Formula 1].
  • A. In the formula, X Na.
  • FIG. 14 shows the absorbance spectrum of WST-4, which is a dye component contained in the above-described color reagent 22 when glucose water having a glucose concentration of 300 mg / dL is used as a specimen (indicated as “dye component 1” in FIG. 14). ) And the absorbance spectrum of tetrazolium salt A, which is a dye component contained in the coloring reagent described herein (indicated as “dye component 2” in FIG. 14).
  • the absorbance spectrum of tetrazolium salt A has a larger and clearer absorption peak than the absorbance spectrum of WST-4. Therefore, if the absorption peak of the color reagent containing tetrazolium salt A is used, it is easier to detect the signal representing the absorbance of the dye component than when using the absorption peak of color reagent 22 containing WST-4, and the component to be measured Measurement error can be reduced. Moreover, since the peak wavelength of the tetrazolium salt A is around 650 nm, 650 nm can be used as the fifth wavelength ⁇ 5 that is the measurement wavelength, as in the above-described example. However, as shown in FIG.
  • the peak wavelength region of the tetrazolium salt A is shifted to the longer wavelength side than the peak wavelength region of WST-4. Therefore, when the same wavelength as the second wavelength ⁇ 2 used in the above-described example is used, the measurement error of the component to be measured is likely to occur because it is greatly affected by the light absorption of the tetrazolium salt A.
  • the second wavelength ⁇ 2 in the case of using the color reagent containing the tetrazolium salt A is the long wavelength region W1
  • the absorbance of the dye component contained in the total absorbance at the second wavelength ⁇ 2 is the total absorbance at the measurement wavelength.
  • the wavelength is 10% or less, preferably 6% or less, more preferably 3% or less, and still more preferably substantially 0% of the absorbance of the dye component contained in.
  • the measurement wavelength is 650 nm
  • the wavelength is preferably 950 nm or less, and more preferably 940 nm or less.
  • the first wavelength ⁇ 1 the third wavelength ⁇ 3, the fourth wavelength ⁇ 4, and the fifth wavelength ⁇ 5
  • a wavelength range similar to the wavelength range shown in the above example can be used. Then, if the same component measurement method as in the above example is executed using the first wavelength ⁇ 1 to the fifth wavelength ⁇ 5, the optical characteristics due to blood cell components in the blood, reduced hemoglobin and oxidized hemoglobin in erythrocytes, Therefore, it is possible to obtain a highly accurate measurement result.
  • the first wavelength ⁇ 1 is 810 nm
  • the second wavelength ⁇ 2 is 900 nm
  • 545 nm as the third wavelength ⁇ 3 and 560 nm as the fourth wavelength ⁇ 4 regression analysis was performed using the equation [Equation 1] shown in the above example.
  • the regression analysis technique is the same as that shown in the above example.
  • FIG. 15 shows, in this regression calculation, the influence (measured as “W1” in FIG. 15) of the absorbance (noise) other than the dye component at the measurement wavelength due to the actually measured value in the long wavelength region W1, and the short wavelength. It is a graph which shows the influence degree (it describes with "W2" in FIG. 15) by the actual value of the area
  • the absorbance (noise) other than the dye component at the measurement wavelength is estimated using the first measured value D1 to the fourth measured value D4, the first wavelength ⁇ 1 and the second wavelength ⁇ 2 in the long wavelength region W1.
  • the influence of the first actual measurement value D1 and the second actual measurement value D2 decreases from 90% to 88% (see “W1” in FIG. 15).
  • the third actual measurement value D3 and the fourth actual measurement value D4 at the third wavelength ⁇ 3 and the fourth wavelength ⁇ 4 in the short wavelength region W2 increase from 10% as the hematocrit value increases from 10% to 70%.
  • the degree of influence increases to 12% (see “W2” in FIG. 15).
  • the absorbance of the dye component at the measurement wavelength can be estimated more accurately.
  • the first actual measurement value D1 to the fourth actual measurement value D4 include absorption of the dye component
  • correction calculation is performed on the first actual measurement value D1 to the fourth actual measurement value D4 to obtain the absorbance (noise) other than the dye. It is necessary to calculate B ( ⁇ ).
  • FIG. 16A uses 810 nm as the first wavelength ⁇ 1, 900 nm as the second wavelength ⁇ 2, 545 nm as the third wavelength ⁇ 3, 560 nm as the fourth wavelength ⁇ 4, and 650 nm as the fifth wavelength ⁇ 5 as the measurement wavelength.
  • it is a graph showing an error between the absorbance other than the dye component at the measurement wavelength derived by the component measuring method of the component measuring apparatus 1 and the true value of the absorbance other than the dye component at the same measurement wavelength.
  • the absorbance of the dye component contained in the total absorbance at the second wavelength ⁇ 2 corresponds to 1% of the absorbance contained in the total absorbance at the measurement wavelength.
  • FIG. 1 uses 810 nm as the first wavelength ⁇ 1, 900 nm as the second wavelength ⁇ 2, 545 nm as the third wavelength ⁇ 3, 560 nm as the fourth wavelength ⁇ 4, and 650 nm as the fifth wavelength ⁇ 5 as the measurement wavelength.
  • FIG. 16A uses 810 nm as the
  • 16B shows, as a comparative example, the measurement wavelength (650 nm) derived by the same method using only two of 810 nm and 900 nm out of the first wavelength ⁇ 1 to the fourth wavelength ⁇ 4 described above. Is a graph showing an error between the absorbance other than the dye component and the true value of the absorbance other than the dye component at the same measurement wavelength.
  • the error shown in FIG. 16A is twice the standard error is 0.0085, whereas the error shown in FIG. 16B is twice the standard error is 0.0140. It can be seen that the error shown in (a) is smaller than the error shown in FIG. That is, regardless of the type of the color reagent, according to the component measurement method executed by the component measurement apparatus 1, the dye at the measurement wavelength estimated from only two wavelengths in the long wavelength region W1 (810 nm and 900 nm in this verification experiment) It is possible to estimate the absorbance with higher accuracy than the absorbance of the component. In this example, when the hematocrit is 40%, the absorbance error 0.002 corresponds to an error of 1 [mg / dL] in blood glucose level.
  • the component measuring apparatus 1 using this component measuring method can reduce blood sugar level measurement errors for blood having a wide range of hematocrit values of hematocrit of 10% to 70%.
  • the second wavelength ⁇ 2 used in this example is 900 nm, and belongs to a wavelength region on the longer wavelength side than 750 nm, which is the second wavelength ⁇ 2 used in the above-described example. Therefore, the value of the second wavelength ⁇ 2 when using the color reagent containing the tetrazolium salt A is compared with the value of the second wavelength ⁇ 2 when using the color reagent 22 containing WST-4 from the measurement wavelength of 650 nm. Will leave. Therefore, from this viewpoint, the measurement error is likely to occur.
  • tetrazolium salt A has a larger absorption peak than WST-4, it is easier to detect a signal representing the absorbance of the dye component. This signal strength can suppress an increase in measurement error due to the second wavelength ⁇ 2 being away from the measurement wavelength. As a result, the measurement error of the component to be measured can be reduced even if the second wavelength ⁇ 2 that is far from the measurement wavelength is used.
  • the component measuring apparatus, the component measuring method, and the component measuring program according to the present invention are not limited to the specific description of the above-described embodiment, and various kinds of components can be used without departing from the gist of the invention described in the claims. It can be changed.
  • the glucose concentration is measured as the measurement of glucose as a component to be measured, but is not limited to the concentration, and another physical quantity may be measured.
  • glucose in the plasma component is exemplified as the component to be measured in blood.
  • the present invention is not limited to this.
  • cholesterol in blood can be used as the component to be measured. It is. Therefore, the component measuring device is not limited to the blood glucose level measuring device.
  • a plurality of types of first to fifth light sources 67a to 67d and 68 have been described as examples of the light emitting unit 66.
  • a single light source and a light source disposed in front of the light source are disposed.
  • a plurality of types of optical filters (bandpass type) may be combined. Or you may comprise combining a single light source and multiple types of light-receiving part.
  • the light receiving unit 72 that receives the transmitted light that passes through the component measuring chip 2 is used.
  • the light receiving unit that receives the reflected light reflected from the component measuring chip 2 may be used.
  • the present invention relates to a component measuring device, a component measuring method, and a component measuring program, and more particularly, to a component measuring device, a component measuring method, and a component measuring program for measuring a component to be measured in blood.
  • Component measuring device 2 Component measuring chip 10: Housing 10a: Main body part 10b: Chip mounting part 11: Display part 12: Removal lever 13: Power button 14: Operation button 21: Base member 22: Coloring reagent (reagent) 23: flow path 24: supply unit 25: cover member 26: eject pin 60: calculation unit 62: memory 63: power supply circuit 64: measurement optical system 66: light emitting units 67a to 67d: first light source to fourth light source 68: first 5 light source 70: light emission control circuit 72: light receiving unit 74: light receiving control circuit 76: measurement instruction unit 77: concentration measuring unit 78: absorbance acquisition unit 84: absorbance correction unit 85: measured value data 86: correction coefficient data 90: calibration curve Data 100: Component measuring device set D1 to D5: First measured value to fifth measured value S: Chip mounting space W1: Long wavelength region W2: Short wavelength region W3: Wavelength range corresponding to full width at half maximum X: Mixture ⁇ 1 to ⁇ 5: 1st wavelength to 5th

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Abstract

本発明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呈色した色素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、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と、に基づいて、測定波長における前記混合物の吸光度の実測値を補正する。

Description

成分測定装置、成分測定方法及び成分測定プログラム
　本発明は、成分測定装置、成分測定方法及び成分測定プログラムに関し、特に、血液中の被測定成分を測定する成分測定装置、成分測定方法及び成分測定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、検体としての血液（全血）中に含まれる目的成分（被測定成分ともいう）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）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。
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、血液中の血球成分等による光散乱や血液中のヘモグロビンによる光吸収などの外乱因子の影響量の推定の精度については、更なる改善の余地がある。
　本発明は、血液から所定の被測定成分を分離させることなく、所定の被測定成分を高精度に測定することが可能な成分測定装置、成分測定方法及び成分測定プログラムを提供することを目的とするものである。
　本発明の第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呈色した色素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、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と、に基づいて、測定波長における前記混合物の吸光度の実測値を補正するものである。
　本発明の１つの実施形態としての成分測定装置は、前記実測値を第５実測値とした場合に、前記色素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に属する前記測定波長よりも長波長域に属する第１波長及び第２波長それぞれにおける前記混合物の吸光度である第１実測値及び第２実測値、前記半値全幅域に対応する前記波長範囲に属する前記測定波長よりも短波長域に属する第３波長及び第４波長それぞれにおける前記混合物の吸光度である第３実測値及び第４実測値、並びに、前記測定波長における前記混合物の吸光度である前記第５実測値、を取得する吸光度取得部と、前記第５実測値を、前記第１実測値～第４実測値を用いて補正する吸光度補正部と、を備え、前記第３波長として、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、所定値以下となる波長を用いると共に、前記第４波長として、前記吸収係数の差が、前記所定値より大きくなる波長を用いることが好ましい。
　本発明の１つの実施形態としての成分測定装置は、前記第３波長として、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、所定の閾値以上となる波長を用いると共に、前記第４波長として、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、前記所定の閾値未満となる波長を用いることが好ましい。
　本発明の１つの実施形態としての成分測定装置は、前記第３波長として、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を用いることが好ましい。すなわち、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、１となる波長を用いることが好ましい。
　本発明の１つの実施形態として、前記第３波長は、５２０ｎｍ～５５０ｎｍの範囲又は５６５ｎｍ～５８５ｎｍの範囲に属することが好ましい。
　本発明の１つの実施形態として、前記第４波長は、５５０ｎｍより大きく、かつ、５６５ｎｍ未満の範囲に属する、又は、５８５ｎｍより大きく、かつ、６００ｎｍ未満の範囲に属することが好ましい。
　本発明の１つの実施形態としての成分測定装置は、前記所定値を第１の所定値とした場合に、前記第１波長として、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、前記第２波長として、前記第２の所定値より大きくなる波長を用いることが好ましい。
　本発明の１つの実施形態としての成分測定装置は、前記所定の閾値を第１閾値とした場合に、前記第１波長として、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、前記第１閾値以上、かつ、第２閾値以下となる波長を用いると共に、前記第２波長として、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、前記第１閾値未満となる波長、又は、前記第２閾値より大きくなる波長を用いることが好ましい。
　本発明の１つの実施形態としての成分測定装置は、前記第１波長として、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を用いることが好ましい。
　本発明の１つの実施形態として、前記第１波長は、７９０ｎｍ～８１０ｎｍの範囲に属することが好ましい。
　本発明の１つの実施形態として、前記第２波長は、前記色素成分の吸光度が、前記測定波長における前記色素成分の吸光度の１０％以下となる波長に属することが好ましい。
　本発明の１つの実施形態として、前記第２波長は、前記色素成分の吸光度が、前記測定波長における前記色素成分の吸光度の０％となる波長であることが好ましい。
　本発明の１つの実施形態として、前記測定波長は、６００ｎｍ以上、かつ、７００ｎｍ以下の範囲に属することが好ましい。
　本発明の第２の態様としての成分測定方法は、血液中の被測定成分と試薬との呈色反応により呈色した色素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方法であって、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と、に基づいて、測定波長における前記混合物の吸光度の実測値を補正するものである。
　本発明の第３の態様としての成分測定プログラムは、血液中の被測定成分と試薬との呈色反応により呈色した色素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ための成分測定プログラムであって、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と、に基づいて、測定波長における前記混合物の吸光度の実測値を補正することを、成分測定装置に実行させるものである。
　本発明によれば、血液から所定の被測定成分を分離させることなく、所定の被測定成分を高精度に測定することが可能な成分測定装置、成分測定方法及び成分測定プログラムを提供することができる。
本発明の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断面図のうち、成分測定チップが装着されている箇所近傍の拡大断面図である。 図１に示す成分測定チップの上面図である。 図３のII-II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５に示す演算部の機能ブロック図である。 ６種の血液検体それぞれを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色素成分以外の吸光度において、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１２（ａ）は、本発明の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１２（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。 本発明の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つの色素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色素成分以外の吸光度において、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１６（ａ）は、本発明の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１６（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、本発明に係る成分測定装置、成分測定方法及び成分測定プログラムの実施形態について、図１～図１６を参照して説明する。なお、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、本発明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に沿う断面のうち、成分測定チップ２が装着されている箇所近傍の拡大断面図である。
　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（ｍｇ／ｄＬ）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。なお、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ものである。
　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。なお、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。
　ハウジング１０は、上述したボタン群及び表示部１１が上面（図１参照）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（図１参照）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。なお、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。
　逆に、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と共に、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。
　なお、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ものであればよく、本実施形態のハウジング１０の形状に限られるものではない。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するものである。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（ｍｇ／ｄＬ）を表示部１１に表示することができる。なお、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。
　次に、成分測定チップ２単体について説明する。図３は、成分測定チップ２を示す上面図である。また、図４は、図３のII-IIに沿う断面図である。図３及び図４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に保持されている試薬としての発色試薬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、発色試薬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に沿って移動し、発色試薬２２が保持されている保持位置まで到達し、発色試薬２２と接触して呈色反応することにより、色素成分が発色する。
　なお、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るものではない。ベース部材２１の厚み方向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、光の透過の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。
　試薬としての発色試薬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ものである。本実施形態の発色試薬２２は、流路２３としての溝の溝底部に塗布されている。なお、本実施形態の発色試薬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ものである。本実施形態の発色試薬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。なお、発色試薬２２の種類、成分については、これらに限定されるものではない。
　但し、本実施形態の発色試薬２２としては、血液中のグルコースと発色試薬２２との呈色反応により呈色する色素成分の吸光度スペクトルにおけるピーク波長が、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は異なる波長となるようなものを使用している。本実施形態の発色試薬２２は、血液中のグルコースと発色試薬２２との呈色反応により呈色する色素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ものであるが、ピーク波長が６５０ｎｍ付近になるものに限られるものではない。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の発色試薬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発色試薬２２と反応する。いわゆる比色式の成分測定装置１は、この発色試薬２２の保持位置に向かって光を照射し、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。なお、本実施形態の成分測定装置１は、血液中の血漿成分におけるグルコース濃度（ｍｇ／ｄＬ）を測定するものである。
　図５は、図１及び図２に示す成分測定装置１の電気ブロック図である。なお、図５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４と同じ断面）を併せて示している。また、図５では、成分測定チップ２の近傍を拡大したもの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５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、血液と試薬としての発色試薬２２との呈色反応により呈色した色素成分を含む混合物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。
　本実施形態の発光部６６は５種類の光源６７ａ、６７ｂ、６７ｃ、６７ｄ及び６８を備えている。光源６７ａ～６７ｄ及び６８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。以下、説明の便宜上、光源６７ａを「第１光源６７ａ」、光源６７ｂを「第２光源６７ｂ」、光源６７ｃを「第３光源６７ｃ」、光源６７ｄを「第４光源６７ｄ」、光源６８を「第５光源６８」と記載する。
　第１～第５光源６７ａ、６７ｂ、６７ｃ、６７ｄ及び６８の発光波長は、第１～第５波長λ１、λ２、λ３、λ４及びλ５を含み、発光波長が異なる光源である。複数種類の光源６７ａ～６７ｄ及び６８としては、ＬＥＤ素子、有機ＥＬ（Ｅｌｅｃｔｒｏ－Ｌｕｍｉｎｅｓｃｅｎｃｅの略）素子、無機ＥＬ素子、ＬＤ（Ｌａｓｅｒ　Ｄｉｏｄｅの略）素子を含む種々の発光素子を適用することができる。
　図２、図５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～第５光源６７ａ～６７ｄ及び６８から成分測定チップ２の発色試薬２２の保持位置に照射され、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～第５光源６７ａ～６７ｄ及び６８それぞれに駆動電力信号を供給することで、第１～第５光源６７ａ～６７ｄ及び６８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６は、図５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６では、メモリ６２には、測定光学系６４により測定された第１波長λ１～第５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１波長λ１～第４波長λ４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５波長λ５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中の色素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。なお、「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ものである。
　以下、血液中の被測定成分としてのグルコースと発色試薬２２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２２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２２との呈色反応により呈色した色素成分の所定の測定波長における吸光度を推定する、本発明の１つの実施形態としての成分測定方法について説明する。
　まず、図７及び図８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。なお、以降の実施例では、発色試薬２２として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を用いた。
　図７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発色試薬２２と呈色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７中では「Ｈｔ２０　ｂｇ０」と表記）のものである。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７中では「Ｈｔ２０　ｂｇ１００」と表記）のものである。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７中では「Ｈｔ２０　ｂｇ４００」と表記）のものである。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７中では「Ｈｔ４０　ｂｇ０」と表記）のものである。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７中では「Ｈｔ４０　ｂｇ１００」と表記）のものである。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７中では「Ｈｔ４０　ｂｇ４００」と表記）のものである。
　また、図８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。なお、第１～第６検体は、図７に示す第１～第６検体と同じものである。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のものである。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８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８では「Ｈｔ２０」と表記）、４０％（図８では「Ｈｔ４０」と表記）、７０％（図８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色素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色素成分の測定結果に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、測定対象となる色素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８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ものである。また、図８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ものである。
　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７に示す混合物Ｘの吸光度スペクトルでは、図８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７に示す混合物Ｘの吸光度スペクトルは、図８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発色試薬２２との呈色反応により呈色する色素成分の吸光特性に起因するものである。
　このように、測定対象となる色素成分の他に、図８に示す吸光特性を有する血液を含む混合物Ｘを用いて、色素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影響（ノイズ）を除去する必要がある。
　より具体的には、測定対象となる色素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影響（ノイズ）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、血液と試薬としての発色試薬２２との呈色反応により呈色した色素成分を含む混合物Ｘの光学的特性に基づいて、血液中の被測定成分を測定するものである。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するものである。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ものである。
　図９は、還元ヘモグロビン（図９では「Ｈｂ」と表記）の吸収係数及び酸化ヘモグロビン（図９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すものであり、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ものである。
　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、測定対象となる色素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９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ものである。図１０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、測定対象となる色素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。測定対象となる色素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に含まれる色素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除去する補正を行う。これにより、混合物Ｘに含まれる色素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導出する。
　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発色試薬２２は、血液中のグルコースと呈色反応することにより呈色する色素成分の吸光度が６００ｎｍ付近にピークを有するものを使用しているが、本実施形態において色素成分の吸光度を測定する測定波長は６５０ｎｍとしている。
　測定対象となる色素成分の吸光度を測定するための測定波長は、色素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、測定対象となる色素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７、図８参照）に属する波長とすればよい。なお、「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色素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ものである。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、測定対象となる色素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に限られるものではなく、６００ｎｍ～７００ｎｍの範囲に属する別の波長を測定波長としてもよい。なお、色素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が非常に小さい波長範囲である方が、色素成分由来の吸光度をより正確に測定できるため、色素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。このような色素成分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、色素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２２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、色素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における色素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１波長λ１～第４波長λ４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１実測値Ｄ１～第４実測値Ｄ４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５実測値Ｄ５を補正し、測定波長における色素成分の吸光度を推定する。なお、以下、説明の便宜上、測定波長を「第５波長λ５」と記載する。
　具体的に、成分測定装置１は、上述した４つの第１実測値Ｄ１～第４実測値Ｄ４として、測定波長である第５波長λ５よりも長波長側の２つの第１波長λ１及び第２波長λ２それぞれにおける混合物Ｘの吸光度の２つの第１実測値Ｄ１及び第２実測値Ｄ２と、測定波長である第５波長λ５よりも短波長側の２つの第３波長λ３及び第４波長λ４それぞれにおける混合物Ｘの吸光度の２つの第３実測値Ｄ３及び第４実測値Ｄ４と、を利用する。
　より具体的には、上述した４つの第１実測値Ｄ１～第４実測値Ｄ４として、測定波長である第５波長λ５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１波長λ１及び第２波長λ２それぞれにおける混合物Ｘの吸光度の２つの第１実測値Ｄ１及び第２実測値Ｄ２と、測定波長である第５波長λ５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３波長λ３及び第４波長λ４それぞれにおける混合物Ｘの吸光度の２つの第３実測値Ｄ３及び第４実測値Ｄ４と、を利用する。
　換言すれば、成分測定装置１は、上述した第１実測値Ｄ１及び第２実測値Ｄ２として、測定対象である色素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１波長λ１及び第２波長λ２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３実測値Ｄ３及び第４実測値Ｄ４として、測定対象である色素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３波長λ３及び第４波長λ４それぞれにおける混合物Ｘの吸光度である第３実測値Ｄ３及び第４実測値Ｄ４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～第５光源６７ａ～６７ｄ及び６８から、第１波長λ１～第５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。なお、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、上述したものに限られるものではなく、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１実測値Ｄ１～第４実測値Ｄ４を用いて第５実測値Ｄ５を補正し、測定波長である第５波長λ５（本例では６５０ｎｍ）における色素成分の吸光度を推定する。
　特に、図７及び図８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１波長λ１における吸光度である第１実測値Ｄ１と、第２波長λ２における吸光度である第２実測値Ｄ２と、が取得できれば、第１実測値Ｄ１と第２実測値Ｄ２との間の傾きを求めることにより、測定波長である第５波長λ５における、色素成分の吸光度以外のノイズ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導出するものである。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３波長及び第４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３波長λ３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４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、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３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（図１０参照）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４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３波長λ３及び第４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、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５実測値Ｄ５を、第１実測値Ｄ１～第４実測値Ｄ４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。
　なお、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３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４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３波長λ３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４波長λ４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３波長λ３及び第４波長λ４を利用することにより、測定波長である第５波長λ５（本実施形態では６５０ｎｍ）における、色素成分の吸光度以外のノイズを、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５波長λ５における色素成分の吸光度、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。
　なお、本実施形態では、第３波長λ３及び第４波長λ４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３波長λ３及び第４波長λ４に加えて、第１波長λ１及び第２波長λ２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１波長λ１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２波長λ２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１波長λ１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２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。なお、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１波長λ１及び第２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５実測値Ｄ５を、第１実測値Ｄ１～第４実測値Ｄ４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１波長λ１及び第２波長λ２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１波長λ１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１波長λ１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。
　また、本実施形態では、第２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との比率が０．８より小さくなる波長、又は１．５より大きくなる波長を利用することが好ましい。また、波長によって媒質（ここでは血球）の屈折率（散乱特性）やヘモグロビンの光吸収も変化するため、第２波長λ２として、測定波長に近い波長を利用すると、測定波長（本実施形態では６５０ｎｍ）における血球成分等の光散乱やヘモグロビンの光吸収による影響をより正確に推定できる。すなわち、本実施形態では第１波長λ１よりも短い波長を利用することが好ましい。より具体的に、本実施形態では、第２波長λ２として、７００ｎｍより大きく、かつ、７９０ｎｍ未満の範囲に属する波長を利用することが好ましい。
　更に、第２波長λ２は、長波長域Ｗ１であって、第２波長λ２における全吸光度に含まれる色素成分の吸光度が、測定波長における全吸光度に含まれる色素成分の吸光度の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、色素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、色素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２波長λ２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２波長λ２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２波長λ２として、色素成分の吸光度がゼロとなる波長、すなわち、色素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２波長λ２とすることが特に好ましい。なお、上述した「全吸光度に含まれる色素成分の吸光度」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色素成分の吸光度」の「色素成分の吸光度」とは、血液中の被測定成分と試薬中の色素成分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、混合物における色素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５実測値Ｄ５を、第１波長λ１～第４波長λ４それぞれにおける混合物Ｘの吸光度の実測値である第１実測値Ｄ１～第４実測値Ｄ４を用いて補正し、測定波長における色素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波長λ１～第５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１波長λ１～第４波長λ４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５波長λ５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中の色素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における色素成分の吸光度を導出する。
　ここで、補正係数データ８６とは、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たものである。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
　Ｂ（λ）とは、波長λにおける、色素成分の吸光度以外のノイズを意味しており、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１～第４波長λ１～λ４の選定基準に基づき、第１波長λ１として８１０ｎｍ、第２波長λ２として７５０ｎｍ、第３波長λ３として５４５ｎｍ、第４波長λ４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１波長λ１～第４波長λ４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における色素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ものではない。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（λ１）～Ｂ（λ４）の数値（実測値）が変動する。
　図１１は、上述の回帰計算において、測定波長における色素成分以外の吸光度（ノイズ）における、長波長域Ｗ１の実測値による影響度（図１１では「Ｗ１」と表記している。）と、短波長域Ｗ２の実測値による影響度（図１１では「Ｗ２」と表記している。）と、を示すグラフである。なお、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１１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、測定波長における色素成分以外の吸光度（ノイズ）を、第１実測値Ｄ１～第４実測値Ｄ４を用いて推定する際に、長波長域Ｗ１の第１波長λ１及び第２波長λ２での第１実測値Ｄ１及び第２実測値Ｄ２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１１の「Ｗ１」参照）。その一方で、短波長域Ｗ２の第３波長λ３及び第４波長λ４での第３実測値Ｄ３及び第４実測値Ｄ４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１１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、測定波長における色素成分以外の吸光度（ノイズ）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色素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１実測値Ｄ１～第４実測値Ｄ４に色素成分の吸収が含まれる場合は、第１実測値Ｄ１～第４実測値Ｄ４に補正計算を行い、色素以外の吸光度（ノイズ）であるＢ（λ）を算出する必要がある。
　なお、成分測定装置１では、第３波長λ３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９では５３０ｎｍ、５４５ｎｍ、５７０ｎｍ又は５８０ｎｍ）を用いる場合、この第３実測値Ｄ３から、又は、この第３実測値Ｄ３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９では８００ｎｍ）を用いた第１実測値Ｄ１を利用して、ヘマトクリット値を導出することが可能である。なお、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導出可能である。
　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、測定波長における色素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＝６）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１２（ａ）は、上述した第１波長λ１として８１０ｎｍ、第２波長λ２として７５０ｎｍ、第３波長λ３として５４５ｎｍ、第４波長λ４として５６０ｎｍ、測定波長である第５波長λ５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導出される測定波長での色素成分以外の吸光度と、同測定波長における色素成分以外の吸光度の真値と、の誤差を示すグラフである。なお、本実施例では、第２波長λ２における全吸光度に含まれる色素成分の吸光度は、測定波長における吸光度の３％に相当する。これに対して図１２（ｂ）は、比較例として、上述した第１波長λ１～第４波長λ４のうち８１０ｎｍ及び７５０ｎｍの２つのみを用いて同様の手法により導出された、測定波長（６５０ｎｍ）における色素成分以外の吸光度と、同測定波長における色素成分以外の吸光度の真値と、の誤差を示すグラフである。
　図１２（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１２（ｂ）に示す誤差は、標準誤差の２倍が０．０１０９であり、図１２（ａ）に示す誤差が、図１２（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色素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。なお、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１３を参照してまとめて説明する。図１３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、第１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導出するステップＳ２と、第５実測値Ｄ５を、第１実測値Ｄ１～第４実測値Ｄ４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、測定波長における色素成分の吸光度を取得するステップＳ３と、測定波長における色素成分の吸光度と導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、を含むものである。
　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３実測値Ｄ３に基づいて、又は、第３実測値Ｄ３及び第１実測値Ｄ１に基づいて、ヘマトクリット値を導出する。具体的には、ステップＳ２において、第３実測値Ｄ３から、または、第３実測値Ｄ３及び第１実測値Ｄ１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導出する。さらに、第３実測値Ｄ３に、又は、第３実測値Ｄ３及び第１実測値Ｄ１に、色素成分の吸収が含まれる場合は、それぞれ、第３実測値Ｄ３に、又は、第３実測値Ｄ３及び第１実測値Ｄ１に、色素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導出する。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導出する。ステップＳ３では、実際に、第５実測値Ｄ５を、第１実測値Ｄ１～第４実測値Ｄ４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、測定波長における色素成分の吸光度を推定し、取得する。最後に、ステップＳ４では、取得した測定波長における色素成分の吸光度と導出したヘマトクリット値から、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、上述した発色試薬２２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。上述の発色試薬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、ここで説明する発色試薬は、以下の[化１]で示されるテトラゾリウム塩Ａである。なお、式中　Ｘ＝Ｎａである。
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000002
  
　図１４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、上述の発色試薬２２に含まれる色素成分であるＷＳＴ－４の吸光度スペクトル（図１４では「色素成分１」と表記）と、ここで説明する発色試薬に含まれる色素成分であるテトラゾリウム塩Ａの吸光度スペクトル（図１４では「色素成分２」と表記）と、を示す図である。
　図１４に示すように、テトラゾリウム塩Ａの吸光度スペクトルは、ＷＳＴ-４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を含む発色試薬の吸収ピークを利用すれば、ＷＳＴ－４を含む発色試薬２２の吸収ピークを利用する場合よりも、色素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５波長λ５として６５０ｎｍを利用することができる。但し、図１４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２波長λ２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、色素成分としてテトラゾリウム塩Ａを含む発色試薬を用いる場合は、第２波長λ２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を含む発色試薬を用いる場合の第２波長λ２は、長波長域Ｗ１であって、第２波長λ２における全吸光度に含まれる色素成分の吸光度が、測定波長における全吸光度に含まれる色素成分の吸光度の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。
　なお、第１波長λ１、第３波長λ３、第４波長λ４及び第５波長λ５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波長λ１～第５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を含む発色試薬を用いることを想定した上で、上述した第１波長λ１～第４波長λ４の選定基準に基づき、第１波長λ１として８１０ｎｍ、第２波長λ２として９００ｎｍ、第３波長λ３として５４５ｎｍ、第４波長λ４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。なお、回帰分析の手法は、上述の例で示したものと同様である。
　図１５は、この回帰計算において、測定波長における色素成分以外の吸光度（ノイズ）における、長波長域Ｗ１の実測値による影響度（図１５では「Ｗ１」と表記している。）と、短波長域Ｗ２の実測値による影響度（図１５では「Ｗ２」と表記している。）と、を示すグラフである。なお、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１５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、測定波長における色素成分以外の吸光度（ノイズ）を第１実測値Ｄ１～第４実測値Ｄ４を用いて推定する際に、長波長域Ｗ１の第１波長λ１及び第２波長λ２での第１実測値Ｄ１及び第２実測値Ｄ２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１５の「Ｗ１」参照）。その一方で、短波長域Ｗ２の第３波長λ３及び第４波長λ４での第３実測値Ｄ３及び第４実測値Ｄ４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１５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、測定波長における色素成分以外の吸光度（ノイズ）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色素成分の吸光度をより正確に推定することができる。なお、第１実測値Ｄ１～第４実測値Ｄ４に色素成分の吸収が含まれる場合は、第１実測値Ｄ１～第４実測値Ｄ４に補正計算を行い、色素以外の吸光度（ノイズ）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、測定波長における色素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＝６）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１６（ａ）は、上述した第１波長λ１として８１０ｎｍ、第２波長λ２として９００ｎｍ、第３波長λ３として５４５ｎｍ、第４波長λ４として５６０ｎｍ、測定波長である第５波長λ５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導出される測定波長での色素成分以外の吸光度と、同測定波長における色素成分以外の吸光度の真値と、の誤差を示すグラフである。なお、本例では、第２波長λ２における全吸光度に含まれる色素成分の吸光度は、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１６（ｂ）は、比較例として、上述した第１波長λ１～第４波長λ４のうち８１０ｎｍ及び９００ｎｍの２つのみを用いて同様の手法により導出された、測定波長（６５０ｎｍ）における色素成分以外の吸光度と、同測定波長における色素成分以外の吸光度の真値と、の誤差を示すグラフである。
　図１６（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１６（ｂ）に示す誤差は、標準誤差の２倍が０．０１４０であり、図１６（ａ）に示す誤差が、図１６（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色素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。なお、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。
　なお、上述したように、本例で用いる第２波長λ２は９００ｎｍであり、上述した例で用いた第２波長λ２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を含む発色試薬を用いる場合の第２波長λ２の値は、ＷＳＴ－４を含む発色試薬２２を用いる場合の第２波長λ２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１４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、色素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２波長λ２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２波長λ２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。
　本発明に係る成分測定装置、成分測定方法及び成分測定プログラムは、上述した実施形態の具体的な記載に限られるものではなく、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、濃度に限られるものではなく、別の物理量を測定するものであってもよい。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、これに限られるものではなく、例えば血液中のコレステロール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るものではない。
　更に、上述の実施形態では、発光部６６として、複数種類の第１～第５光源６７ａ～６７ｄ及び６８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。あるいは、単一の光源と、複数種類の受光部を組み合わせて構成してもよい。また更に、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。
　本発明は、成分測定装置、成分測定方法及び成分測定プログラムに関し、特に、血液中の被測定成分を測定する成分測定装置、成分測定方法及び成分測定プログラムに関する。
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：発色試薬（試薬）
２３：流路
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
６７ａ～６７ｄ：第１光源～第４光源
６８：第５光源
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
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～Ｄ５：第１実測値～第５実測値
Ｓ：チップ装着空間
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～λ５：第１波長～第５波長

Claims (15)

  1. 　血液中の被測定成分と試薬との呈色反応により呈色した色素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、
    　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と、に基づいて、測定波長における前記混合物の吸光度の実測値を補正する成分測定装置。
  2. 　前記実測値を第５実測値とした場合に、
    　前記色素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に属する前記測定波長よりも長波長域に属する第１波長及び第２波長それぞれにおける前記混合物の吸光度である第１実測値及び第２実測値、前記半値全幅域に対応する前記波長範囲に属する前記測定波長よりも短波長域に属する第３波長及び第４波長それぞれにおける前記混合物の吸光度である第３実測値及び第４実測値、並びに、前記測定波長における前記混合物の吸光度である前記第５実測値、を取得する吸光度取得部と、
    　前記第５実測値を、前記第１実測値～第４実測値を用いて補正する吸光度補正部と、を備え、
    　前記第３波長として、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、所定値以下となる波長を用いると共に、前記第４波長として、前記吸収係数の差が、前記所定値より大きくなる波長を用いる、請求項１に記載の成分測定装置。
  3. 　前記第３波長として、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、所定の閾値以上となる波長を用いると共に、前記第４波長として、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、前記所定の閾値未満となる波長を用いる、請求項２に記載の成分測定装置。
  4. 　前記第３波長として、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を用いる、請求項２又は３に記載の成分測定装置。
  5. 　前記第３波長は、５２０ｎｍ～５５０ｎｍの範囲又は５６５ｎｍ～５８５ｎｍの範囲に属する、請求項２乃至４のいずれか１つに記載の成分測定装置。
  6. 　前記第４波長は、５５０ｎｍより大きく、かつ、５６５ｎｍ未満の範囲に属する、又は、５８５ｎｍより大きく、かつ、６００ｎｍ未満の範囲に属する、請求項５に記載の成分測定装置。
  7. 　前記所定値を第１の所定値とした場合に、
    　前記第１波長として、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、前記第２波長として、前記第２の所定値より大きくなる波長を用いる、請求項２乃至６のいずれか１つに記載の成分測定装置。
  8. 　前記所定の閾値を第１閾値とした場合に、
    　前記第１波長として、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、前記第１閾値以上、かつ、第２閾値以下となる波長を用いると共に、前記第２波長として、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、前記第１閾値未満となる波長、又は、前記第２閾値より大きくなる波長を用いる、請求項３に記載の成分測定装置。
  9. 　前記第１波長として、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を用いる、請求項７又は８に記載の成分測定装置。
  10. 　前記第１波長は、７９０ｎｍ～８１０ｎｍの範囲に属する、請求項７乃至９のいずれか１つに記載の成分測定装置。
  11. 　前記第２波長は、前記色素成分の吸光度が、前記測定波長における前記色素成分の吸光度の１０％以下となる波長に属する、請求項７乃至１０のいずれか１つに記載の成分測定装置。
  12. 　前記第２波長は、前記色素成分の吸光度が、前記測定波長における前記色素成分の吸光度の０％となる波長である、請求項１１に記載の成分測定装置。
  13. 　前記測定波長は、６００ｎｍ以上、かつ、７００ｎｍ以下の範囲に属する、請求項１乃至１２のいずれか１つに記載の成分測定装置。
  14. 　血液中の被測定成分と試薬との呈色反応により呈色した色素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方法であって、
    　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と、に基づいて、測定波長における前記混合物の吸光度の実測値を補正する成分測定方法。
  15. 　血液中の被測定成分と試薬との呈色反応により呈色した色素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ための成分測定プログラムであって、
    　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と、に基づいて、測定波長における前記混合物の吸光度の実測値を補正することを、成分測定装置に実行させる成分測定プログラム。
     
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Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2018061772A1 (ja) * 2016-09-29 2018-04-05 テルモ株式会社 成分測定装置、成分測定方法及び成分測定プログラム
WO2018173609A1 (ja) * 2017-03-23 2018-09-27 テルモ株式会社 成分測定装置及び成分測定装置セット
JP2020504292A (ja) * 2016-11-18 2020-02-06 シーメンス・ヘルスケア・ダイアグノスティックス・インコーポレイテッド 液体アッセイの複数順次波長測定
WO2020137532A1 (ja) * 2018-12-28 2020-07-02 テルモ株式会社 テストストリップ及び成分測定システム

Families Citing this family (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN108872227B (zh) * 2018-08-30 2021-07-06 河南省科学院高新技术研究中心 一种快速鉴别温县铁棍山药的试剂及其鉴别方法

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2002306458A (ja) * 2001-04-19 2002-10-22 Nippon Koden Corp 血中吸光物質濃度測定装置および血中吸光物質濃度を演算するための補正関数決定方法
JP2014233344A (ja) * 2013-05-31 2014-12-15 Hoya株式会社 光学フィルタ素子、波長可変光バンドパスフィルタモジュール、波長可変光源装置及び分光内視鏡装置
WO2015137074A1 (ja) * 2014-03-14 2015-09-17 テルモ株式会社 成分測定装置、方法及びプログラム

Family Cites Families (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
SE466157B (sv) 1989-04-25 1992-01-07 Migrata Uk Ltd Saett att bestaemma glukoshalten hos helblod samt engaangskuvett foer detta
JP2000262298A (ja) * 1999-03-15 2000-09-26 Fuji Photo Film Co Ltd 全血中のグルコース濃度もしくはコレステロール濃度の定量方法
AU2003234785A1 (en) 2002-05-08 2003-11-11 Arkray, Inc. Ingredient concentration measurement method and device
JP3566277B1 (ja) * 2003-06-23 2004-09-15 株式会社日立製作所 血糖値測定装置
ATE508357T1 (de) * 2004-12-13 2011-05-15 Bayer Healthcare Llc Transmissionspektroskopiesystem zur verwendung bei der bestimmung von analyten in körperflüssigkeit
US20080248581A1 (en) * 2007-04-06 2008-10-09 Bayer Healthcare Llc Method for performing correction of blood glucose assay bias using blood hemoglobin concentration

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2002306458A (ja) * 2001-04-19 2002-10-22 Nippon Koden Corp 血中吸光物質濃度測定装置および血中吸光物質濃度を演算するための補正関数決定方法
JP2014233344A (ja) * 2013-05-31 2014-12-15 Hoya株式会社 光学フィルタ素子、波長可変光バンドパスフィルタモジュール、波長可変光源装置及び分光内視鏡装置
WO2015137074A1 (ja) * 2014-03-14 2015-09-17 テルモ株式会社 成分測定装置、方法及びプログラム

Cited By (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2018061772A1 (ja) * 2016-09-29 2018-04-05 テルモ株式会社 成分測定装置、成分測定方法及び成分測定プログラム
JPWO2018061772A1 (ja) * 2016-09-29 2019-07-11 テルモ株式会社 成分測定装置、成分測定方法及び成分測定プログラム
JP2020504292A (ja) * 2016-11-18 2020-02-06 シーメンス・ヘルスケア・ダイアグノスティックス・インコーポレイテッド 液体アッセイの複数順次波長測定
WO2018173609A1 (ja) * 2017-03-23 2018-09-27 テルモ株式会社 成分測定装置及び成分測定装置セット
EP3605069A4 (en) * 2017-03-23 2021-01-06 Terumo Kabushiki Kaisha DEVICE FOR MEASURING A COMPONENT AND SET OF MEASURING DEVICES FOR A COMPONENT
US11703456B2 (en) 2017-03-23 2023-07-18 Terumo Kabushiki Kaisha Component measurement device and component measurement device set
WO2020137532A1 (ja) * 2018-12-28 2020-07-02 テルモ株式会社 テストストリップ及び成分測定システム
CN112997067A (zh) * 2018-12-28 2021-06-18 泰尔茂株式会社 测试条以及成分测定系统
JPWO2020137532A1 (ja) * 2018-12-28 2021-11-11 テルモ株式会社 テストストリップ及び成分測定システム
JP7442461B2 (ja) 2018-12-28 2024-03-04 テルモ株式会社 成分測定システム

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