WO2020183916A1 - 血糖値算出プログラム、血糖値算出方法及び血糖値測定装置 - Google Patents

血糖値算出プログラム、血糖値算出方法及び血糖値測定装置 Download PDF

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WO2020183916A1
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glucose level
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reagent
blood
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PCT/JP2020/001985
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English (en)
French (fr)
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嘉哉 佐藤
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Terumo Corp
Original Assignee
Terumo Corp
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    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
    • G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
    • G01N33/50—Chemical analysis of biological material, e.g. blood, urine; Testing involving biospecific ligand binding methods; Immunological testing
    • G01N33/66—Chemical analysis of biological material, e.g. blood, urine; Testing involving biospecific ligand binding methods; Immunological testing involving blood sugars, e.g. galactose

Definitions

  • the first base material 1 and the second base material 2 may be colored if necessary.
  • the sample may be formed in a structure provided with an optical path for the measurement light to pass through. More specifically, the optical path can be secured by forming only the portion serving as the optical path with the transparent member or by cutting out a part of the colored member. Further, a reflective member may be provided on either one of the first base material 1 and the second base material 2 to reflect the light transmitted through the material to be measured for measurement.
  • each of the above other components may be used alone or in combination of two or more.
  • each of the above other components may be used alone or in combination of two or more.
  • q is 1 or 2, preferably 1.
  • R 3 is a methyl group or an ethyl group, and is preferably a methyl group.
  • the substitution position of -OR 3 is a substituent of benzothiazolyl group present in the 2-position of the tetrazole skeleton is not particularly limited, 4, 5, one of the 6-position, or 7 It may be.
  • the substitution position of -OR 3 is preferably attached to the 6-position of the benzothiazolyl group.
  • R 3 is a hydrogen atom, a methyl group or an ethyl group, and at least one is a methyl group or an ethyl group.
  • the substitution position of R 2 is not particularly limited, but is the 2-position, 3-position, 4-position, 5-position or 6-position of the substituted sulfophenyl group existing at the 3-position of the tetrazole skeleton.
  • at least one R 2 is in the 2nd and / or 4th position.
  • 4-methoxy-5-sulfophenyl group is preferable, 4-methoxy-3-sulfophenyl group, 2-methoxy-5-sulfophenyl group, 3-carboxy-4-methoxyphenyl group, or 4-methoxy-5- It is more preferably a sulfophenyl group, preferably a 4-methoxy-3-sulfophenyl group, a 4-methoxy-5-sulfophenyl group, or a 2-methoxy-5-sulfophenyl group. Of these, a 4-methoxy-3-sulfophenyl group is particularly preferable.
  • a buffer to the blood glucose level measuring reagent is not particularly limited, and a buffer generally used for measuring the concentration of biological components can be used in the same manner. Specifically, phosphate buffer, citrate buffer, citrate-phosphate buffer, trishydroxymethylaminomethane-HCl buffer (tris hydrochloride buffer), MES buffer (2-morpholinoetan sulfonic acid buffer).
  • the concentration of the buffering agent is not particularly limited, but is preferably 0.01 to 1.0 M at the time of preparing the blood glucose level measuring reagent solution.
  • the concentration of the buffering agent means the concentration (M, mol / L) of the buffering agent contained in the aqueous solution.
  • the pH of the buffer solution has no effect on biological components (for example, blood cells 62).
  • a pH adjuster may be added to the blood glucose level measuring reagent.
  • the type of pH adjuster is not particularly limited.
  • an acid hydroochloric acid, sulfuric acid, phosphoric acid, etc.
  • a base potassium hydroxide, sodium hydroxide, potassium carbonate, etc.
  • the pH adjuster may be used as it is or may be used in the form of an aqueous solution.
  • the amount of the pH adjuster is not particularly limited. The blood glucose level measuring reagent solution is adjusted so that the pH is near neutral, for example, about pH 5.0 to 8.0.
  • a solvent such as a surfactant or alcohol, metal ions, or salts may be added as appropriate according to the purpose when adjusting the blood glucose level measuring reagent.
  • the blood glucose level measuring system 500 includes a blood glucose level measuring chip 100 and a blood glucose level measuring device 110.
  • the blood collected from the subject can be introduced into the blood glucose level measuring chip 100.
  • the blood glucose level measuring device 110 measures the amount of glucose contained in the sample.
  • the amount of glucose in the sample can be measured by mixing and dissolving the blood glucose level measuring reagent described later in the sample. Thereby, when the sample is blood, the blood glucose level can be calculated.
  • a mixture or mixed solution of a sample (blood) and a blood glucose level measuring reagent is referred to as a sample.
  • the blood glucose level measuring chip 100 is attached to the tip of the blood glucose level measuring device 110.
  • the blood glucose level measuring chip 100 is removed from the blood glucose level measuring device 110 and discarded.
  • the blood glucose level measuring device 110 removes the display unit 111 that displays the measurement result or the operation content, the power button 112 that instructs the start and end of the blood glucose level measuring device 110, the operation button 113, and the blood glucose level measuring chip 100.
  • a removal lever 114 is provided.
  • the display unit 111 may be composed of a liquid crystal, an LED, or the like.
  • the blood glucose level measuring device 110 includes a mounting portion 22 for mounting the blood glucose level measuring chip 100.
  • the mounting unit 22 has an opening 21 located at the tip of the blood glucose level measuring device 110, and an accommodating portion 23 accommodating the blood glucose level measuring chip 100.
  • the opening 21 and the accommodating portion 23 are partitioned by an inner wall provided inside the mounting portion 22.
  • the blood glucose level measuring device 110 includes an optical measuring unit 24 that irradiates the sample with the measuring light and detects the measuring light transmitted through the sample.
  • the blood glucose level measuring device 110 includes a control unit 25 that calculates the blood glucose level of the sample based on the detection result of the optical measuring unit 24, and an eject pin 26 that interlocks with the removal lever 114 to remove the blood glucose level measuring chip 100. ..
  • the light receiving unit 32 may be composed of, for example, a photodiode (PD).
  • the light receiving unit 32 may be composed of another light receiving device such as a CCD (Charged Coupled Device) or a CMOS (Complementary Metal Oxide semiconductor) image sensor.
  • CCD Charge Coupled Device
  • CMOS Complementary Metal Oxide semiconductor
  • the irradiation unit 31 includes a first light emitting element 51 that emits light having a first wavelength, and a second light emitting element 52 that emits light having a second wavelength different from the first wavelength.
  • the first wavelength is a wavelength for detecting the amount of color development of the blood glucose level measuring reagent according to the amount of glucose (blood glucose level), and is selected from, for example, a wavelength included in the wavelength band of 600 to 920 nm.
  • the second wavelength is a wavelength for detecting the concentration of red blood cells in blood, and is selected from, for example, a wavelength included in the wavelength band of 510 to 590 nm.
  • the irradiation unit 31 may have a light emitting element having a wavelength selected from the above wavelength bands depending on the measurement method, or may have a light emitting element having a wavelength other than the above wavelength band. Good.
  • the blood glucose level measuring device 110 has a first space 41 and a second space 42 formed inside.
  • the irradiation unit 31 and the light receiving unit 32 are arranged in the first space 41 and the second space 42, respectively.
  • the first space 41 and the second space 42 face each other with the accommodating portion 23 interposed therebetween.
  • the first space 41 and the second space 42 sandwich the position where the reagent unit 30 on the blood glucose level measuring chip 100 is held. Oppose with.
  • the irradiation unit 31 may be arranged at a position where the irradiation light 33 can irradiate the bottom surface of the blood glucose level measuring chip 100 substantially perpendicularly. By doing so, the energy loss of the irradiation light 33 can be reduced. In order to suppress noise in the transmitted light measurement, it is preferable that the microbeads or the porous film are not arranged in the portion of the blood glucose level measuring chip 100 that corresponds to the optical path of the measurement light.
  • the irradiation unit 31 When the irradiation unit 31 is composed of a halogen lamp that irradiates white, the irradiation unit 31 may further include a spectroscopic filter that extracts only a specific wavelength as the irradiation light 33.
  • the irradiation unit 31 may include a condenser lens.
  • the blood glucose level measuring device 110 may further include a temperature sensor.
  • the temperature sensor measures the temperature of the sample.
  • the blood glucose level may be calculated by using this sample temperature as a correction value.
  • the control unit 25 acquires a detection signal from the light receiving unit 32 and calculates the blood glucose level of the sample (sample) based on the detection signal.
  • the control unit 25 may include, for example, a processor.
  • the control unit 25 may have a storage unit for storing various information and programs.
  • the storage unit may include, for example, a semiconductor memory.
  • the storage unit may be configured separately from the control unit 25.
  • the blood glucose level measuring device 110 can measure the blood glucose level of a sample by the following procedure, for example.
  • the measurement worker operates the power button 112 to activate the blood glucose level measuring device 110.
  • the measurement worker attaches the blood glucose level measuring chip 100 to the tip of the blood glucose level measuring device 110.
  • the blood glucose level measuring device 110 detects that the blood glucose level measuring chip 100 is attached, and measures the initial state in which the sample is not introduced by the irradiation unit 31 and the light receiving unit 32.
  • the measurement worker causes the blood of the subject to flow into the blood glucose level measuring chip 100 as a sample.
  • the blood of the subject collected by the blood glucose level measuring chip 100 is also referred to as a whole blood sample.
  • the blood glucose level measuring reagent and glucose in plasma 61 react at a rate corresponding to the temperature of the sample. Therefore, the blood glucose level measuring device 110 further calculates the blood glucose level of the sample based on the temperature of the sample, so that the measurement accuracy of the blood glucose level is improved.
  • the blood glucose level measuring device 110 may measure the temperature of the sample by a temperature sensor.
  • the blood glucose level measuring device 110 can calculate the blood glucose level based on the parameters including the amount of color development, the hematocrit value, and the temperature of the sample.
  • the relationship between the elapsed time after the reaction between glucose in plasma 61 and the blood glucose level measuring reagent starts and the amount of color development due to the reaction is non-linear.
  • the relationship between the elapsed time and the amount of color development becomes non-linear based on the following reasons (a) to (d).
  • B Glucose in the blood cells 62 flows out of the blood cells 62 (that is, in the plasma 61) as the glucose in the plasma 61 decreases.
  • C) Glucose in plasma 61 has at least two anomers present in equilibrium.
  • the reaction rate changes depending on the temperature of the sample.
  • the blood glucose level measuring system 500 is required to calculate the blood glucose level of the sample in the shortest possible time after collecting the sample on the blood glucose level measuring chip 100 and notify the measuring operator.
  • the blood glucose measuring device 110 is required to calculate the blood glucose level based on a non-linear relationship in which the elapsed time after the start of the reaction is short.
  • the blood glucose level measuring device 110 calculates the blood glucose level by solving an equation having a non-linear relationship for each measurement, the blood glucose level measuring device 110 requires a great deal of computing power. However, the blood glucose level measuring device 110 has a limited computing power, which is less than the required computing power, due to device cost or size restrictions. Therefore, it is difficult for the blood glucose measuring device 110 to solve the equation having a non-linear relationship for each measurement.
  • a calibration curve for associating the color development amount with the blood glucose level is prepared in advance based on the measured values of the color development amount and the blood glucose level. May be good.
  • the calibration curve may be expressed as a mathematical formula or as a table.
  • the sample has various parameters.
  • the sample can have at least a hematocrit value as a parameter.
  • the sample may have its temperature at the time of measurement as a parameter.
  • the hematocrit value and the temperature of the sample can be various values.
  • the blood glucose level calculation method can calculate a calibration curve that associates the color development amount with the blood glucose level for a sample for which parameters other than the blood glucose level are specified, based on a limited number of actually measured values.
  • a calibration curve that associates the color development amount with the blood glucose level for a sample in which parameters other than the blood glucose level are specified is also called a simple calibration curve.
  • the simple calibration curve may be calculated based on an intermediate relational expression that can be calculated with limited computing power. By calculating the simple calibration curve based on an intermediate relational expression, the amount of data prepared in advance can be reduced.
  • the blood glucose level calculation method can calculate an intermediate relational expression based on a limited number of actually measured values.
  • the intermediate relational expression may be an expression that can be solved algebraically.
  • a simple calibration curve can be easily calculated because the intermediate relational expression is an expression that can be solved algebraically.
  • the blood glucose level measuring device 110 may acquire the calculation result of the simple calibration curve in advance.
  • the blood glucose level measuring device 110 may acquire parameters including the hematocrit value or temperature of the sample collected on the blood glucose level measuring chip 100, and select a simple calibration curve based on the acquired contents.
  • the blood glucose level measuring device 110 may calculate the blood glucose level of the sample by measuring the color development amount of the sample in the blood glucose level measuring chip 100 and applying the measurement result to the selected simple calibration curve.
  • the blood glucose level measuring device 110 may acquire the calculation result of the intermediate relational expression in advance.
  • the blood glucose level measuring device 110 may acquire parameters including the hematocrit value or temperature of the sample collected on the blood glucose level measuring chip 100, and calculate a simple calibration curve from an intermediate relational expression based on the acquired contents. ..
  • the blood glucose level measuring device 110 may calculate the blood glucose level of the sample by measuring the color development amount of the sample in the blood glucose level measuring chip 100 and applying the measurement result to the calculated simple calibration curve.
  • the blood glucose level calculation method according to the present embodiment may be executed to calculate a calibration curve.
  • the blood glucose level measuring chip 100 is represented by a predetermined model exemplified in FIG.
  • the blood glucose level calculation method is a simple calibration curve or an intermediate by substituting the measured value of the color development value and the measured value of each parameter into the simultaneous equations describing a predetermined model and specifying the parameters of the simultaneous equations. It is possible to calculate various relational expressions.
  • the predetermined model represents the blood glucose level measuring chip 100 as a one-dimensional model specified by the coordinates of the Z axis along the chip thickness direction.
  • the first base material 1, the flow path 20, and the second base material 2 are laminated along the Z-axis direction.
  • the first base material 1 and the second base material 2 are positioned so as to face each other, thereby partitioning the flow path 20.
  • the surfaces of the first base material 1 and the second base material 2 on the flow path 20 side are orthogonal to the Z axis.
  • the distance between the first base material 1 and the second base material 2 is represented by L.
  • the state at the time when the sample flows into the blood glucose level measuring chip 100 is represented by the model shown in FIG.
  • the region corresponding to the flow path 20 in FIG. 5 is filled with the sample.
  • the specimen is whole blood and contains at least plasma 61 and blood cells 62.
  • the time when the sample flows in is also called the initial time.
  • the time is represented by t.
  • the sample flowing into the blood glucose level measuring chip 100 is mixed with the reagent unit 30 and reacts with the blood glucose level measuring reagent.
  • the blood glucose level measuring reagent dissolves in plasma 61 from the reagent section 30 and diffuses.
  • the arrow DA schematically represents the diffusion of the blood glucose level measuring reagent.
  • the blood glucose level measuring reagent reacts with glucose in the plasma 61.
  • the blood glucose level measuring reagent generates the colored dye 63.
  • the molecule of the colored dye 63 is present in the plasma 61 in a dissolved state.
  • the colored dye 63 diffuses into plasma 61 according to a concentration gradient.
  • the arrow DC schematically represents the diffusion of the colored dye 63.
  • the colored dye 63 in FIG. 7 exemplifies a portion (dark) in which a particularly large amount of dissolved colored dye 63 is present.
  • glucose is consumed by the reaction between the blood glucose level measuring reagent dissolved in the plasma 61 from the reagent unit 30 and glucose, and the amount of glucose in the plasma 61 is reduced.
  • Glucose diffuses in plasma 61 based on the concentration gradient.
  • Arrow DG1 schematically represents the diffusion of glucose.
  • the blood cell 62 has a transport mechanism (transporter, mainly GLUT-1) on the blood cell membrane that regulates the glucose concentration inside and outside the blood cell 62. By the action of this transport mechanism, glucose in the blood cells 62 flows out into the plasma 61.
  • the arrow DG2 schematically represents the transfer of glucose from blood cells 62 to plasma 61.
  • a given model can represent diffusion in the Z-axis direction, the concentration of each substance distributed in the Z-axis direction, and the change in concentration due to the reaction of each substance. That is, it can be said that the predetermined model is represented as a diffusion reaction model of a one-dimensional coordinate system.
  • the blood glucose level measuring reagent diffuses in plasma 61 as the elapsed time from the initial time increases. It is assumed that the blood glucose level measuring reagent contained in the reagent section 30 has a viscosity sufficiently higher than the viscosity of the sample at the initial time. That is, the reagent unit 30 is considered to be a solid.
  • the plasma 61 permeates the inside of the reagent section 30 from the surface thereof to reduce the viscosity of the blood glucose level measuring reagent contained in the reagent section 30.
  • the viscosity ( ⁇ ) of the blood glucose level measuring reagent contained in the reagent section 30 is represented by the following formula (1) as a general formula.
  • Equation (1) represents a so-called sigmoid function.
  • ⁇ is represented as a function of z and t.
  • K mS and n are constants that determine the shape of the sigmoid function.
  • ⁇ represents the maximum viscosity of the blood glucose level measuring reagent part applied to the reagent part 30, and is set to a viscosity sufficiently higher than the viscosity of the sample so that the reagent part 30 is regarded as a solid.
  • a and B are variables representing the concentration of the component contained in the blood glucose level measuring reagent, and are expressed as a function of z and t.
  • the blood glucose level measuring reagent contains a component having a relatively high molecular weight (for example, a molecular weight of 10,000 or more) such as an enzyme and a component having a relatively low molecular weight (for example, a molecular weight of less than 10,000) such as a dye.
  • A represents the concentration of the enzyme contained in the blood glucose level measuring reagent.
  • B is assumed to represent the concentration of a component other than the enzyme contained in the blood glucose level measuring reagent.
  • a and b are constants for weighting based on the molecular weight of the components represented by A and B.
  • the concentration of the high molecular weight component has a greater effect on the viscosity than the concentration of the low molecular weight component.
  • a is set to a value greater than b.
  • the components contained in the blood glucose level measuring reagent are divided into two types, a component represented by A and a component represented by B, but may be further divided into other components.
  • the components contained in the blood glucose level measuring reagent are increased, the number of terms contained in the portion represented by (a, A + b, B + 7) In the formula (1) is increased to more than two.
  • ⁇ Diffusion of glucose> In a stable aqueous glucose solution, a plurality of isomers (anomers) are present in an equilibrium state. Similarly, in plasma 61, glucose has a plurality of isomers in an equilibrium state. However, depending on the substrate specificity of the enzyme (GDH) used for the blood glucose level measuring reagent, the equilibrium state of these isomers is biased, so that the influence on the blood glucose level measuring reaction may not be negligible.
  • the enzyme (GDH) of the present embodiment uses ⁇ -glucose as a substrate to develop a color of a blood glucose level measuring reagent to produce a colored dye 63.
  • isomers other than ⁇ -glucose do not serve as a substrate for the enzyme (GDH) (do not react). Therefore, when ⁇ -glucose is consumed by the enzymatic reaction, isomerization of ⁇ -glucose to ⁇ -glucose proceeds in plasma 61, and the total number of molecules of glucose in plasma 61 decreases. As the number of glucose molecules in plasma 61 decreases, glucose in blood cells 62 flows out into plasma 61 by the transport mechanism present in the blood cell membrane. Glucose in the blood cell 62 flows out into the plasma 61 when the blood glucose level measuring reagent and the sample are mixed. In this embodiment, ⁇ -glucose and ⁇ -glucose are considered as glucose isomers having a large abundance ratio.
  • ⁇ -glucose flowing out of blood cells 62 is not considered in the present embodiment for simplification of the calculation formula, but may be considered.
  • D G represents the diffusion coefficient of glucose in pure water of 25 ° C..
  • the arrow with DG1 in FIG. 7 qualitatively represents the Z-axis diffusion of ⁇ -glucose in plasma 61.
  • the arrow with DG2 in FIG. 7 qualitatively represents the Z-axis outflow of ⁇ -glucose from blood cells 62 to plasma 61.
  • ⁇ 0 represents the viscosity of the sample.
  • the term represented by ( ⁇ + ⁇ 0 ) corrects the diffusion coefficient by the viscosity. That is, the higher the viscosity, the smaller the effective diffusion coefficient.
  • Vmax M represents the maximum outflow rate of glucose from blood cells 62 to plasma 61.
  • K mM is the Michaelis-Menten constant for outflow from inside blood cells 62 to plasma 61.
  • Vmax ⁇ represents the maximum rate of isomerization reaction between ⁇ -glucose and ⁇ -glucose.
  • K ⁇ is the rate constant of the isomerization reaction from ⁇ -glucose to ⁇ -glucose.
  • K ⁇ is the rate constant of the isomerization reaction from ⁇ glucose to ⁇ glucose.
  • Km ⁇ is the Michaelis-Menten constant of mutarotase, a type of enzyme. Mutarotase is contained in the sample when the sample is whole blood.
  • the first term on the right side of the formula (2) is a term representing the diffusion of ⁇ -glucose present in plasma 61 in the z-axis direction at the initial time.
  • the first term on the right side of the formula (3) is a term representing the diffusion of ⁇ -glucose flowing out of the blood cells 62 in the z-axis direction.
  • the first term on the right side of the formula (4) is a term representing the diffusion of ⁇ -glucose in plasma 61 in the z-axis direction.
  • the term for diffusion is described based on Fick's second law, which is the basic law of diffusion of matter.
  • the third term on the right side of the formula (2), the third term on the right side of the formula (3), and the second term on the right side of the formula (4) are terms representing the rate of the isomerization reaction between ⁇ -glucose and ⁇ -glucose. is there. ⁇ -glucose and ⁇ -glucose exist in an equilibrium state. The third term on the right side of equations (2) and (3) becomes a positive value when ⁇ -glucose increases. The second term on the right-hand side of equation (4) is given a minus sign so that it becomes a positive value when ⁇ -glucose increases.
  • the diffusion of the blood glucose level measuring reagent is represented by the following formula (5).
  • A is a variable representing the concentration of the component represented by A in the blood glucose level measuring reagent, and is represented as a function of z and t.
  • DA represents the diffusion coefficient of the component represented by A in the blood glucose level measuring reagent with respect to pure water at 25 ° C.
  • U A of the second term on the right side of the formula (5) is a reaction term representing the reaction rate of the component represented by A and ⁇ -glucose.
  • the reaction between the blood glucose level measuring reagent and ⁇ -glucose produces the colored dye 63.
  • the amount (C) of the colored dye 63 produced is calculated by the following formula (8).
  • C is represented as a function of t.
  • ⁇ C is the molar absorption constant of the colored dye 63.
  • Ht represents the hematocrit value of the sample.
  • R v represents the ratio of the solution in the blood cells 62.
  • the predetermined model is represented by the partial differential simultaneous equations described by the equations (1) to (8).
  • the blood glucose level calculation method includes, for example, the following procedure.
  • the operator flows a sample whose parameters such as blood glucose level, hematocrit value, and temperature are known into the blood glucose level measuring chip 100 mounted on the blood glucose level measuring device 110, and measures the absorbance (color development amount) (No. 1). 1 step).
  • the blood glucose level measuring device 110 measures the time change of the absorbance of the sample (third step).
  • the blood glucose level measuring device 110 may measure the absorbance until the time change of the absorbance becomes sufficiently small. When the time change of the absorbance becomes sufficiently small, it is considered that the reaction between the sample and the blood glucose level measuring reagent has proceeded sufficiently.
  • the absorbance at each time after the start of the reaction may be used to prepare a simple calibration curve by associating it with the parameters of the sample.
  • the parameters of the sample include parameters derived from the sample (blood) itself and parameters of the sample (mixture of blood and reagent).
  • a computer that calculates a simple calibration curve applies the measured data of the time change of the absorbance of a sample having known parameters obtained in the above procedure to a predetermined model, and thereby performs a simple calibration curve for a sample having a combination of unmeasured parameters.
  • the line can be calculated.
  • the blood glucose level measuring device 110 acquires the hematocrit value and temperature of the sample even when measuring the sample specified by the combination of unmeasured parameters, and matches the acquired value from the simple calibration curve calculated by the computer. You can select a simple calibration curve to be used.
  • the blood glucose level measuring device 110 can calculate the blood glucose level of the sample specified by the combination of unmeasured parameters by applying the measured value of the absorbance acquired in the first step to the selected simple calibration curve ( Second step).
  • known parameters include temperature, blood glucose level, and hematocrit value.
  • the third step may be performed prior to the first step and / or the second step.
  • the computer that calculates the simple calibration curve predicts the change in the absorbance of the sample when the unmeasured sample is flowed into the blood glucose level measuring chip 100 in the form of a modeling formula based on a predetermined model based on the measured data. it can.
  • a component having a relatively low molecular weight such as a dye is also referred to as a low molecular weight component.
  • the concentration of the low molecular weight component is expressed as W.
  • W is represented by the following equation (9).
  • W is represented as a function of z and t.
  • D W represents the diffusion coefficient of the low molecular weight component with respect to pure water at 25 ° C.
  • a component having a relatively high molecular weight such as a molecular weight of 10,000 or more
  • the concentration of the high molecular weight component is expressed as E.
  • E is represented by the following equation (10).
  • E is represented as a function of z and t.
  • DE represents the diffusion coefficient of the high molecular weight component with respect to pure water at 25 ° C.
  • ⁇ E is a coefficient that corrects the interaction of high molecular weight components.
  • the change in the concentration of ⁇ -glucose (G ⁇ ) in plasma 61 is described by the following formula (11).
  • the formula (11) is the same as the above formula (4).
  • the explanation of the variables included in the equation (11) is omitted.
  • the reaction in which an intermediate is produced by the reaction between the coloring reagent and ⁇ -glucose can also be considered.
  • the sample is whole blood, it is necessary to measure the amount of color development at the measurement wavelength in the wavelength range that is not easily affected by the hemoglobin in the sample.
  • the blood glucose level measuring reagent further contains a transition metal ion to chelate the formazan (intermediate) generated by the enzymatic reaction and the transition metal ion to measure a longer wavelength.
  • the colored dye 63 can be detected by the wavelength.
  • an intermediate (formazan before chelation formation) is produced as a precursor of the colored dye 63 by the reaction between the blood glucose level measuring reagent and ⁇ -glucose.
  • the concentration (F 1 ) of the intermediate produced by the reaction of ⁇ -glucose present in plasma 61 from the time of the initial time is represented by the following formula (15).
  • the concentration (F 2 ) of the intermediate produced by the reaction of ⁇ -glucose flowing out from the blood cells 62 is represented by the following formula (16).
  • F 1 and F 2 are represented as functions of z and t.
  • C 1 represents the concentration of the colored dye 63 that changes from the intermediate produced by the reaction of ⁇ -glucose present in the plasma 61 from the time of the initial time.
  • C 2 represents the concentration of the colored dye 63 that changes from the intermediate produced by the reaction of ⁇ -glucose flowing out of the blood cells 62.
  • D F represents the diffusion coefficient of the intermediate in pure water of 25 ° C..
  • the second term on the right side is a reaction term representing the reaction rate between the enzyme and ⁇ -glucose. The reaction rate is based on the concentration of the enzyme, the proportion of active enzyme, and the concentration of glucose.
  • K Ni is a constant representing the rate of change from the intermediate to the colored dye 63.
  • K F is a constant representing the rate of change from the colored dye 63 to the intermediate.
  • At least part of the intermediate changes to the colored dye 63.
  • the change in the concentration (C 1 ) of the colored dye 63 that changes from the intermediate produced by the reaction of ⁇ -glucose present in the plasma 61 from the time of the initial time is represented by the following formula (17).
  • the change in the concentration (C 2 ) of the colored dye 63 that changes from the intermediate produced by the reaction of ⁇ -glucose flowing out from the blood cells 62 is represented by the following formula (18).
  • C 1 and C 2 are represented as functions of z and t.
  • D C represents the diffusion coefficient of the color already dye 63 with respect to pure water of 25 ° C..
  • the reaction between the blood glucose level measuring reagent and ⁇ -glucose produces the colored dye 63.
  • W 0 is a constant for determining the initial value of W.
  • E 0 is a constant for determining the initial value of E.
  • BG represents the blood glucose level (unit: mg / dL) of the sample.
  • E d represents the concentration of the enzyme after 3 days of treatment at 60 ° C.
  • RM is a constant that converts the amount of enzyme activity into weight concentration. Since it is difficult to directly measure the following values, they are empirically adjusted values in order to fit the result of the above formula (19) to the color development amount (C) of some known samples.
  • Temp represents the temperature (unit: ° C.) of the sample. For ⁇ 0 , a directly measured value may be used.
  • the calculation method of the relational expression is not particularly limited, and a well-known method such as optimization by a polynomial can be used.
  • the temporal change of absorbance exemplified in FIG. A modeling equation was calculated to predict.
  • the horizontal axis represents time.
  • the vertical axis represents the absorbance of the sample.
  • the broken line represents a modeling formula that predicts the time change of absorbance.
  • a modeling formula in which the hematocrit value is used as a variable is shown for a sample having a blood glucose level of 400 mg / dL and a temperature of 25 ° C. The hematocrit value is changed from 0% to 70% at 10% intervals.
  • the graphs shown by solid lines represent the data obtained by actually measuring the time change of the absorbance of the sample having the parameters that are the premise of the prediction. Regardless of the hematocrit value from 0% to 70%, the error of the measured absorbance with respect to the absorbance of the modeling formula is within 10%. Therefore, the blood glucose level calculation method according to the present embodiment is a sample specified by a combination of unmeasured parameters by modeling the reaction between the blood glucose level measuring reagent and the sample in the blood glucose level measuring chip 100 with a predetermined model. The reaction in was predicted with high accuracy.
  • the blood glucose measuring device 110 can perform blood glucose in a short time without waiting from the start of the reaction between the sample and the blood glucose measuring reagent until the reaction sufficiently proceeds.
  • the value can be calculated. For example, even if it takes 10 seconds or more for the reaction between the sample and the blood glucose level measuring reagent to proceed sufficiently, the blood glucose level measuring device 110 measures the blood glucose level calculation result in a predetermined time of less than 10 seconds. Can be informed. As a result, the convenience of the blood glucose level measuring device 110 is improved.
  • the modeling formula calculated by the computer for calculating the simple calibration curve can be used as an intermediate relational expression for calculating the simple calibration curve for a sample of a combination of unmeasured parameters.
  • the blood glucose level calculation method it is possible to calculate a simple calibration curve for measuring the blood glucose level based on a small amount of actual measurement data. As a result, the development period of the blood glucose level measuring device 110 can be shortened and the development cost can be reduced.
  • each component or each step can be reconfigured so as not to be logically inconsistent, and a plurality of components or steps can be combined or divided into one. is there.

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Abstract

血糖値算出プログラムは、血漿と血球とを含む検体に含まれるグルコースと反応して発色色素を発色させる試薬を有する血糖値測定チップにおける発色色素の発色量の測定結果に基づいて検体の血糖値を算出するために、所定のモデルに基づいて測定結果と検体の血糖値との関係式を算出する第１ステップをプロセッサに実行させる。検体は、少なくとも血糖値を含む所定のパラメータを有する。所定のモデルは、一次元の座標系の拡散反応モデルとして表されている。拡散反応モデルは、試薬の粘度の時間変化と、血漿に含まれるグルコースの濃度の時間変化と、試薬の濃度の時間変化と、試薬の発色量の時間変化とによって表される。

Description

血糖値算出プログラム、血糖値算出方法及び血糖値測定装置
　本発明は、血糖値算出プログラム、血糖値算出方法及び血糖値測定装置に関する。
　従来、被検者から採取した血液の血糖値を測定する装置が知られている。例えば特許文献１には、血液中のグルコースと反応して発色する試薬の発色量を検出し、検出結果に基づいて血糖値を算出する装置が開示されている。
国際公開２０１７／１３４８７８号
　サンプルを特定するパラメータの組合せの数が多い場合、全ての組合せについて実測データを取得することによって、試薬の発色量と血糖値とを対応づける検量線を準備することは難しい。
　本開示の目的は、上記問題に鑑み、パラメータの組合せの数が多くても検量線を容易に算出できる血糖値算出プログラム、血糖値算出方法及び血糖値測定装置を提供することである。
　本発明の第１の態様としての血糖値算出プログラムは、
　血漿と血球とを含む検体に含まれるグルコースの量に応じて発色する発色色素を含む試薬と検体とを反応させて得られる前記発色色素の発色量を測定する第１ステップと、
　前記発色量に基づいて前記検体の血糖値を算出するために、所定のモデルに基づいて前記発色量と前記検体の血糖値との関係式を算出する第２ステップと、
をプロセッサに実行させ、
　前記検体は、少なくとも前記血糖値を含む所定のパラメータを有し、
　前記所定のモデルは、一次元の座標系の拡散反応モデルとして表されており、
　前記拡散反応モデルは、前記試薬の粘度の時間変化と、前記血漿に含まれるグルコースの濃度の時間変化と、前記試薬の濃度の時間変化と、前記試薬の発色量の時間変化とによって表される、血糖値算出プログラム。
　本発明の１つの実施形態として、
　前記試薬の発色量は、検体の血漿中のグルコースと、前記試薬と検体が混合した際に血球内から血漿中へ流出するグルコースと、に基づいてよい。
　本発明の１つの実施形態として、
　血糖値算出プログラムは、前記所定のパラメータとして既知のパラメータを有する前記検体を前記試薬と反応させた場合における前記試薬の発色量の時間変化の測定結果を取得する第３ステップを前記プロセッサにさらに実行させ、
　前記第２ステップにおいて、前記第３ステップで取得した前記試薬の発色量の時間変化の測定結果と既知のパラメータとの関係に基づいて、前記関係式を算出してよい。
　本発明の１つの実施形態として、
　前記所定のパラメータは、前記検体の中の前記血球の比率を表すヘマトクリット値と、前記検体の温度とをさらに含んでよい。
　本発明の第２の態様としての血糖値算出方法は、
　血漿と血球とを含む検体に含まれるグルコースの量に応じて発色する発色色素を含む試薬と検体とを反応させて得られる前記発色色素の発色量を測定する第１ステップと、
　前記発色量に基づいて前記検体の血糖値を算出するために、所定のモデルに基づいて前記発色量と前記検体の血糖値との関係式を算出する第２ステップと、
を含み、
　前記検体は、少なくとも前記血糖値を含む所定のパラメータを有し、
　前記所定のモデルは、一次元の座標系の拡散反応モデルとして表されており、
　前記拡散反応モデルは、前記試薬の粘度の時間変化と、前記血漿に含まれるグルコースの濃度の時間変化と、前記試薬の濃度の時間変化と、前記試薬の発色量の時間変化とによって表される。
　本発明の第３の態様としての血糖値測定装置は、
　血漿と血球とを含む検体に含まれるグルコースの量に応じて発色する発色色素を含む試薬と検体とを反応させ得られる前記発色色素の発色量の測定結果に基づいて前記検体の血糖値を算出する制御部を備え、
　前記制御部は、所定のモデルに基づいて前記測定結果と前記検体の血糖値との関係式を算出し、前記関係式に基づいて前記検体の血糖値を算出し、
　前記検体は、少なくとも前記血糖値を含む所定のパラメータを有し、
　前記所定のモデルは、一次元の座標系の拡散反応モデルとして表されており、
　前記拡散反応モデルは、前記試薬の粘度の時間変化と、前記血漿に含まれるグルコースの濃度の時間変化と、前記試薬の濃度の時間変化と、前記試薬の発色量の時間変化とによって表される。
　本発明に係る血糖値算出プログラム、血糖値算出方法及び血糖値測定装置によれば、パラメータの組合せの数が多くても検量線が容易に算出されうる。
一実施形態に係る血糖値測定チップを示す平面図である。 図１のＩ－Ｉ断面図である。 一実施形態に係る血糖値測定システムを示す平面図である。 血糖値測定装置の先端部と血糖値測定チップとの断面図である。 血糖値測定チップのモデルを表す図である。 血糖値測定チップのモデルに血液が流入した状態を表す図である。 血液流入から所定時刻が経過した後のグルコース及び試薬の拡散モデルを表す図である。 拡散モデルに基づく発色量の予測値と、発色量の実測値とを比較するグラフである。
　以下、本開示に係る実施形態が、図面を参照しながら説明される。各図中、同一符号で表されている構成要素は、同一又は同等である。一実施形態に係る血糖値測定システム５００（図３参照）は、血糖値測定チップ１００（図１参照）と、血糖値測定装置１１０（図３参照）とを備える。血糖値測定システム５００は、血糖値測定チップ１００で採取した被検者の血液を血糖値測定装置１１０で解析することによって、被検者の血液中の血糖量を測定する。
（血糖値測定チップ）
　図１及び図２に示されるように、本実施形態における血糖値測定チップ１００は、供給口１０と、流路２０と、試薬部３０とを備える。
　血糖値測定チップ１００は、底面部を形成する第１基材１と、天面部を形成する第２基材２とを備える。血糖値測定チップ１００は、第１基材１及び第２基材２の間であって、チップ厚み方向及び流路長手方向に対して直交する方向（幅方向とも称される）の両端に設けられている接着部３及び接着部４をさらに備える。血糖値測定チップ１００は、接着部３、４において、第１基材１及び第２基材２の間に所定の厚みを有するスペーサをさらに備えてもよい。第１基材１及び第２基材２がスペーサを挟んで接着されることで、第１基材１と第２基材２との間に、所定の大きさの空隙として流路２０が形成される。流路２０は、上流側の端部に供給口１０を有する。血糖値測定チップ１００が採取する血液は、供給口１０から流路２０に流入できる。血糖値測定チップ１００は、流路２０内に、試薬部３０を備える。試薬部３０は、第１基材１上に形成されているが、これに限定されるものではなく、流路２０を閉塞することなく、流路２０内に設けられていればよい。
　第１基材１の材質は、特に制限されず、測定光の照射及び受光を妨げないように適宜選択されてよい。第１基材１は、例えば、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）、ポリメチルメタアクリレート、ポリスチレン、環状ポリオレフィン、環状オレフィンコポリマー、又はポリカーボネート等の透明な有機樹脂材料で構成されてよい。第１基材１は、ガラス又は石英等の透明な無機材料で構成されてよい。
　第２基材２の材質は、特に制限されず、測定光の照射及び受光を妨げないように適宜選択されてよい。第２基材２は、例えば、親水処理ポリエステルフィルム（３Ｍ親水化フィルム）等の透明な有機樹脂材料で構成されてよい。
　第１基材１、第２基材２は、必要に応じて着色されてもよい。この場合、サンプルを測定光が通過するための光路を備える構造に形成されていればよい。より具体的には、光路となる箇所のみを透明部材で形成したり、着色部材の一部を切り欠くことで、光路を確保することができる。また、第１基材１、第２基材２のいずれか一方に反射部材を設けて、被測定物資を透過した光を反射させて測定してもよい。
　接着部３、４の厚みは、流路２０のチップ厚み方向の長さを所望の値にするために、適宜調整される。例えば、第１基材１と第２基材２とは、それらの間に任意の厚みを有するスペーサが配置された状態で接着されたり融着されたりしてよい。第１基材１と第２基材２とは、スペーサの機能を兼ねる両面テープによって接着されてもよい。
（血糖値測定試薬）
　試薬部３０は、血糖値測定試薬を含む。より具体的には、試薬部３０は、後述の成分を含むように調製した血糖値測定試薬溶液を、第１基材１上に塗布し、乾燥させることで形成される。血糖値測定試薬は、単に試薬とも称される。使用形態は、固体、ゲル状、ゾル状、又は液体のいずれの形態であってもよい。血糖値測定試薬は、酵素と、発色色素とを含むが、上記に加えて、さらに他の成分を含んでもよい。ここで、他の成分としては、通常、測定対象である生体成分の種類に応じて適切に選択され、生体成分濃度を測定するために添加される成分が同様にして使用できる。具体的には、電子受容体（メディエータ）、緩衝剤、ｐＨ調整剤、界面活性剤、水（例えば、ＲＯ水）、金属イオン、塩などが挙げられる。ここで、上記他の成分は、それぞれ、１種を単独で使用してもよいし、２種以上を組み合わせて使用してもよい。また、上記他の成分のそれぞれは、１種を単独で使用してもよいし、２種以上を併用してもよい。
＜酵素＞
　酵素は、血液中のグルコースと反応して、グルコースから電子を引き抜く。ここで引き抜かれた電子は、発色色素に受け渡されることで、発色色素が呈色する。酵素は、グルコースを基質とする限り、特に制限されず、目的に応じて適宜選択されてよい。酵素は、例えば、グルコースデヒドロゲナーゼ（ＧＤＨ）又はグルコースオキシダーゼ（ＧＯＤ）等を含んでよい。酵素は、１種類の物質だけで構成されてもよいし、２種類以上の物質で構成されてもよい。酵素は、ＦＡＤを補酵素とするＧＤＨ（ＦＡＤ－ＧＤＨ）を用いるのが好ましい。
　酵素の血液検体反応時の濃度は、特に制限されず、目的に応じて適宜選択されてよいが、例えば１Ｕ／μＬ以上とされてよい。
＜電子受容体（メディエータ）＞
　電子受容体（メディエータ）は、酵素と血液中のグルコースとの反応を促進するとともに、酵素がグルコースから引き抜いた電子を一旦受け取って発色色素に渡す。電子受容体は、特に制限されず、目的に応じて適宜選択されてよい。電子受容体は、例えば、５－メチルフェナジニウムメチルスルファート（ＰＭＳ）、１－メトキシ－５－メチルフェナジニウムメチルスルファート（ｍＰＭＳ）、ＮＡＤ、ＦＡＤ、ＰＱＱ、又はフェリシアン化カリウム等で構成されてよい。電子受容体は、１種類の物質だけで構成されてもよいし、２種類以上の物質で構成されてもよい。
　電子受容体の含有量は、特に制限されず、目的に応じて適宜選択されてよいが、例えば０．０１ｍｏｌ％以上とされてよい。電子受容体の血液検体反応時の濃度は、特に制限されず、目的に応じて適宜選択されてよいが、例えば０．１ｍＭ以上とされてよい。なお、電子受容体は必ずしも含む必要はなく、使用する酸化還元酵素の種類によっては、電子受容体を配合しなくともよい
＜発色色素＞
　発色色素（還元系発色試薬）は、酵素とグルコースとの反応によって生じた電子又は過酸化水素を受け取って（還元されて）発色する。発色した発色色素は、発色済色素６３（図７参照）と称されるとする。発色色素は、特に制限されないが、目的に応じて適宜選択されてよい。発色色素は、例えば、テトラゾリウム塩、リンモリブデン酸ナトリウム、インディゴカルメン、ジクロロインドフェノール、又はレサズリン、テトラゾリウム塩を用いてもよいが、このうち、テトラゾリウム塩が好ましい。発色色素は、１種類の物質だけで構成されてもよいし、２種類以上の物質で構成されてもよい。本実施形態において、発色済色素６３は、青色を呈色する。発色済色素６３は、青色に限られず、他の色を呈色してもよいが、血色素の主な吸収帯と重ならない波長域（６００ｎｍ以上、特に６５０ｎｍ以上）に極大吸収波長を有するものが好ましい。
　血糖値測定試薬における発色色素の含有量は、特に制限されず、目的に応じて適宜選択されてよいが、例えば５ｍｏｌ％以上とされてよい。発色色素の血液検体反応時の濃度は、特に制限されず、目的に応じて適宜選択されてよいが、例えば１０ｍＭ以上とされてよい。
　発色色素として用いられるテトラゾリウム塩は、酸化還元酵素及びメディエータ機能を有するテトラゾリウム塩であってもよい。テトラゾリウム塩としては、例えば、３，３’－［３，３’－Ｄｉｍｅｔｈｏｘｙ－（１，１’－ｂｉｐｈｅｎｙｌ）－４，４’－ｄｉｙｌ］－ｂｉｓ［２－（４－ｎｉｔｒｏｐｈｅｎｙｌ）－５－ｐｈｅｎｙｌ－２Ｈ－ｔｅｔｒａｚｏｌｉｕｍｃｈｌｏｒｉｄｅ］（Ｎｉｔｒｏ－ＴＢ）、２－（４－Ｉｏｄｏｐｈｅｎｙｌ）－３－（４－ｎｉｔｒｏｐｈｅｎｙｌ）－５－（２，４－ｄｉｓｕｌｆｏｐｈｅｎｙｌ）－２Ｈ－ｔｅｔｒａｚｏｌｉｕｍ，ｍｏｎｏｓｏｄｉｕｍｓａｌｔ（ＷＳＴ－１）、２－（４－Ｉｏｄｏｐｈｅｎｙｌ）－３－（２，４－ｄｉｎｉｔｒｏｐｈｅｎｙｌ）－５－（２，４－ｄｉｓｕｌｆｏｐｈｅｎｙｌ）－２Ｈ－ｔｅｔｒａｚｏｌｉｕｍ，ｍｏｎｏｓｏｄｉｕｍｓａｌｔ（ＷＳＴ－３）、２－ｂｅｎｚｏｔｈｉａｚｏｌｙｌ－３－（４－ｃａｒｂｏｘｙ－２－ｍｅｔｈｏｘｙｐｈｅｎｙｌ）－５－［４－（２－ｓｕｌｆｏｅｔｈｙｌｃａｒｂａｍｏｙｌ）ｐｈｅｎｙｌ］－２Ｈ－ｔｅｔｒａｚｏｌｉｕｍ（ＷＳＴ－４）、２，２’－ｄｉｂｅｎｚｏｔｈｉａｚｏｌｙｌ－５，５’－ｂｉｓ［４－ｄｉ（２－ｓｕｌｆｏｐｈｅｎｙｌ）ｃａｒｂａｍｏｙｌｐｈｅｎｙｌ］－３，３’－（３，３’－ｄｉｍｅｔｈｏｘｙ－４，４’－ｂｉｐｈｅｎｙｌｅｎｅ）ｄｉｔｅｔｒａｚｏｌｉｕｍｄｉｓｏｄｉｕｍ ｓａｌｔ（ＷＳＴ－５）、２－（２－Ｍｅｔｈｏｘｙ－４－ｎｉｔｒｏｐｈｅｎｙｌ）－３－（４－ｎｉｔｒｏｐｈｅｎｙｌ）－５－（２，４－ｄｉｓｕｌｆｏｐｈｅｎｙｌ）－２Ｈ－ｔｅｔｒａｚｏｌｉｕｍ，ｍｏｎｏｓｏｄｉｕｍｓａｌｔ（ＷＳＴ－８）等を用いてもよい。本実施形態では、発色色素は、テトラゾリウム塩の中でも水溶性が高く、血球６２に含まれる血色素の影響が低減された測定波長で、発色量を測定することができる下記化学式（１）：
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000001
で示される、２－置換ベンゾチアゾリル－３－置換フェニル－５－置換スルホ化フェニル－２Ｈ－テトラゾリウム塩であることが好ましい。
　上記化学式（１）において、テトラゾール環の２位にベンゾチアゾリル基が存在することにより、例えば、遷移金属化合物をさらに使用する場合には、遷移金属化合物と効率よくかつ速やかにキレート化合物を形成し、ホルマザン化合物の極大吸収波長を長波長域にシフトできる。そして、テトラゾール骨格の２位のベンゾチアゾリル基に、少なくとも１のメトキシ基又はエトキシ基（－ＯＲ３）が導入されることで、さらに生成するホルマザンとＮｉ２＋等の遷移金属イオンとのキレート時の極大吸収波長が長波長側にシフトする。これにより、血球６２に含まれる血色素の影響が低減された測定波長で、発色量を測定できる。
　ここで、ｑは１又は２であり、１であることが好ましい。ここで、ｑ＝１の場合、Ｒ３は、メチル基又はエチル基であり、メチル基であることが好ましい。ｑ＝１の場合、テトラゾール骨格の２位に存在するベンゾチアゾリル基の置換基である－ＯＲ３の置換位置は特に限定されるものではなく、４位、５位、６位、又は７位のいずれであってもよい。－ＯＲ３の置換位置は、ベンゾチアゾリル基の６位に結合することが好ましい。ｑ＝２の場合、Ｒ３は、水素原子、メチル基又はエチル基であり、少なくとも一がメチル基、又はエチル基である。また、ｑが２である場合、各ＯＲ３は隣接して配置され、各ＯＲ３が互いに環を形成してもよい。この際、好適な組み合わせとしては、Ｒ３が、水素原子及びメチル基の組み合わせ、メチル基及びメチル基の組み合わせである。ｑ＝２の場合、テトラゾール骨格の２位に存在するベンゾチアゾリル基の置換基である－ＯＲ３の置換位置は２つの－ＯＲ３が隣接して配置されれば特に限定されるものではなく、４，５位、５，６位、又は６，７位のいずれであってもよい。少なくとも一の－ＯＲ３の置換位置は、ベンゾチアゾリル基の６位に結合することが好ましく、すなわち、２つの－ＯＲ３の置換位置は、５，６位、又は６，７位である。
　化学式（１）において、テトラゾール骨格の５位には置換スルホ化フェニル基が存在する。該スルホ化フェニル基の置換基であるＲ１は、水素原子、水酸基、メトキシ基、及びエトキシ基からなる群から選択されるいずれか一つである。
　テトラゾール骨格の５位には、スルホ基（－ＳＯ３ －）が少なくとも１個存在する（ｍ＝１又は２）。化学式（１）において、ｍは、スルホ基（－ＳＯ３ －）がテトラゾール骨格の５位のフェニル基に結合する数であり、１又は２である。ｍ＝２であり、Ｒ１が水素原子であることがより好ましい。ここで、ｍ＝２である場合には、スルホ基（－ＳＯ３ －）がテトラゾール骨格の３位のフェニル基に結合する数であるｐが１であることが好ましい。
　なお、下記（１）～（４）：（１）ｍ＝２かつｐ＝１である、（２）ｍ＝１かつｎ＝０である、（３）テトラゾール骨格の５位に存在するフェニル基において、Ｒ１が水酸基であり、この際、スルホ基（ＳＯ３－）及び水酸基が２，４位、又は４，６位にある、（４）ｐ＝０かつ少なくとも一のＲ２がカルボキシル基である、のいずれかを満たすことが好ましく、（１）ｍ＝２かつｐ＝１又は、（４）ｐ＝０かつ少なくとも一のＲ２がカルボキシル基であることがより好ましい。
　ここで、テトラゾール骨格の５位に存在するフェニル基へのスルホ基（－ＳＯ３ －）の結合位置は特に制限されない。ｍ＝２の場合には、スルホ基（－ＳＯ３ －）は、フェニル基の、２，４位、３，５位に存在することが好ましい。フェニル基の２，４位にスルホ基が存在することが特に好ましい。化学式（１）においてテトラゾール骨格の５位のフェニル基が、スルホ基（－ＳＯ３ －）が２，４位に存在するフェニル基であることが好ましい。
　式（２）において、テトラゾール骨格の３位には置換フェニル基が存在する。フェニル基は必須に置換されるため、ｎ＋ｐは１以上である。
　テトラゾール骨格の３位のフェニル基の置換基としてのＲ２は、ニトロ基、－ＯＲ４、及びカルボキシル基からなる群から選択されるいずれか一つである。Ｒ２は、ニトロ基又は－ＯＲ４であることが好ましく、カルボキシル基であることが好ましい。また、ｎは、Ｒ２がテトラゾール骨格の３位のフェニル基に結合する数であり、０～２の整数である。ｎ＝１又は２であることが好ましく、ｎ＝１であることがより好ましい。Ｒ２が２個存在する場合、すなわち、ｎ＝２である場合、Ｒ２は同じであっても異なるものであってもよい。ｎ＝１又は２である場合、少なくとも１のＲ２が－ＯＲ４基であることが好ましい。Ｒ４は、メチル基又はエチル基である。
　ｎが１又は２である場合の、Ｒ２の置換位置は特に限定されないが、テトラゾール骨格の３位に存在する置換スルホフェニル基の２位、３位、４位、５位又は６位であることが好ましく、少なくとも一のＲ２が２位及び／又は４位である。
　ｐは、スルホ基（－ＳＯ３ －）がテトラゾール骨格の３位のフェニル基に結合する数であり、ｐが１である、又はｐ＝０かつ少なくとも一のＲ２がカルボキシル基である。より好適には、ｍ＝２かつｐ＝１である、又はｐ＝０かつ少なくとも一のＲ２がカルボキシル基である。ｐ＝１である場合、テトラゾール骨格の３位のフェニル基を置換するスルホ基（－ＳＯ３ －）の置換位置は特に限定されるものではないが、３位又は５位であることが好ましく、３位であることがより好ましい。
　また、式（２）において、テトラゾール骨格の３位に存在する置換基が、４－メトキシ－３－スルホフェニル基、２－メトキシ－５－スルホフェニル基、２－メトキシ－４－ニトロ－５－スルホフェニル基、２－メトキシ－４－ニトロフェニル基、４－スルホフェニル基、４－カルボキシ－２－メトキシフェニル基、５－カルボキシ－２－メトキシフェニル基、３－カルボキシ－４－メトキシフェニル基、又は４－メトキシ－５－スルホフェニル基が好ましく、４－メトキシ－３－スルホフェニル基、２－メトキシ－５－スルホフェニル基、３－カルボキシ－４－メトキシフェニル基、又は４－メトキシ－５－スルホフェニル基であることがより好ましく、４－メトキシ－３－スルホフェニル基、４－メトキシ－５－スルホフェニル基、又は、２－メトキシ－５－スルホフェニル基であることが好ましい。このうち、４－メトキシ－３－スルホフェニル基であることが特に好ましい。
　化学式（１）に存在するスルホ基の総数（ｍ＋ｐ）は、２以上である。
　化学式（１）において、Ｘは、水素原子又はアルカリ金属を表わす。アルカリ金属の種類は特に制限されず、リチウム、ナトリウム、カリウム、ルビジウム、セシウムのいずれでもよい。
　発色色素の好ましい例としては、以下のものが挙げられる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000002
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000003
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000004
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000005
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000006
　血糖値測定試薬への緩衝剤（バッファー）の添加は、特に制限されず、一般的に生体成分濃度を測定する際に使用されるバッファーが同様にして使用できる。具体的には、リン酸緩衝剤、クエン酸緩衝剤、クエン酸－リン酸緩衝剤、トリスヒドロキシメチルアミノメタン－ＨＣｌ緩衝剤（トリス塩酸緩衝剤）、ＭＥＳ緩衝剤（２－モルホリノエタンスルホン酸緩衝剤）、ＴＥＳ緩衝剤（Ｎ－トリス（ヒドロキシメチル）メチル－２－アミノエタンスルホン酸緩衝剤）、酢酸緩衝剤、ＭＯＰＳ緩衝剤（３－モルホリノプロパンスルホン酸緩衝剤）、ＭＯＰＳ－ＮａＯＨ緩衝剤、ＨＥＰＥＳ緩衝剤（４－（２－ヒドロキシエチル）－１－ピペラジンエタンスルホン酸緩衝剤）、ＨＥＰＥＳ－ＮａＯＨ緩衝剤などのＧＯＯＤ緩衝剤、グリシン－塩酸緩衝剤、グリシン－ＮａＯＨ緩衝剤、グリシルグリシン－ＮａＯＨ緩衝剤、グリシルグリシン－ＫＯＨ緩衝剤などのアミノ酸系緩衝剤、トリス－ホウ酸緩衝剤、ホウ酸－ＮａＯＨ緩衝剤、ホウ酸緩衝剤などのホウ酸系緩衝剤、又はイミダゾール緩衝剤などが用いられる。
緩衝剤の濃度としては、特に制限されないが、血糖値測定試薬溶液の調整時において、０．０１～１．０Ｍであるのが好ましい。なお、ここでは、緩衝剤の濃度とは、水性溶液中に含まれる緩衝剤の濃度（Ｍ、ｍｏｌ／Ｌ）をいう。また、緩衝液のｐＨは、生体成分（たとえば、血球６２）に対して作用を及ぼさないことが好ましい。
　血糖値測定試薬は、芳香族炭化水素を含有している。芳香族炭化水素は、少なくとも１個のスルホン酸基を有する芳香族炭化水素である限り、特に制限はなく、目的に応じて適宜選択されてよい。芳香族炭化水素は、例えば、ベンゼンスルホン酸ナトリウム、１，３－ベンゼンスルホン酸二ナトリウム、１，３，５－ベンゼンスルホン酸三ナトリウム、ナフタレン－１，３，６－トリスルホン酸三ナトリウム、又はアントラセン－１，３，６－トリスルホン酸三ナトリウム等で構成されてよい。芳香族炭化水素は、１種類の物質だけで構成されてもよいし、２種類以上の物質で構成されてもよい。
　芳香族炭化水素の含有量は、特に制限されず、目的に応じて適宜選択されてよいが、例えば３０ｍｏｌ％以上とされてよい。芳香族炭化水素の血液検体反応時の濃度は、特に制限されず、目的に応じて適宜選択されてよいが、例えば５０ｍＭ以上とされてよい。
　血糖値測定試薬に、ｐＨ調整剤が添加されてもよい。ｐＨ調整剤の種類としては、特に制限されない。ｐＨ調整剤としては、一般的に生体成分濃度を測定する際に適用されるｐＨとなるように、酸（塩酸、硫酸、リン酸など）又は塩基（水酸化カリウム、水酸化ナトリウム、炭酸カリウム、炭酸ナトリウムなど）が適宜選択・使用される。また、ｐＨ調整剤は、そのまま使用されても又は水溶液の形態で使用されてもよい。また、ｐＨ調整剤の量は、特に制限されない。血糖値測定試薬溶液は、ｐＨが中性付近、例えば、ｐＨ５．０～８．０程度となるように調整される。
　また、界面活性剤若しくはアルコール等の溶剤、金属イオン、又は、塩類が、血糖値測定試薬調整時に適宜目的に応じて添加されてもよい。
（血糖値測定装置）
　図３に示されるように、血糖値測定システム５００は、血糖値測定チップ１００と、血糖値測定装置１１０とを備える。被検者から採取した血液は、血糖値測定チップ１００の内部に導入可能である。血糖値測定装置１１０は、検体に含まれるグルコース量を測定する。検体に後述の血糖値測定試薬が混合、溶解することで、検体中のグルコース量を測定できる。これにより、検体が血液の場合、血糖値を算出することができる。ここで、検体（血液）と血糖値測定試薬との混合物もしくは混合溶液をサンプルと称する。血糖値測定チップ１００は、血糖値測定装置１１０の先端部に装着される。血糖値測定チップ１００は、測定後、血糖値測定装置１１０から取り外されて廃棄される。血糖値測定装置１１０は、測定結果又は操作内容等を表示する表示部１１１と、血糖値測定装置１１０の起動と終了を指示する電源ボタン１１２と、操作ボタン１１３と、血糖値測定チップ１００を取り外す取外レバー１１４とを備える。表示部１１１は、液晶又はＬＥＤ等で構成されてよい。
　図４に示されるように、血糖値測定装置１１０は、血糖値測定チップ１００を装着する装着部２２を備える。装着部２２は、血糖値測定装置１１０の先端に位置する開口部２１と、血糖値測定チップ１００を収容する収容部２３とを有する。開口部２１及び収容部２３は、装着部２２の内部に設けられている内壁によって区画されている。
　血糖値測定装置１１０は、測定光をサンプルに照射するとともにサンプルを透過した測定光を検出する光学測定部２４を備える。血糖値測定装置１１０は、光学測定部２４の検出結果に基づいて、サンプルの血糖値を算出する制御部２５と、取外レバー１１４と連動し血糖値測定チップ１００を取り外すイジェクトピン２６とを備える。
　測定の際は血糖値測定チップ１００が収容部２３に装着される。装着作業はユーザにより手作業で行われる。血糖値測定装置１１０は、血糖値測定チップ１００を収容部２３内の所定位置に固定するための適当なロック機構等を備えてよい。このようにすることで、手作業によって生じうる装着位置のバラツキが低減されうる。
　光学測定部２４は、照射部３１と、受光部３２とを備える。照射部３１は、血糖値測定試薬と血液との反応生成物に照射光３３（測定光）を照射する。照射部３１は、発光ダイオード（ＬＥＤ）で構成されてよい。照射部３１は、ハロゲンランプ又はレーザー等の他の光源で構成されてもよい。受光部３２は、血糖値測定試薬と血液との反応生成物を透過した測定光を受光する。血糖値測定試薬は、酵素によって、検体中のグルコース量に応じて発色するため、受光部３２は、発色量に基づく信号を受取ることができる。発色量に基づく信号は、検出信号とも称される。受光部３２は、例えば、フォトダイオード（ＰＤ）で構成されてよい。受光部３２は、ＣＣＤ（Charged Coupled Device）又はＣＭＯＳ（Complementary Metal Oxide semiconductor）イメージセンサ等の他の受光デバイスで構成されてもよい。
　照射部３１は、第１の波長を有する光を発する第１の発光素子５１と、第１の波長と異なる第２の波長を有する光を発する第２の発光素子５２とを含む。第１の波長は、血糖値測定試薬の、グルコース量（血糖値）に応じた発色量を検出するための波長であり、例えば６００～９２０ｎｍの波長帯に含まれる波長から選択される。第２の波長は、血液中の赤血球濃度を検出するための波長であり、例えば５１０～５９０ｎｍの波長帯に含まれる波長から選択される。なお、照射部３１は、測定方法に応じて、上記の波長帯の中から選択される波長の発光素子を有していてもよいし、上記波長帯以外の波長の発光素子を有してもよい。
　図４を参照して、照射部３１と受光部３２の配置及び両者の位置関係が説明される。血糖値測定装置１１０は、内部に形成されている、第１の空間４１と第２の空間４２とを有する。照射部３１及び受光部３２はそれぞれ、第１の空間４１及び第２の空間４２に配置されている。血糖値測定チップ１００が血糖値測定装置１１０に装着されていない状態で、第１の空間４１と第２の空間４２とは、収容部２３を挟んで対向する。血糖値測定チップ１００が血糖値測定装置１１０に装着された状態で、第１の空間４１と第２の空間４２とは、血糖値測定チップ１００上の試薬部３０が保持されている位置を挟んで対向する。照射部３１は、照射光３３が血糖値測定チップ１００の底面にほぼ垂直に照射できる位置に配置されていてよい。このようにすることで、照射光３３のエネルギーロスが低減されうる。なお、透過光測定におけるノイズを抑制するため、血糖値測定チップ１００における、測定光の光路にあたる部分に、マイクロビーズ又は多孔質膜は配置しないのが好ましい。
　照射部３１は、白色を照射するハロゲンランプで構成される場合、特定の波長のみを照射光３３として抽出する分光フィルタをさらに備えてもよい。照射部３１は、集光レンズを備えてもよい。
　血糖値測定装置１１０は、温度センサをさらに備えてよい。温度センサは、サンプルの温度を測定する。このサンプル温度を補正値として利用して、血糖値が算出されてもよい。
　制御部２５は、受光部３２から検出信号を取得し、検出信号に基づいてサンプル（検体）の血糖値を算出する。制御部２５は、例えばプロセッサを含んでよい。制御部２５は、種々の情報及びプログラムを格納する記憶部を有してよい。記憶部は、例えば、半導体メモリを含んでよい。記憶部は、制御部２５と別個に構成されてよい。
　以上説明してきた血糖値測定装置１１０は、血液と、発色色素を含む血糖値測定試薬との反応生成物を含むサンプルを透過した光を測定する透過型の装置である。血糖値測定装置１１０は、これに限定されず、例えば、反応生成物を含むサンプルから反射した光を測定する反射型の装置であってもよい。反射型の装置の場合、照射部３１と受光部３２は血糖値測定チップ１００の挿入位置に対して同じ側に設けられる。
　血糖値測定装置１１０は、例えば以下の手順でサンプルの血糖値を測定できる。測定作業者は、電源ボタン１１２を操作して、血糖値測定装置１１０を起動する。測定作業者は、血糖値測定装置１１０の先端部に血糖値測定チップ１００を装着する。血糖値測定装置１１０は、血糖値測定チップ１００が装着されたことを検出し、照射部３１と受光部３２とによってサンプルが導入されていない初期状態を測定する。測定作業者は、被検者の血液を、検体として血糖値測定チップ１００内に流入させる。血糖値測定チップ１００で採取される被検者の血液は、全血検体とも称される。全血検体は、毛細管現象によって、血糖値測定チップ１００の供給口１０から流路２０に流入し、試薬部３０に到達し、検体に測定試薬が溶解することで、血糖値測定試薬との反応を開始する。血糖値測定装置１１０は、サンプル中に含まれるグルコースと測定試薬との反応によって生成する発色済色素６３の量を、照射部３１から照射した光量と、受光部３２で受けた光量とに基づく吸光度として検出する。血糖値測定装置１１０は、検体の流入から所定時間の経過後における吸光度に基づいて、サンプルの血糖値を算出する。言い換えれば、血糖値測定装置１１０は、発色済色素６３の量に基づいて、検体の血糖値を算出できる。発色済色素６３の量は、発色量とも称される。このとき、測定時の温度測定値が取得されてもよい。なお、測定作業者は、被検者と同一であってもよい。
（発色量と血糖値との関係）
　全血検体は、赤血球等の血球６２（図６参照）と、血漿６１（図６参照）とを含む。試薬部３０に含まれる血糖値測定試薬は、血漿６１中のグルコースと反応することによって発色済色素６３を生成する。したがって、血糖値測定装置１１０がサンプル中の血球６２の比率（血漿６１の比率）にさらに基づくことで、サンプルの血糖値を算出する。サンプル中の血球比率は、ヘマトクリット値とも称され、Ｈｔ（単位：％）で表される。血糖値測定装置１１０は、第２の発光素子５２が射出する第２の波長を有する光の吸光度を測定することによって、サンプルのヘマトクリット値を測定してよい。血糖値測定試薬と血漿６１中のグルコースとは、サンプルの温度に応じた速度で反応する。したがって、血糖値測定装置１１０がサンプルの温度にさらに基づいてサンプルの血糖値を算出することで、血糖値の測定精度が高められる。血糖値測定装置１１０は、温度センサによってサンプルの温度を測定してよい。血糖値測定装置１１０は、発色量と、ヘマトクリット値と、サンプルの温度とを含むパラメータに基づいて、血糖値を算出できる。
　血漿６１中のグルコースと血糖値測定試薬との反応が開始した後の経過時間と、反応による発色量との関係は、非線形となる。特に、反応開始後の経過時間が例えば１０秒以下である段階において、以下の（ａ）から（ｄ）までの理由に基づいて、経過時間と発色量との関係が非線形となる。
（ａ）血糖値測定チップ１００に流入した検体（サンプル）に含まれる全てのグルコースが、発色色素と反応し終えていない。
（ｂ）血球６２内のグルコースは、血漿６１中のグルコースの減少に伴い、血球６２外（すなわち、血漿６１中）へ流出する。
（ｃ）血漿６１中のグルコースは、少なくとも２つのアノマーが平衡状態で存在している。
（ｄ）反応の速度がサンプルの温度に応じて変化する。
　血糖値測定システム５００は、血糖値測定チップ１００に検体を採取した後、できるだけ短い時間でサンプルの血糖値を算出し、測定作業者に知らせることが求められる。血糖値測定装置１１０は、反応開始後の経過時間が短い段階の非線形な関係に基づいて、血糖値を算出することが求められる。
　仮に血糖値測定装置１１０が、非線形の関係を有する式を測定毎に解くことによって血糖値を算出する場合、血糖値測定装置１１０は、多大な演算能力を必要とする。しかし、血糖値測定装置１１０は、装置コスト又はサイズの制約によって、必要な演算能力より少ない、限られた演算能力しか有しない。したがって、測定毎に、血糖値測定装置１１０が非線形の関係を有する式を解くことは難しい。
　非線形の関係を有する式を測定毎に解かずに血糖値を算出するために、発色量及び血糖値の実測値に基づいて、発色量と血糖値とを対応づける検量線が予め準備されていてもよい。検量線は、数式として表されていてもよいし、テーブルとして表されていてもよい。ここで、サンプルは、種々のパラメータを有する。サンプルは、少なくともヘマトクリット値をパラメータとして有しうる。サンプルは、測定時におけるその温度をパラメータとして有しうる。ヘマトクリット値及びサンプルの温度は、種々の値となりうる。各パラメータを変化させた場合を仮定し、それぞれの場合において発色量と血糖値とを対応づける検量線を準備する場合、仮に２つのパラメータそれぞれを１００通りに変化させるとして、１万通りの検量線を準備する必要がある。つまり、発色量及び血糖値が１万通りのパラメータで測定される必要がある。パラメータ数がさらに増える場合、又は、各パラメータがとりうる値の組合せ数がさらに増える場合、パラメータの組合せを網羅する検量線を準備することは困難になる。
　非線形の関係を有する式が予め解かれることによって、血糖値以外のパラメータが特定されているサンプルに関して発色量と血糖値とを対応づける検量線が準備されてもよい。しかし、多くのパラメータ数と各パラメータがとりうる値の多くのバリエーションとを組み合わせた大量のパターン毎に非線形の関係を有する式を解くために、過大な演算能力が必要とされる。
　本実施形態に係る血糖値算出方法は、血糖値以外のパラメータが特定されているサンプルに関して発色量と血糖値とを対応づける検量線を、限られた数の実測値に基づいて算出できる。血糖値以外のパラメータが特定されているサンプル（検体）に関して発色量と血糖値とを対応づける検量線は、簡易検量線とも称される。簡易検量線は、限られた演算能力で算出できる中間的な関係式に基づいて算出されてもよい。簡易検量線が中間的な関係式に基づいて算出されることによって、予め準備されるデータ量が低減されうる。本実施形態に係る血糖値算出方法は、中間的な関係式を限られた数の実測値に基づいて算出できる。中間的な関係式は、代数的に解くことができる式であってよい。中間的な関係式が代数的に解くことができる式であることによって、簡易検量線が容易に算出される。
　本実施形態に係る血糖値算出方法は、プロセッサに実行させる血糖値算出プログラムとして実現されてもよい。血糖値算出プログラムは、例えば、高い演算能力を有するサーバ等によって実行されてよい。サーバは、スーパーコンピュータ等を含んでよい。
　血糖値測定装置１１０は、簡易検量線の算出結果を予め取得しておいてよい。血糖値測定装置１１０は、血糖値測定チップ１００に採取した検体のヘマトクリット値又は温度等を含むパラメータを取得し、取得した内容に基づいて簡易検量線を選択してよい。血糖値測定装置１１０は、血糖値測定チップ１００内のサンプルの発色量を測定するとともに、選択した簡易検量線に測定結果を当てはめることによって、サンプルの血糖値を算出してよい。
　血糖値測定装置１１０は、中間的な関係式の算出結果を予め取得しておいてよい。血糖値測定装置１１０は、血糖値測定チップ１００に採取したサンプルのヘマトクリット値又は温度等を含むパラメータを取得し、取得した内容に基づいて、中間的な関係式から簡易検量線を算出してよい。血糖値測定装置１１０は、血糖値測定チップ１００内のサンプルの発色量を測定するとともに、算出した簡易検量線に測定結果を当てはめることによって、サンプルの血糖値を算出してよい。
　血糖値測定装置１１０は、必要とされる演算能力を有する場合、本実施形態に係る血糖値算出方法を実行し、検量線を算出してもよい。
（一次元モデル）
　本実施形態において、血糖値測定チップ１００は、図５に例示される所定のモデルによって表されるとする。血糖値算出方法は、所定のモデルを記述する連立方程式に対して、発色値の実測値と各パラメータの実測値とを代入し、連立方程式のパラメータを特定することによって、簡易検量線又は中間的な関係式を算出することを可能にする。
　所定のモデルは、チップ厚み方向に沿うＺ軸の座標で特定される一次元モデルとして血糖値測定チップ１００を表す。所定のモデルにおいて、Ｚ軸方向に沿って、第１基材１と、流路２０と、第２基材２とが積層している。第１基材１及び第２基材２は、対向して位置することによって、流路２０を区画している。第１基材１及び第２基材２それぞれの流路２０側の面は、Ｚ軸に直交している。第１基材１と第２基材２との間隔は、Ｌで表される。Ｚ座標は、第１基材１の流路２０側の面上に位置する点を原点（Ｚ＝０）とし、第２基材２の流路２０側の面上に位置する点をＺ＝Ｌとして表される。
　血糖値測定チップ１００が流路２０内に有する試薬部３０は、モデルにおいて、第１基材１の流路２０側の面に沿って配置されている。試薬部３０は、第１面と第２面とを有する板状であるとする。試薬部３０は、第１面で第１基材１の流路２０側の面に接しており、第２面で第２基材２の流路２０側の面に対向している。試薬部３０の第２面と第２基材２の流路２０側の面との間隔は、ＣＬで表されるとする。試薬部３０の第１面は、Ｚ＝０で表される座標に位置する。試薬部３０の第２面は、Ｚ＝Ｌ－ＣＬで表される座標に位置する。つまり、試薬部３０の厚みは、Ｌ－ＣＬで表される。
　血糖値測定チップ１００に検体が流入した時点における状態は、図６に示されるモデルによって表されるとする。図５における流路２０に対応する領域は、検体によって満たされている。検体は全血であり、少なくとも血漿６１と血球６２とを含む。検体が流入した時点の時刻は、初期時刻とも称される。時刻は、ｔで表されるとする。初期時刻は、ｔ＝０で表される時刻に対応する。
　血糖値測定チップ１００に流入した検体は、試薬部３０と混合し、血糖値測定試薬と反応する。サンプル中で、検体と血糖値測定試薬との反応によって生じる物質の拡散は、図７に示されるモデルを参照して定性的に説明される。血糖値測定試薬は、試薬部３０から血漿６１に溶解し、拡散する。矢印ＤＡは、血糖値測定試薬の拡散を模式的に表している。血糖値測定試薬の拡散にともない、血糖値測定試薬が、血漿６１中のグルコースと反応する。血糖値測定試薬とグルコースとの反応によって、血糖値測定試薬は、発色済色素６３を発生させる。発色済色素６３の分子は、血漿６１中において溶解状態で存在する。発色済色素６３は、血漿６１に対して、濃度勾配に従って拡散する。矢印ＤＣは、発色済色素６３の拡散を模式的に表している。なお、図７の発色済色素６３は、溶解した発色済色素６３が特に多く存在する（濃い）部分を例示する。実際は、試薬部３０から血漿６１中へ溶解した血糖値測定試薬とグルコースとの反応によって、グルコースが消費され、血漿６１中のグルコース量が減少する。その結果、血漿６１中においてグルコースの濃度勾配が発生する。グルコースは、濃度勾配に基づいて血漿６１中で拡散する。矢印ＤＧ１は、グルコースの拡散を模式的に表している。血漿６１中のグルコースが減少すると、血球６２中のグルコース濃度と血漿６１中のグルコース濃度との間に差が生じる。血球６２は、血球６２内及び血球６２外のグルコース濃度を調節する輸送機構（トランスポータ、主にＧＬＵＴ－１）を血球膜上に有する。この輸送機構の働きにより、血球６２内のグルコースが血漿６１中に流出する。矢印ＤＧ２は、血球６２から血漿６１へのグルコースの移動を模式的に表している。所定のモデルは、Ｚ軸方向への拡散と、Ｚ軸方向に分布する各物質の濃度と、各物質の反応による濃度の変化とを表すことができる。つまり、所定のモデルは、一次元の座標系の拡散反応モデルとして表されるといえる。
＜血糖値測定試薬の粘度変化＞
　血糖値測定試薬は、初期時刻からの経過時間が大きくなるほど、血漿６１中を拡散していく。試薬部３０に含まれる血糖値測定試薬は、初期時刻において、サンプルの粘度よりも十分に大きい粘度を有すると仮定する。つまり、試薬部３０は、固体であるとみなされる。血漿６１は、試薬部３０の表面からその内部に浸透することによって、試薬部３０に含まれる血糖値測定試薬の粘度を低下させる。試薬部３０に含まれる血糖値測定試薬の粘度（μ）は、一般式として、以下の式（１）で表されるとする。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000007
 式（１）は、いわゆるシグモイド関数を表している。μは、ｚ及びｔの関数として表される。ＫｍＳ及びｎは、シグモイド関数の形状を決定する定数である。αは、試薬部３０に塗布された血糖値測定試薬部の最大粘度を表しており、試薬部３０が固体とみなされるように、サンプルの粘度よりも十分に大きい粘度に設定される。Ａ及びＢは、血糖値測定試薬に含まれる成分の濃度を表す変数であり、ｚ及びｔの関数として表される。血糖値測定試薬は、酵素等の比較的高い分子量（例えば、分子量１万以上）の成分と、色素等の比較的低い分子量（例えば、分子量１万未満）の成分とを含む。本実施形態において、Ａは、血糖値測定試薬に含まれる酵素の濃度を表すとする。Ｂは、血糖値測定試薬に含まれる酵素以外の成分の濃度を表すとする。ａ及びｂは、Ａ及びＢで表される成分の分子量に基づく重みづけのための定数である。高分子量の成分の濃度は、低分子量の成分の濃度よりも、粘度に大きく影響を及ぼす。Ａによって表される成分の分子量がＢによって表される成分の分子量より大きい場合、ａは、ｂよりも大きい値に設定される。このようにすることで、酵素の濃度が適切に試薬部３０の粘度に反映されうる。
　本実施形態において、血糖値測定試薬に含まれる成分は、Ａで表される成分とＢで表される成分との２種類に分けられるが、さらに他の成分に分けられてもよい。血糖値測定試薬に含まれる成分が増やされる場合、式（１）において、（ａ・Ａ＋ｂ・Ｂ＋・・・）として表されている部分に含まれている項数が２つより大きくされる。
＜グルコースの拡散＞
　安定なグルコース水溶液中では、複数の異性体（アノマー）が平衡状態で存在する。同様に、血漿６１中でも、グルコースは複数の異性体が平衡状態で存在する。しかしながら、血糖値測定試薬に使用する酵素（ＧＤＨ）の基質特異性によっては、これら異性体の平衡状態に偏りが生じるため、血糖値測定反応に及ぼす影響を無視できない場合がある。本実施形態の酵素（ＧＤＨ）は、βグルコースを基質として、血糖値測定試薬を発色させ、発色済色素６３を生成する。一方で、βグルコース以外の異性体（αグルコース又はグルコースの鎖状体等）は、酵素（ＧＤＨ）の基質とはならない（反応しない）。ゆえに、酵素反応によってβグルコースが消費されると、血漿６１中では、αグルコースからβグルコースへの異性化が進むとともに、血漿６１中のグルコースの総分子数は減少する。血漿６１中のグルコース分子が減少するにつれ、血球６２内のグルコースは、血球膜に存在する輸送機構によって、血漿６１中へ流出する。血球６２内のグルコースは、血糖値測定試薬と検体とが混合した際に、血漿６１中へ流出する。なお、本実施形態では、存在比が大きいグルコース異性体として、αグルコースと、βグルコースとを考慮する。
　βグルコースのうち、初期時刻の時点から血漿６１中に存在しているβグルコースの濃度（Ｇ１）の変化は、ｚ軸方向における血漿６１への拡散と、時間の経過に基づく変化と、αグルコースからβグルコースへの異性化とを考慮した、以下の式（２）によって記述される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000008
 βグルコースのうち、血球６２から流出するβグルコースの濃度（Ｇ２）の変化は、以下の式（３）によって記述される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000009
 血漿中のαグルコースの濃度（Ｇα）の変化は、以下の式（４）によって記述される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000010
 Ｇ１、Ｇ２及びＧαは、ｚ及びｔの関数として表される。所定のモデルにおいて、血球６２から流出するαグルコースは、本実施形態では計算式を簡略化するため考慮されていないが、考慮されてもよい。ＤＧは、２５℃の純水に対するグルコースの拡散係数を表す。図７のＤＧ１が付された矢印は、血漿６１中におけるβグルコースのＺ軸方向の拡散を定性的に表している。図７のＤＧ２が付された矢印は、血球６２から血漿６１へのβグルコースのＺ軸方向の流出を定性的に表している。μ０は、サンプルの粘度を表す。（μ＋μ０）で表される項は、拡散係数を粘度によって補正している。つまり、粘度が高いほど実効的な拡散係数が小さくなることを表している。ＶｍａｘＭは、血球６２中から血漿６１へのグルコースの最大流出速度を表す。ＫｍＭは、血球６２内部から血漿６１への流出に関するミカエリス－メンテン定数である。Ｖｍａｘαは、αグルコースとβグルコースとの間の異性化反応の最大速度を表す。Ｋαは、αグルコースからβグルコースへの異性化反応の速度定数である。Ｋβは、βグルコースからαグルコースへの異性化反応の速度定数である。Ｋｍαは、酵素の一種であるムタロターゼのミカエリス－メンテン定数である。ムタロターゼは、検体が全血の場合に、サンプル中に含まれている。
　式（２）の右辺第１項は、初期時刻において、血漿６１中に存在しているβグルコースのｚ軸方向への拡散を表す項である。式（３）の右辺第１項は、血球６２中から流出するβグルコースのｚ軸方向への拡散を表す項である。式（４）の右辺第１項は、血漿６１中のαグルコースのｚ軸方向への拡散を表す項である。拡散を表す項は、物質の拡散に関する基本法則であるフィックの第２法則に基づいて記述されている。
　式（２）の右辺第３項、式（３）の右辺第３項、及び式（４）の右辺第２項は、αグルコースとβグルコースとの間の異性化反応の速度を表す項である。αグルコースとβグルコースは、平衡状態で存在している。式（２）及び（３）の右辺第３項は、βグルコースが増加する場合に正の値となる。式（４）の右辺第２項は、αグルコースが増加する場合に正の値となるように、マイナス符号が付されている。
　式（２）及び（３）の右辺第２項のＵＧ１及びＵＧ２は、血糖値測定試薬とβグルコースとの反応速度を表す反応項で、ミカエリス－メンテンの式が適応される。反応様式又は試薬の特性に応じ、様々なミカエリス－メンテンの式のバリエーションから適したものを選択してよい。反応項は、酵素の濃度とグルコースの濃度とをパラメータとして反応速度を表す。反応項は、酵素の失活率を係数として含んでもよい。酵素の失活率が係数として含まれることによって、酵素の濃度が粘度に及ぼす影響と、反応に及ぼす影響とが独立に記述されうる。
＜血糖値測定試薬の反応・拡散＞
　血糖値測定試薬の拡散は、以下の式（５）によって表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000011
 Ａは、血糖値測定試薬のうち、Ａで表される成分の濃度を表す変数であり、ｚ及びｔの関数として表される。ＤＡは、血糖値測定試薬のうちＡで表される成分の、２５℃の純水に対する拡散係数を表す。式（５）の右辺第２項のＵＡは、Ａで表される成分と、βグルコースとの反応速度を表す反応項である。Ａで表される成分が酵素に対応する場合、Ａで表される成分の量は、反応によって変化しない。したがって、ＵＡは、無視されるとする。
＜発色済色素の生成＞
　発色色素とβグルコースの反応によって色素は発色する（最大吸収波長がより長波長側に移行する）。初期時刻の時点から血漿６１中に存在しているβグルコースの反応によって生成する発色済色素６３の濃度（Ｃ１）の変化は、以下の式（６）によって表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000012
 血球６２から流出するβグルコースの反応によって生成する発色済色素６３の濃度（Ｃ２）の変化は、以下の式（７）によって表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000013
 Ｃ１及びＣ２は、ｚ及びｔの関数として表される。ＤＣは、２５℃の純水に対する発色済色素６３の拡散係数を表す。ＵＣ１及びＵＣ２は、発色済色素６３が生成する反応の反応速度を表す項である。反応速度の算出には、ミカエリス－メンテン式を適宜立てればよい。なお、用いる試薬の反応様式に応じ、阻害因子等を考慮してもよい。
＜発色量＞
　血糖値測定試薬とβグルコースとの反応は、発色済色素６３を生成する。発色済色素６３の生成量（Ｃ）は、以下の式（８）によって算出される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000014
 Ｃは、ｔの関数として表される。εＣは、発色済色素６３のモル吸光定数である。Ｈｔは、サンプル（検体）のヘマトクリット値を表す。Ｒｖは、血球６２内の溶液の比率を表す。式（８）は、Ｚ＝０からＺ＝Ｌまでの範囲における発色済色素６３の濃度の積分を表している。
　以上述べてきたように、所定のモデルは、式（１）から式（８）までの各式によって記述される偏微分連立方程式によって表される。
＜簡易検量線及び中間的な関係式の算出＞
　本実施形態に係る血糖値算出方法は、例えば以下の手順を含む。作業者は、血糖値、ヘマトクリット値及び温度等のパラメータが既知である検体を、血糖値測定装置１１０に装着されている血糖値測定チップ１００に流入させ、吸光度（発色量）を測定する（第１ステップ）。血糖値測定装置１１０は、そのサンプルの吸光度の時間変化を測定する（第３ステップ）。血糖値測定装置１１０は、吸光度の時間変化が十分小さくなるまで吸光度を測定してよい。吸光度の時間変化が十分小さくなった場合、検体と血糖値測定試薬との反応が十分に進んだとみなされる。反応開始後の各時刻における吸光度は、サンプルのパラメータと対応づけられることによって、簡易検量線の作成に利用されてよい。サンプルのパラメータは、検体（血液）そのものに由来するパラメータと、サンプル（血液と試薬との混合物）のパラメータとが含まれる。
　簡易検量線を算出するコンピュータは、上記手順で得られた、既知のパラメータを有するサンプルの吸光度の時間変化の実測データを所定のモデルに当てはめることによって、未実測のパラメータの組合せのサンプルに関する簡易検量線を算出できる。血糖値測定装置１１０は、未実測のパラメータの組合せで特定されるサンプルを測定する場合でも、サンプルのヘマトクリット値と温度とを取得し、コンピュータで算出済みの簡易検量線から、取得した値に適合する簡易検量線を選択できる。血糖値測定装置１１０は、選択した簡易検量線に、第１ステップで取得した吸光度の測定値を当てはめることによって、未実測のパラメータの組合せで特定されるサンプル（検体）の血糖値を算出できる（第２ステップ）。ここで、既知のパラメータとして、温度、血糖値、及びヘマトクリット値があげられる。なお、第３ステップを、第１ステップ及びまたは第２ステップに先立って行ってもよい。
　簡易検量線を算出するコンピュータは、実測されていないサンプルを血糖値測定チップ１００に流入させた場合のサンプルの吸光度の変化を、実測データに基づいて、所定のモデルに基づくモデリング式の形式で予測できる。
（実施例）
　以下、血糖値測定チップ１００の一次元モデルを表す偏微分連立方程式に基づいて吸光度の時間変化を予測するモデリング式を算出する具体例が説明される。
　血糖値測定試薬に含まれる成分のうち、色素等の比較的低い分子量（例えば、分子量１万未満）の成分は、低分子量成分とも称される。低分子量成分の濃度は、Ｗとして表されるとする。この場合、Ｗは、以下の式（９）によって表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000015
 Ｗは、ｚ及びｔの関数として表される。ＤＷは、低分子量成分の、２５℃の純水に対する拡散係数を表す。
　血糖値測定試薬に含まれる成分のうち、酵素等の比較的高い分子量（例えば、分子量１万以上）の成分は、高分子量成分とも称される。高分子量成分の濃度は、Ｅとして表されるとする。この場合、Ｅは、以下の式（１０）によって表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000016
 Ｅは、ｚ及びｔの関数として表される。ＤＥは、高分子量成分の、２５℃の純水に対する拡散係数を表す。μＥは、高分子量成分の相互作用を補正する係数である。　
　血漿６１中のαグルコースの濃度（Ｇα）の変化は、以下の式（１１）によって記述される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000017
 式（１１）は、上述の式（４）と同一である。式（１１）に含まれる変数の説明は省略される。
　βグルコースのうち、初期時刻の時点から血漿６１中に存在しているβグルコースの濃度（Ｇ１）の変化は、ｚ軸方向における血漿６１への拡散と、時間の経過に基づく変化と、αグルコースからβグルコースへの異性化とを考慮した、以下の式（１２）によって記述される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000018
 式（１２）の右辺第２項において、上述の式（２）におけるＵＧ１の項が具体的に表されている。ＲＥは、酵素Ｅの残存活性比を表し、ＲＥ?１である。Ｓ０は、発色色素（テトラゾリウム化合物）が血漿に溶解して均一になったときの濃度（単位：ｍＭ）を表している。
ＫｉＴは、Ｓ０において、酵素とグルコースの反応に対する阻害量を表す係数である。ＫｍＧは、グルコースを基質とした場合のミカエリス―メンテン定数である。
　血球６２から流出するβグルコースの濃度（ＧＢ）は、以下の式（１３）によって記述される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000019
 式（１３）の右辺は、上述の式（３）の右辺第３項に対応する。Ｇ１は、初期時刻の時点から血漿６１中に存在しているβグルコースの濃度を表す。Ｇ２は、血球６２から流出するβグルコースの濃度を表す。ＶｍａｘＭは、血球６２中から血漿６１へのグルコースの最大流出速度を表す。ＫｍＭは、血球６２内部から血漿６１への流出に関するミカエリス－メンテン定数である。
　βグルコースのうち、血球６２から流出するβグルコースの濃度（Ｇ２）の変化は、以下の式（１４）によって記述される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000020
　本実施形態では、発色試薬とβグルコースとの反応によって中間体が生成する反応についても考慮することができる。検体が全血である場合、サンプル中の血色素の影響を受けにくい波長領域の測定波長で発色量を測定する必要がある。発色色素としてテトラゾリウム塩が用いられる場合、血糖値測定試薬が遷移金属イオンをさらに含むことによって、酵素反応によって生成するホルマザン（中間体）と、遷移金属イオンとをキレート形成させ、より長波長の測定波長で発色済色素６３を検出することができる。このように、本実施例では、発色済色素６３の前駆体として、血糖値測定試薬とβグルコースとの反応によって中間体（キレート形成前のホルマザン）が生成する。中間体のうち、初期時刻の時点から血漿６１中に存在しているβグルコースの反応によって生成する中間体の濃度（Ｆ１）は、以下の式（１５）によって表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000021
 中間体のうち、血球６２から流出するβグルコースの反応によって生成する中間体の濃度（Ｆ２）は、以下の式（１６）によって表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000022
 Ｆ１及びＦ２は、ｚ及びｔの関数として表される。Ｃ１は、初期時刻の時点から血漿６１中に存在しているβグルコースの反応によって生成する中間体から変化する発色済色素６３の濃度を表す。Ｃ２は、血球６２から流出するβグルコースの反応によって生成する中間体から変化する発色済色素６３の濃度を表す。ＤＦは、２５℃の純水に対する中間体の拡散係数を表す。右辺第２項は、酵素とβグルコースとの反応速度を表す反応項である。反応速度は、酵素の濃度と、活性である酵素の割合と、グルコースの濃度とに基づく。ＫＮｉは、中間体から発色済色素６３へ変化する速度を表す定数である。ＫＦは、発色済色素６３から中間体へ変化する速度を表す定数である。
　中間体の少なくとも一部は、発色済色素６３に変化する。初期時刻の時点から血漿６１中に存在しているβグルコースの反応によって生成する中間体から変化する発色済色素６３の濃度（Ｃ１）の変化は、以下の式（１７）によって表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000023
 血球６２から流出するβグルコースの反応によって生成する中間体から変化する発色済色素６３の濃度（Ｃ２）の変化は、以下の式（１８）によって表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000024
 Ｃ１及びＣ２は、ｚ及びｔの関数として表される。ＤＣは、２５℃の純水に対する発色済色素６３の拡散係数を表す。
　血糖値測定試薬とβグルコースとの反応は、発色済色素６３を生成する。発色済色素６３の生成量（Ｃ）は、以下の式（１９）によって算出される。なお、１００／１０００は単位を揃えるための係数である。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000025
 Ｃは、ｔの関数として表される。εＣは、発色済色素６３のモル吸光定数である。Ｈｔは、サンプル（検体）のヘマトクリット値を表す。Ｒｖは、血球６２内の溶液の比率を表す。式（１９）は、Ｚ＝０からＺ＝Ｌまでの範囲における発色済色素６３の濃度の積分を表している。
　Ｗの初期値は、以下の式（２０）によって表されるとする。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000026
 Ｗ０は、Ｗの初期値を決定するための定数である。
　Ｅの初期値は、以下の式（２１）によって表されるとする。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000027
 Ｅ０は、Ｅの初期値を決定するための定数である。
　Ｇ１の初期値は、以下の式（２２）によって表されるとする。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000028
 ＢＧは、サンプルの血糖値（単位：ｍｇ／ｄＬ）を表している。
　Ｇαの初期値は、以下の式（２３）によって表されるとする。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000029
　ＧＢの初期値は、以下の式（２４）によって表されるとする。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000030
　Ｇ２、Ｆ１、Ｆ２、Ｃ１及びＣ２の初期値は、ｚの値にかかわらず、０であるとする。
　境界条件は、以下の式（２５）で表されるとする。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000031
　定数は、以下の通りであるとする。
ＤＷ＝６．０×１０－１０，ＤＥ＝３．２×１０－１１，ＤＧ＝６．６×１０－１０，
ＤＦ＝２．９×１０－１０，ＤＣ＝１．９×１０－１０，Ｒｖ＝０．８，
ＫｍＭ＝０．９，Ｋβ／Ｋα＝０．６１
これらの値は、公知の値を採用することができる。
また次の定数は、配合する試薬成分に固有の物性値、調製した血糖値測定試薬および血糖値測定チップを、実際に測定することより求めた値である。
Ｌ＝４６．５×１０－６，ＣＬ＝４３．０×１０－６，Ｗ０＝１６５，Ｅ０＝３０，
Ｅｄ＝５，Ｓ０＝５０，ＫｍＧ＝５，ＫｉＴ＝２００，εＣ＝４７０００，ＲＭ＝０．８３
 
Ｅｄは、６０℃で３日間処理後の酵素の濃度を表している。
ＲＭは、酵素活性量を重量濃度に換算する定数である。
下記の値については、直接測定することが困難なため、いつくかの既知検体の発色量（C）に上記式（１９）の結果をフィッティングさせるため経験則的に調整した値である。　
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000032
 Ｔｅｍｐは、サンプルの温度（単位：℃）を表している。
μ０は、直接測定した値を使用してもよい。測定が困難である場合は、検体の血糖値、ヘマトクリット値および測定温度を別途測定し、上記式（９）から式（１９）までの関係式を使用して、算出した値と検体のヘマトクリット値および測定温度より関係式を見出したうえで、得られた関係式より予測した値を使用してもよい。関係式の算出方法は特に限定されることなく、多項式による最適化等、周知の方法が使用できる。
　本実施例において、式（９）から式（１９）までを含む偏微分連立方程式を上述の初期値と境界条件と定数とに基づいて解くことによって、図８に例示される、吸光度の時間変化を予測するモデリング式が算出された。横軸は、時間を表している。縦軸は、サンプルの吸光度を表している。破線は、吸光度の時間変化を予測するモデリング式を表している。図８の例において、血糖値が４００ｍｇ／ｄＬであり、且つ、温度が２５℃であるサンプルについて、ヘマトクリット値を変数とするモデリング式が示されている。ヘマトクリット値は、０％から７０％まで１０％間隔で変更されている。これらの予測を表すグラフに対して、実線で示されるグラフは、予測の前提となるパラメータを実際に有するサンプルについて吸光度の時間変化を実測したデータを表している。ヘマトクリット値が０％から７０％までのいずれの値であっても、モデリング式の吸光度に対する、実測した吸光度の誤差は、１０％以内に収まっている。したがって、本実施形態に係る血糖値算出方法は、血糖値測定チップ１００における血糖値測定試薬と検体との反応を所定のモデルでモデリングすることによって、未実測のパラメータの組合せで特定される、サンプルにおける反応を高精度で予測できた。
　吸光度の時間変化を表すモデリング式が高精度で予測されることによって、血糖値測定装置１１０は、サンプルと血糖値測定試薬との反応開始から反応が十分に進むまで待つことなく、短時間で血糖値を算出できる。例えば、サンプルと血糖値測定試薬との反応が十分に進むまで１０秒以上かかる場合であっても、血糖値測定装置１１０は、１０秒未満の所定の時間で血糖値の算出結果を測定作業者に知らせることができる。その結果、血糖値測定装置１１０の利便性が向上する。
　簡易検量線を算出するコンピュータによって算出されるモデリング式は、未実測のパラメータの組合せのサンプルに関する簡易検量線を算出するための中間的な関係式として用いられうる。
　本実施形態に係る血糖値算出方法によれば、少ない実測データに基づいて血糖値を測定するための簡易検量線を算出することが可能になる。その結果、血糖値測定装置１１０の開発期間の短縮、及び、開発コストの低減が実現される。
　本開示に係る構成は、上述した実施形態で特定された構成に限定されず、特許請求の範囲に記載した発明の要旨を逸脱しない範囲内で種々の変形が可能である。例えば、各構成部又は各ステップなどに含まれる機能等は論理的に矛盾しないように再構成可能であり、複数の構成部又はステップ等を１つに組み合わせたり、分割したりすることが可能である。
１、２　第１基材、第２基材
３、４　接着部
１０　供給口
２０　流路
２１　開口部
２２　装着部
２３　収容部
２４　光学測定部
２５　制御部
２６　イジェクトピン
３０　試薬部
３１　照射部
３２　受光部
３３　照射光
４１、４２　第１の空間、第２の空間
５１、５２　第１の発光素子、第２の発光素子
６１　血漿
６２　血球
６３　発色済色素
１００　血糖値測定チップ
１１０　血糖値測定装置
１１１　表示部
１１２　電源ボタン
１１３　操作ボタン
１１４　取外レバー
５００　血糖値測定システム

Claims (6)

  1. 　血漿と血球とを含む検体に含まれるグルコースの量に応じて発色する発色色素を含む試薬と検体とを反応させて得られる前記発色色素の発色量を測定する第１ステップと、
    　前記発色量に基づいて前記検体の血糖値を算出するために、所定のモデルに基づいて前記発色量と前記検体の血糖値との関係式を算出する第２ステップと、をプロセッサに実行させ、
    　前記検体は、少なくとも前記血糖値を含む所定のパラメータを有し、
    　前記所定のモデルは、一次元の座標系の拡散反応モデルとして表されており、
    　前記拡散反応モデルは、前記試薬の粘度の時間変化と、前記血漿に含まれるグルコースの濃度の時間変化と、前記試薬の濃度の時間変化と、前記試薬の発色量の時間変化とによって表される、血糖値算出プログラム。
  2. 　前記試薬の発色量は、検体の血漿中のグルコースと、前記試薬と検体が混合した際に血球内から血漿中へ流出するグルコースと、に基づく、請求項１に記載の血糖値算出プログラム。
  3. 　前記所定のパラメータとして既知のパラメータを有する前記検体を前記試薬と反応させた場合における前記試薬の発色量の時間変化の測定結果を取得する第３ステップを前記プロセッサにさらに実行させ、
    　前記第２ステップにおいて、前記第３ステップで取得した前記試薬の発色量の時間変化の測定結果と既知のパラメータとの関係に基づいて、前記関係式を算出する、請求項１又は２に記載の血糖値算出プログラム。
  4. 　前記所定のパラメータは、前記検体の中の前記血球の比率を表すヘマトクリット値と、前記検体の温度とをさらに含む、請求項１乃至３に記載の血糖値算出プログラム。
  5. 　血漿と血球とを含む検体に含まれるグルコースの量に応じて発色する発色色素を含む試薬と検体とを反応させて得られる前記発色色素の発色量を測定する第１ステップと、
    　前記発色量に基づいて前記検体の血糖値を算出するために、所定のモデルに基づいて前記発色量と前記検体の血糖値との関係式を算出する第２ステップと、
    を含み、
    　前記検体は、少なくとも前記血糖値を含む所定のパラメータを有し、
    　前記所定のモデルは、一次元の座標系の拡散反応モデルとして表されており、
    　前記拡散反応モデルは、前記試薬の粘度の時間変化と、前記血漿に含まれるグルコースの濃度の時間変化と、前記試薬の濃度の時間変化と、前記試薬の発色量の時間変化とによって表される、血糖値算出方法。
  6. 　血漿と血球とを含む検体に含まれるグルコースの量に応じて発色する発色色素を含む試薬と検体とを反応させ得られる前記発色色素の発色量の測定結果に基づいて前記検体の血糖値を算出する制御部を備え、
    　前記制御部は、所定のモデルに基づいて前記測定結果と前記検体の血糖値との関係式を算出し、前記関係式に基づいて前記検体の血糖値を算出し、
    　前記検体は、少なくとも前記血糖値を含む所定のパラメータを有し、
    　前記所定のモデルは、一次元の座標系の拡散反応モデルとして表されており、
    　前記拡散反応モデルは、前記試薬の粘度の時間変化と、前記血漿に含まれるグルコースの濃度の時間変化と、前記試薬の濃度の時間変化と、前記試薬の発色量の時間変化とによって表される、血糖値測定装置。
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