WO2021166561A1 - 成分測定装置、成分測定装置セット及び情報処理方法 - Google Patents

成分測定装置、成分測定装置セット及び情報処理方法 Download PDF

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WO2021166561A1
WO2021166561A1 PCT/JP2021/002491 JP2021002491W WO2021166561A1 WO 2021166561 A1 WO2021166561 A1 WO 2021166561A1 JP 2021002491 W JP2021002491 W JP 2021002491W WO 2021166561 A1 WO2021166561 A1 WO 2021166561A1
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component
light
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light source
chip
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PCT/JP2021/002491
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English (en)
French (fr)
Inventor
亮桂 相川
Original Assignee
テルモ株式会社
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    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01NINVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/75Systems in which material is subjected to a chemical reaction, the progress or the result of the reaction being investigated
    • G01N21/77Systems in which material is subjected to a chemical reaction, the progress or the result of the reaction being investigated by observing the effect on a chemical indicator
    • G01N21/78Systems in which material is subjected to a chemical reaction, the progress or the result of the reaction being investigated by observing the effect on a chemical indicator producing a change of colour

Definitions

  • This disclosure relates to a component measuring device, a component measuring device set, and an information processing method.
  • Patent Document 1 discloses a glucose meter that measures the amount of glucose in blood by attaching blood to a measuring chip attached to the glucose meter.
  • Patent Document 2 discloses a method of estimating the end point of an observable object from a measured value of a reaction.
  • the component measuring device such as a glucose meter disclosed in Patent Document 1 starts the measurement when the sample containing the component to be measured starts the color reaction with the measuring reagent. Further, if the component measuring device automatically starts the measurement of the component to be measured when the sample containing the component to be measured starts the color reaction with the measuring reagent, the usefulness is enhanced.
  • An object of the present disclosure is to provide a component measuring device, a component measuring device set, and an information processing method capable of improving usefulness.
  • the component measuring device as the first aspect of the present disclosure has a chip insertion space for inserting a component measuring chip in which a reagent that reacts with a component to be measured in a sample is arranged, and the component measuring chip is said to be said.
  • a light emitting unit that emits irradiation light to the component measuring chip while being inserted into the chip insertion space, a light receiving unit that receives light transmitted or reflected through the component measuring chip, and an actually measured value of the light receiving intensity in the light receiving unit.
  • a component measuring device comprising a control unit for measuring a component to be measured in the sample, wherein the control unit is a specific unit after the component measuring chip is inserted into the chip insertion space.
  • control unit determines the component to be measured when the difference between the reference light receiving intensity and the moving average value of the light receiving intensity received by the light receiving unit exceeds a predetermined value. Start acquiring the measured value for measurement.
  • the light emitting unit comprises at least a first light source that emits irradiation light having a first predetermined wavelength to a mixture of the sample and the reagent in order to quantify the component to be measured, and the light source. It is used to estimate the amount of noise other than the coloring component contained in the measured value of the absorbance of the mixture measured by the irradiation light of the first light source, and the influence of light scattering of the component contained in the sample is dominant.
  • a second light source that emits irradiation light of a second predetermined wavelength, and a fourth light source that is used for estimating the amount of noise, and the ratio of absorbance due to light absorption of a predetermined component contained in the sample is equal to or higher than a predetermined value. It includes a fourth light source that emits irradiation light having a predetermined wavelength.
  • the components derived from the sample are erythrocytes and hemoglobin contained in the erythrocytes.
  • control unit receives light from the light receiving unit at a predetermined time before the time when the difference between the reference light receiving intensity and the light receiving intensity received by the light receiving unit exceeds a predetermined value.
  • the light receiving intensity to be measured is determined as a reference value used for measuring the component to be measured.
  • the component measuring device set as the second aspect of the present disclosure includes a component measuring chip in which a reagent that reacts with a component to be measured in a sample is arranged, and a component having a chip insertion space for inserting the component measuring chip.
  • the component measuring device includes a measuring device, and the component measuring device transmits or reflects a light emitting unit that emits irradiation light to the measuring chip and the component measuring chip in a state where the component measuring chip is inserted into the chip insertion space.
  • a light receiving unit that receives the light is received, and a control unit that measures a component to be measured in the sample by using an actually measured value of the light receiving intensity in the light receiving unit.
  • the component to be measured is measured when the difference between the reference light receiving intensity at the light receiving unit and the light receiving intensity received at the light receiving unit at a specific time after being inserted into the chip insertion space exceeds a predetermined value.
  • the acquisition of the measured value of the absorbance of the irradiation light for the purpose is started.
  • the information processing method as the third aspect of the present disclosure has a chip insertion space for inserting a component measurement chip in which a reagent that reacts with a component to be measured in a sample is arranged, and the component measurement chip is said to have the above.
  • a light emitting unit that emits irradiation light to the component measuring chip while being inserted into the chip insertion space, a light receiving unit that receives light transmitted or reflected through the component measuring chip, and an actually measured value of the light receiving intensity in the light receiving unit.
  • acquisition of an actually measured value for measuring the component to be measured is started. Including steps.
  • FIG. 7 It is a top view of the component measuring device set which attached the component measuring chip to the component measuring device as one Embodiment. It is a figure which shows the cross section along the I-I of FIG. It is a figure which shows the cross section along II-II of FIG. It is a top view which shows the component measurement chip shown in FIG. It is sectional drawing which follows III-III of FIG. It is a functional block diagram of the component measuring apparatus shown in FIG. It is a figure which shows the positional relationship of a plurality of light sources in the component measuring apparatus shown in FIG. It is a figure which shows the irradiation position of the irradiation light to the mixture of a plurality of light sources shown in FIG. 7.
  • FIGS. 1 to 15 The common members in each figure are designated by the same reference numerals.
  • FIG. 1 is a top view showing a component measuring device set 100 in which a component measuring chip 2 is mounted on the component measuring device 1 in the present embodiment.
  • FIG. 2 is a cross-sectional view showing a cross section taken along the line II of FIG. 1
  • FIG. 3 is a cross-sectional view showing a cross section taken along the line II-II of FIG. 2 and 3 show an enlarged view of the vicinity of the portion where the component measuring chip 2 is mounted.
  • the component measuring device set 100 includes a component measuring device 1 and a component measuring chip 2.
  • the component measuring device 1 of the present embodiment is a blood glucose level measuring device capable of measuring the concentration of glucose in a plasma component as a component to be measured in a sample.
  • the component measuring chip 2 of the present embodiment is a blood glucose level measuring chip that can be attached to one end of the blood glucose level measuring device as the component measuring device 1.
  • the "sample” referred to here may be whole blood (blood) or isolated plasma. Moreover, the sample may be an aqueous solution containing glucose.
  • the component measuring device 1 is composed of a housing 10 made of a resin material, a group of buttons provided on the upper surface of the housing 10, a liquid crystal or LED (light emitting diode) provided on the upper surface of the housing 10, and the like.
  • the display unit 11 and the removal lever 12 that are operated when removing the component measurement chip 2 mounted on the component measurement device 1 are provided.
  • the button group of this embodiment is composed of a power button 13 and an operation button 14.
  • the housing 10 is provided with the above-mentioned button group and the display unit 11 on the upper surface, and is projected outward from the main body portion 10a having a substantially rectangular outer shape in view of the upper surface and the main body portion 10a.
  • a chip mounting portion 10b provided with a removal lever 12 on the upper surface thereof is provided.
  • a chip mounting space S having a tip opening formed on the tip surface of the chip mounting portion 10b is partitioned inside the chip mounting portion 10b.
  • the chip mounting portion 10b of the component measuring device 1 is in a state in which the component measuring chip 2 is locked, and the component measuring chip 2 can be mounted on the component measuring device 1.
  • Locking of the component measuring chip 2 by the component measuring device 1 can be realized by various configurations such as providing a claw portion that can engage with a part of the component measuring chip 2 in the chip mounting portion 10b.
  • the component measuring chip 2 mounted on the component measuring device 1 is removed from the component measuring device 1
  • the component by the chip mounting portion 10b of the component measuring device 1 is operated by operating the above-mentioned removal lever 12 from the outside of the housing 10.
  • the locked state of the measuring chip 2 is released.
  • the eject pin 26 (see FIG. 2) in the housing 10 is displaced in conjunction with each other, and the component measuring chip 2 can be removed from the component measuring device 1.
  • the housing 10 of the present embodiment is configured to include a substantially rectangular main body portion 10a in a top view (see FIG. 1) and a chip mounting portion 10b projecting outward from the main body portion 10a.
  • a chip mounting portion 10b projecting outward from the main body portion 10a.
  • the display unit 11 can display information on the component to be measured measured by the component measuring device 1.
  • the glucose concentration measured by the blood glucose level measuring device as the component measuring device 1 can be displayed on the display unit 11.
  • the display unit 11 may be capable of displaying not only information on the component to be measured but also various information such as measurement conditions of the component measuring device 1 and instruction information for instructing an operator to perform a predetermined operation. The operator can operate the power button 13 and the operation button 14 of the button group while checking the contents displayed on the display unit 11.
  • the component measuring device 1 includes a light emitting unit 66 and a light receiving unit 72.
  • the irradiation light emitted by the light emitting unit 66 irradiates the component measuring chip 2.
  • the light receiving unit 72 receives the transmitted light transmitted through the component measuring chip 2 among the irradiation light emitted from the light emitting unit 66 to the component measuring chip 2.
  • the light emitting unit 66 and the light receiving unit 72 are arranged so as to face each other with the chip mounting space S interposed therebetween.
  • the arrangement of the light emitting unit 66 and the light receiving unit 72 is not limited to this.
  • the light receiving unit 72 may be located at a position where light transmitted through the object to be measured in the component measuring chip 2 can be detected.
  • the light emitting unit 66 and the light receiving unit 72 are arranged on the same side with respect to the component measuring chip 2, and on the side facing the light emitting unit and the light receiving unit with the chip mounting space S and the object to be measured (sample) interposed therebetween.
  • a reflective member may be provided.
  • the light emitting unit 66 is provided with five light sources. Specifically, the light emitting unit 66 includes a first light source 67, a second light source 68a, a third light source 68b, a fourth light source 68c, and a fifth light source 68d.
  • the first light source 67, the fourth light source 68c, and the fifth light source 68d are directed to the right in the flow direction A in which the sample flows in the flow path 23 of the component measurement chip 2, which will be described later. In the direction), they are arranged at different positions. Further, as shown in FIG.
  • the first light source 67, the second light source 68a, and the third light source 68b are arranged at different positions in the flow path width direction B (both left and right directions in FIG. 3) orthogonal to the flow direction A. ing. Details of the arrangement of the first light source 67 to the fifth light source 68d will be described later (see FIG. 7).
  • FIG. 4 is a top view showing the component measuring chip 2.
  • FIG. 5 is a cross-sectional view taken along the line III-III of FIG.
  • the component measuring chip 2 includes a base member 21 having a substantially rectangular plate-like outer shape, a measuring reagent 22 held by the base member 21, and a cover member covering the base member 21. 25 and.
  • the cover member 25 may be formed of a member having a light-shielding property at a place other than a place that becomes a measurement spot when the component measuring chip 2 is inserted into the component measuring device 1. The details of the measurement spot will be described later.
  • a groove is formed on one outer surface of the base member 21 in the thickness direction (hereinafter referred to as the thickness direction C because it is the same direction as the thickness direction C of the component measuring chip 2 shown in FIGS. 2 and 3 in this embodiment). ing.
  • the groove of the base member 21 is covered with the cover member 25 to form a hollow portion extending in a direction orthogonal to the thickness direction C, and this hollow portion constitutes the flow path 23 of the component measurement chip 2.
  • a supply unit 24 capable of supplying a sample from the outside is formed at one end of the flow path 23.
  • the measuring reagent 22 is held in the groove bottom of the groove of the base member 21 in the inner wall of the flow path 23, and the sample supplied to the supply unit 24 from the outside flows, for example, by utilizing the capillary phenomenon. It moves in the flow direction A along the path 23, reaches the holding position where the measuring reagent 22 is held, and comes into contact with the measuring reagent 22.
  • the measurement reagent 22 contains a color-developing reagent that dissolves in the sample and reacts with the component to be measured in the sample to develop a color.
  • a gap 23a is formed between the cover member 25 and the measurement reagent 22.
  • the sample moving in the flow direction A from the supply unit 24 provided at one end of the flow path 23 dissolves the measurement reagent 22 and reaches the other end of the flow path 23 while reacting. Therefore, by allowing the sample to reach the entire flow direction A of the measurement reagent 22, the mixture X containing the color-developing component can be spread in a region that can be a measurement spot.
  • the mixture X contains at least a sample, an unreacted or reacted measurement reagent 22, and a color-developing component.
  • the “mixture X” exists at the holding position of the measuring reagent 22, but the mixture X measures not only the holding position of the measuring reagent 22 but also the voids 23a and the like. It is also diffused near the holding position of the reagent 22. More specifically, the sample entering the flow path 23 from the supply unit 24 reaches the downstream end of the flow path 23 through the gap 23a while contacting the measurement reagent 22 at the holding position, and the inside of the flow path 23 is the sample. It will be in a filled state. When the measurement reagent 22 is dissolved in the sample, the color reaction with the sample proceeds, and the mixture X is located at the holding position and its vicinity.
  • the flow path 23 of the present embodiment is composed of a hollow portion partitioned by the base member 21 and the cover member 25, but the flow path is not limited to this configuration.
  • the flow path may be formed only by the groove formed on the outer surface on one side of the thickness direction C of the base member 21.
  • a transparent material As the material of the base member 21 and the cover member 25, it is preferable to use a transparent material because the amount of transmitted light after the irradiation light is transmitted becomes a sufficient signal for measurement.
  • transparent organic resin materials such as polyethylene terephthalate (PET), polymethylmethacrylate (PMMA), polystyrene (PS), cyclic polyolefin (COP), cyclic olefin copolymer (COC), polycarbonate (PC); glass, quartz and the like.
  • PET polyethylene terephthalate
  • PMMA polymethylmethacrylate
  • PS polystyrene
  • COP cyclic polyolefin
  • COC cyclic olefin copolymer
  • PC polycarbonate
  • glass quartz and the like.
  • the measurement reagent 22 contains a color-developing reagent that reacts with a component to be measured in a sample to cause a color reaction that causes a color reaction according to the blood concentration of the component to be measured.
  • the measuring reagent 22 of the present embodiment is applied to the bottom of the groove as the flow path 23.
  • the measuring reagent 22 of the present embodiment reacts with glucose as a component to be measured in the sample.
  • Examples of the measurement reagent 22 of the present embodiment include (i) glucose oxidase (GOD), (ii) peroxidase (POD), and (iii) 1- (4-sulfophenyl) -2,3-dimethyl-4-amino.
  • a mixed reagent of -5-pyrazolone and (iv) N-ethyl-N- (2-hydroxy-3-sulfopropyl) -3,5-dimethylaniline, sodium salt, monohydrate (MAOS), or glucose dehydrogenase examples thereof include a mixed reagent of (GDH) and a tetrazolium salt.
  • buffers and mediators such as phosphate buffers may be included.
  • the types and components of the measurement reagent 22 are not limited to these.
  • the peak wavelength in the absorbance spectrum of the color-developing component generated by the color reaction with glucose in the sample is different from the peak wavelength due to the light absorption characteristics of hemoglobin in blood cells.
  • the color-developing reagent is selected.
  • the color-developing reagent contained in the measurement reagent 22 of the present embodiment has a peak wavelength in the vicinity of 660 nm in the absorbance spectrum of the color-developing component, but is not limited to the color-developing reagent in which the peak wavelength is in the vicinity of 660 nm, and is appropriately selected depending on the intended purpose. ..
  • the component measuring chip 2 is mounted in the chip mounting portion 10b. Then, when the sample is supplied to the supply unit 24 provided at one end of the component measurement chip 2, the sample moves in the flow path 23 due to, for example, a capillary phenomenon, and the measurement reagent 22 of the flow path 23 is held. It reaches a position, and at this holding position, glucose in the sample (plasma) reacts with the measurement reagent 22. Then, at the holding position of the flow path 23, the mixture X containing the color-developing component is generated.
  • the so-called colorimetric component measuring device 1 irradiates the mixture X containing the color-developing component with irradiation light, detects the amount of transmitted light (or the amount of reflected light), and correlates with the intensity of color development according to the blood concentration. Obtain the detection signal. Then, the component measuring device 1 can measure the component to be measured by referring to the calibration curve created in advance. As described above, the component measuring device 1 of the present embodiment can measure the glucose concentration in the plasma component in the sample.
  • FIG. 6 is a functional block diagram of the component measuring device 1 shown in FIGS. 1 to 3.
  • the component measuring device 1 includes a control unit 50, a photometric unit 51, a storage unit 52, a temperature measuring unit 53, a power supply unit 54, a battery 55, a communication unit 56, and a clock unit. It includes 57, an operation unit 58, a buzzer unit 59, and a display unit 11.
  • the control unit 50 is composed of an MPU (Micro-Processing Unit) or a CPU (Central Processing Unit), and can realize control operations of each unit by reading and executing a program stored in the storage unit 52 or the like. ..
  • the storage unit 52 is composed of a non-transient storage medium that is volatile or non-volatile, and can read or write various data (including a program) necessary for executing the component measurement method shown in the present embodiment. Is.
  • the control unit 50 can measure the component to be measured in the sample by operating the photometric unit 51. The details of the process for measuring the component to be measured will be described later.
  • the light measuring unit 51 is an optical system capable of acquiring the optical characteristics of the mixture X containing the color-developing component produced by the color reaction between the glucose in the sample and the color-developing reagent contained in the measuring reagent 22.
  • the light measuring unit 51 includes a light emitting unit 66 and a light receiving unit 72.
  • the light emitting unit 66 emits irradiation light toward the chip insertion space S.
  • the light emitting unit 66 includes a plurality of light sources. Specifically, the light emitting unit 66 of the present embodiment includes five light sources that emit irradiation light (for example, visible light and infrared light) having different spectral radiation characteristics. More specifically, as described above, the light emitting unit 66 of the present embodiment includes a first light source 67, a second light source 68a, a third light source 68b, a fourth light source 68c, and a fifth light source 68d.
  • the positional relationship between the first light source 67 to the fifth light source 68d is the positional relationship shown in FIGS. 2 and 3. Details of the actual positional relationship between the first light source 67 to the fifth light source 68d will be described later (see FIG. 7).
  • the peak wavelengths of the light emitted from the first light source 67 to the fifth light source 68d are ⁇ 1 to ⁇ 5, respectively.
  • various light emitting elements such as an LED element, an EL (Electro-Luminescence) element, an inorganic EL element, and an LD (Laser Diode) element are applied. Can be done.
  • the above-mentioned LED element can be easily used in consideration of versatility and the like.
  • the first light source 67 to the fifth light source 68d are composed of LED elements.
  • the peak wavelength ⁇ 1 of the first light source 67 is set to "first predetermined wavelength ⁇ 1" and the peak wavelength ⁇ 2 of the second light source 68a.
  • the peak wavelength ⁇ 2 of the third light source 68b is the “third predetermined wavelength ⁇ 3”
  • the peak wavelength ⁇ 4 of the fourth light source 68c is the “fourth predetermined wavelength ⁇ 4”
  • the fifth light source 68d is described as “fifth predetermined wavelength ⁇ 5”.
  • the "peak wavelength” in the present embodiment is indicated by one numerical value for convenience, but may also include a wavelength range in the range of ⁇ 20 nm of each numerical value.
  • the light receiving unit 72 receives the transmitted light or the reflected light in the region where the color-developing component is located of the irradiation light emitted from the light emitting unit 66.
  • the light receiving unit 72 of the present embodiment is composed of one light receiving element arranged so as to face each other with the light emitting unit 66 and the component measurement chip 2 interposed therebetween.
  • the light receiving unit 72 is irradiated from the first light source 67 to the fifth light source 68d of the light emitting unit 66 to the mixture X generated at the holding position of the measuring reagent 22 of the component measuring chip 2, and the component measuring chip 2 is irradiated.
  • various photoelectric conversion elements including a PD (Photodiode) element, a photoconductor (photoconductor), and a PT (PhotoTransistor) can be used.
  • the region in which the irradiation light is irradiated from the light emitting unit 66 in the component measuring device 1 is referred to as a measurement region.
  • the color-developing component (mixture X) to be measured is located in the measurement region.
  • Each of the first light source 67 to the fifth light source 68d receives a drive power signal from the light emission control circuit included in the photometric unit 51, and turns on and off based on the drive power signal.
  • the light receiving unit 72 outputs an analog signal corresponding to the received light. This analog signal is amplified and AD-converted by the light receiving control circuit included in the photometric unit 51, and converted into a digital signal (hereinafter referred to as a detection signal).
  • the storage unit 52 can be composed of a semiconductor memory, a magnetic memory, or the like.
  • the storage unit 52 stores, for example, various information and a program for operating the component measuring device 1.
  • the storage unit 52 may also function as a work memory.
  • the temperature measuring unit 53 measures the temperature in the vicinity of the component measuring chip 2.
  • the temperature measuring unit 53 measures, for example, the temperature of the chip mounting space S.
  • the temperature measuring unit 53 may be composed of, for example, a known thermometer.
  • the temperature measured by the temperature measuring unit 53 can be used, for example, in adjusting the amount of irradiation light emitted from the light emitting unit 66, which will be described later.
  • the power supply unit 54 supplies the electric power stored in the battery 55 to each functional unit of the component measuring device 1.
  • the communication unit 56 transmits and receives various information by performing wired communication or wireless communication with an external device. For example, the communication unit 56 transmits the result of component measurement by the component measuring device 1 to an external device connected communicably. The communication unit 56 may receive a signal for executing the operation by the component measuring device 1 from an external device connected so as to be communicable.
  • the clock unit 57 measures the time and ticks the time.
  • the clock unit 57 may be configured by, for example, an RTC (Real Time Clock).
  • the operation unit 58 is an input interface for the operator of the component measuring device 1 to perform an input operation on the component measuring device 1.
  • the operation unit 58 includes a power button 13 and an operation button 14.
  • the configuration of the operation unit 58 is not limited to the power button 13 and the operation button 14, and may be realized in any mode in which the operator can perform an input operation.
  • the buzzer unit 59 notifies information by outputting a buzzer sound.
  • the buzzer unit 59 outputs a buzzer sound at a predetermined timing set in advance. For example, the buzzer unit 59 outputs a buzzer sound when the component measurement process by the component measuring device 1 is completed, or when a problem occurs in the component measuring device 1.
  • the control unit 50 instructs the photometric unit 51 to perform a measurement operation, and measures the concentration of the component to be measured using the detection signal and various data acquired by the photometric unit 51.
  • the measured value data of the first measured value D1 to the fifth measured value D5 which is the absorbance of the mixture X at each of the first predetermined wavelength ⁇ 1 to the fifth predetermined wavelength ⁇ 5 measured by the light measuring unit 51
  • the second 2 Correction coefficient data including a group of correction coefficients that correlate with the absorbance of the mixture X at each of the predetermined wavelength ⁇ 2 to the fifth predetermined wavelength ⁇ 5, and the absorbance of the mixture X actually measured at the first predetermined wavelength ⁇ 1 are corrected by the correction coefficient data.
  • the "hematocrit value” is a value indicating the volume ratio of blood cell components in blood as a sample to blood (whole blood) as a percentage.
  • the component measuring device 1 can measure the component to be measured in the sample based on the optical characteristics of the mixture X containing the color reaction generated by the color reaction between the component to be measured in the sample and the reagent. Specifically, the component measuring device 1 other than the color-developing component contained in the first measured value D1 of the absorbance of the mixture X measured by irradiating the mixture X with the irradiation light having the first predetermined wavelength ⁇ 1 as the measurement wavelength. The amount of noise can be estimated by using the irradiation light having the second predetermined wavelength ⁇ 2 to the fifth predetermined wavelength ⁇ 5.
  • the component measuring device 1 irradiates the mixture X with the above-mentioned noise amount by irradiating the mixture X with irradiation light having a second predetermined wavelength ⁇ 2 to a fifth predetermined wavelength ⁇ 5, and measures the absorbance of the mixture X in the second measurement. It is possible to estimate using the values D2 to the fifth measured value D5 and measure the absorbance of the color-developing component and further the component to be measured.
  • FIG. 7 is a diagram showing the positional relationship between the first light source 67 and the fifth light source 68d when viewed from the upper surface (see FIG. 1) side of the component measuring device 1.
  • the position of the light receiving portion 72 in the flow path 23 of the component measurement chip 2 is indicated by a two-dot chain line.
  • the mixture X is shown at the holding position in the flow path 23 and in the vicinity thereof. Is generated.
  • the first light source 67 to the fifth light source 68d are arranged to face the mixture X located in the flow path 23 of the sample. More specifically, the first light source 67 to the fifth light source 68d of the present embodiment are oriented in a direction orthogonal to both the flow direction A and the flow path width direction B at the holding position of the measurement reagent 22 in the flow path 23 of the sample. (In the present embodiment, they are arranged so as to face each other in the same direction as the thickness direction C of the component measuring chip 2.).
  • the first light source 67 and the second light source 68a are arranged along the flow path width direction B orthogonal to the sample flow direction A at the position of the mixture X in the sample flow path 23. It is arranged in.
  • the first irradiation position SL1 in the mixture X of the irradiation light from the first light source 67 and the second irradiation position SL2 in the mixture X of the irradiation light from the second light source 68a are in the flow path width direction B.
  • the first light source 67 and the second light source 68a are arranged so as to overlap each other.
  • the first light source 67, the second light source 68a, and the third light source 68b are arranged side by side along the flow path width direction B with the first light source 67 as the center. There is.
  • the first light source 67 and the third light source 68b are arranged so that the region of the flow direction A of the irradiation position SL3 overlaps with the flow path width direction B.
  • the first light source 67 to the third light source 68b are arranged so that their respective irradiation positions overlap in the flow path width direction B.
  • the first light source 67 to the third light source 68b are arranged side by side along the flow path width direction B, and the regions of the flow direction A of the first irradiation position SL1 to the third irradiation position SL3 overlap in the flow path width direction B. Is preferable. Further, it is more preferable that the regions of the first light source 67 to the third light source 68b in the flow path width direction B of the first irradiation position SL1 to the third irradiation position SL3 overlap in the flow direction A as well.
  • the first light source 67 and the second light source 68a are arranged adjacent to each other in the flow path width direction B, and another light source can be arranged between the first light source 67 and the second light source 68a. There are no gaps. Further, the first light source 67 and the third light source 68b are arranged adjacent to each other in the flow path width direction B, and a gap in which another light source can be arranged between the first light source 67 and the third light source 68b. There is no. As described above, the first light source 67, the second light source 68a, and the third light source 68b are arranged adjacent to each other in the flow path width direction B without interposing another light source.
  • the first light source 67 and the fourth light source 68c are arranged side by side along the flow direction A. Further, as shown in FIGS. 2 and 7, the first light source 67 and the fifth light source 68d of the present embodiment are arranged side by side along the flow direction A. That is, the first light source 67, the fourth light source 68c, and the fifth light source 68d are arranged side by side along the flow direction A with the first light source 67 at the center.
  • the first light source 67 and the fourth light source 68c are the first irradiation position SL1 in the mixture X of the irradiation light from the first light source 67 and the fourth irradiation position in the mixture X of the irradiation light from the fourth light source 68c.
  • the SL4 and the SL4 are arranged side by side along the flow direction A so that the regions overlap with each other so that the difference in the angle of incidence on the mixture X is equal to or less than a predetermined value.
  • the first irradiation position SL1 in the mixture X of the irradiation light from the first light source 67 and the fifth irradiation position SL5 in the mixture X of the irradiation light from the fifth light source 68d are The regions are arranged side by side along the flow direction A so that the regions can be overlapped after the difference in the incident angles to the mixture X is set to a predetermined value or less. More specifically, in the flow direction A, there is no gap in which another light source can be arranged between the first light source 67 and the fifth light source 68d, and the first light source 67 and the fifth light source 68d are in the flow direction A. Adjacent.
  • the first light source 67 to the fifth light source 68d of the present embodiment are held by the thin plate-shaped holder member 80.
  • the holder member 80 of the present embodiment has a cross-shaped outer shape when viewed from above, and the first light source 67 is held at the central portion (intersection portion of the cross) when viewed from above.
  • the second light source 68a is held at a position on one side of the flow path width direction B with respect to the central portion where the first light source 67 is held
  • the third light source 68b is held at a position on the other side of the flow path width direction B. Is retained.
  • the fifth light source 68d is held at a position in the flow direction A with respect to the central portion where the first light source 67 is held
  • the fourth light source 68c is held at a position opposite to the flow direction A.
  • the second light source 68a and the third light source 68b that emit the irradiation light of the second predetermined wavelength ⁇ 2 and the third predetermined wavelength ⁇ 3 are along the flow path width direction B with respect to the first light source 67. They are arranged side by side. Further, the fourth light source 68c and the fifth light source 68d that emit the irradiation light of the fourth predetermined wavelength ⁇ 4 and the fifth predetermined wavelength ⁇ 5 are arranged side by side with respect to the first light source 67 along the flow direction A.
  • the above-mentioned second predetermined wavelength ⁇ 2 and the third predetermined wavelength ⁇ 3 are wavelengths belonging to the infrared region
  • the above-mentioned fourth predetermined wavelength ⁇ 4 and the fifth predetermined wavelength ⁇ 5 are wavelengths belonging to the visible region. Is.
  • the light receiving unit 72 sandwiches the first light source 67 to the fifth light source 68d and the mixture X located in the flow path 23 of the mounted component measurement chip 2.
  • the irradiation light from the first light source 67 to the fifth light source 68d receives the transmitted light transmitted through the mixture X.
  • the component measuring device 1 is located between the mixture X and the light receiving unit 72, and adjusts the amount of transmitted light transmitted through the mixture X that reaches the light receiving unit 72.
  • a diaphragm portion 69a is provided.
  • the difference between the angle of incidence of the irradiation light from the first light source 67 on the mixture X and the angle of incidence of the irradiation light from each of the second light source 68a to the fifth light source 68d on the mixture X affects the estimation accuracy of the amount of noise. give. Therefore, the smaller the difference between the angle of incidence of the irradiation light from the first light source 67 on the mixture X and the angle of incidence of the irradiation light from each of the second light source 68a to the fifth light source 68d on the mixture X is preferable.
  • the distance T2 in the opposite direction between the first light source 67 to the fifth light source 68d and the light receiving unit 72 it is possible to improve the light efficiency and reduce the size of the component measuring device 1.
  • the distance T3 between the mixture X and the first drawing portion 69a in the opposite direction is short.
  • one surface of the component measuring chip 2 is formed of a light-shielding member and an opening through which the measurement light can be transmitted is provided to form a diaphragm (aperture).
  • a diaphragm aperture
  • only the measurement spot may be formed of a transparent member to form an aperture, or the light-shielding member may be cut out to form an aperture.
  • the component measuring device 1 is located between the first light source 67 to the fifth light source 68d and the mixture X, and from the first light source 67 to the fifth light source 68d to the mixture X. It is provided with a second throttle unit 69b that adjusts the amount of light that reaches.
  • the second diaphragm portion 69b among the light emitted from the first light source 67 to the fifth light source 68d, the light reflected on the inner wall of the second diaphragm portion 69b (hereinafter, referred to as “stray light”) is the first. It is preferable to design so that the light does not enter the diaphragm portion 69a.
  • the light emitted from the first light source 67 to the fifth light source 68d is attenuated to 5% by one wall reflection and disappears by three or more multiple reflections. Therefore, in the present embodiment, if the stray light reflected on the inner wall of the second diaphragm portion 69b does not reach the first diaphragm portion 69b and is reflected on some wall surface, the stray light is reflected on the first diaphragm portion 69a by multiple reflection. There is no light.
  • the optical axis of each light source is designed to be specularly reflected on the inner wall of the second diaphragm portion 69b, but in reality, it is diffusely reflected on the inner wall of the second diaphragm portion 69b, and a predetermined distribution is also distributed in the stray light. be. Therefore, in the present embodiment, even if a part of the stray light enters the first throttle portion 69a, the incident angle thereof is different from the incident angle of the first light source 67 by a predetermined value or less. , It is preferable to set the above-mentioned distance T4 and the like.
  • the component measuring device 1 of the present embodiment is a component measuring chip in which a flow path 23 through which a sample flows is partitioned, and a measuring reagent 22 containing a color-developing reagent that reacts with a component to be measured in the sample is arranged in the flow path 23. 2 can be installed.
  • the component measuring device 1 of the present embodiment is equipped with a component measuring chip 2, and is measured in a sample based on the optical characteristics of a mixture containing a color-developing component generated by reaction with the component to be measured in the flow path 23.
  • the components can be measured.
  • the component measuring device 1 preferably has a structure in which a disposable component measuring chip 2 can be attached and detached.
  • the component measuring apparatus 1 uses the color reaction between glucose as a component to be measured in the sample and the coloring reagent in the measuring reagent 22 without separating the plasma component containing glucose from the sample.
  • a predetermined color component produced by a color reaction between glucose and a color reagent is determined based on the absorbance of the entire mixture X obtained by the color reaction with a sample (for example, whole blood) and a color reagent. The absorbance at the measurement wavelength can be estimated and the concentration of the component to be measured can be calculated.
  • a disturbance factor is added to the measurement result of the concentration of the component to be measured based on the absorbance of the color component due to the occurrence of an optical phenomenon. May be affected as. For example, "light scattering" by blood cell components in a sample, the surface of a component measurement chip, or fine particles such as dust adhering to a component measurement chip, or a pigment component different from the color component to be measured (specifically, Due to the occurrence of "light absorption" by hemoglobin), there is a tendency to measure the absorbance higher than the true value.
  • the absorbance derived from the color-developing component is accurately measured using the mixture X containing blood as a sample having specific absorption characteristics in addition to the color-forming component to be measured, the absorbance at a predetermined measurement wavelength is used. It is necessary to remove disturbance factors (noise) such as light scattering by blood cell components and light absorption by hemoglobin from the measured values of.
  • disturbance factors such as light scattering by blood cell components and light absorption by hemoglobin
  • the amount of disturbance factors (noise) such as light scattering by blood cell components and light absorption by hemoglobin at a predetermined measurement wavelength (for example, 660 nm) in which the light absorption rate of the color component to be measured is high is estimated.
  • a predetermined measurement wavelength for example, 660 nm
  • the component measuring device 1 performs this correction and calculates the concentration of the component to be measured.
  • the component measuring device 1 can measure the component to be measured in the sample based on the optical characteristics of the mixture X containing the color component generated by the color reaction between the sample and the measuring reagent 22. .. Specifically, in the present embodiment, the concentration of glucose contained in the plasma component in the sample is measured.
  • Hemoglobin in erythrocytes mainly contains oxidized hemoglobin bound to oxygen and reduced hemoglobin in which oxygen is dissociated in a place where the partial pressure of oxygen is small.
  • Oxidized hemoglobin plays a role of reducing reduced hemoglobin passing through the lungs, binding to oxygen, and transporting oxygen through arteries throughout the body, and can be widely confirmed in arterial blood. For example, when blood as a sample is collected from the pad of a finger, the amount of this oxidized hemoglobin is relatively large because it becomes blood in capillaries. On the contrary, reduced hemoglobin can be abundantly confirmed in venous blood.
  • the absorbance obtained at the measurement wavelength corresponding to the color component to be measured is corrected by using, for example, the hematocrit value without considering the ratio of reduced hemoglobin to oxidized hemoglobin.
  • the absorption coefficient of reduced hemoglobin and the absorption coefficient of oxidized hemoglobin do not match, and the amount absorbed by reduced hemoglobin and the amount absorbed by oxidized hemoglobin differ depending on the wavelength.
  • the measurement wavelength for measuring the absorbance of the color-developing component to be measured is 660 nm
  • the absorption coefficient of reduced hemoglobin is about 0.9
  • the absorption coefficient of oxidized hemoglobin is about 0.09.
  • the absorption coefficient of oxidized hemoglobin corresponds to about 10% of the absorption coefficient of total hemoglobin. In order to more accurately estimate the absorbance derived from the color component to be measured, it is important to consider the ratio of reduced hemoglobin to oxidized hemoglobin.
  • the measurement wavelength (first predetermined wavelength ⁇ 1) for measuring the absorbance of the color-developing component contained in the mixture X is set to 660 nm, and the measured value of the absorbance of the mixture X measured at this measurement wavelength. Therefore, the influence of light scattering of blood cell components and the influence of light absorption of hemoglobin in consideration of the ratio of reduced hemoglobin and oxidized hemoglobin are corrected as a disturbance factor (noise). Thereby, the absorbance of the color-developing component contained in the mixture X is estimated, and the glucose concentration is calculated using the calibration curve showing the relationship between the estimated absorbance and the glucose concentration.
  • the color-developing reagent in the measurement reagent 22 used in the present embodiment has a peak in the absorbance of the color-developing component produced by the color reaction with glucose in the sample at around 600 nm.
  • the measurement wavelength for measuring the absorbance of the components is 660 nm.
  • the measurement wavelength for measuring the absorbance of the color component to be measured is a wavelength at which the light absorption rate of the color component is relatively large and the influence of the light absorption of hemoglobin is relatively small. It may be used. Specifically, a wavelength belonging to the wavelength range W3 that corresponds to the full width at half maximum of the peak wavelength range in the absorbance spectrum of the coloration component to be measured and the ratio of the absorbance due to light absorption of hemoglobin to the total absorbance is relatively small. And it is sufficient.
  • the wavelength range "corresponding to the full width at half maximum of the peak wavelength range” means the half value on the long wavelength side from the wavelength showing the half value on the short wavelength side when the half width full width range of the peak wavelength range is specified in the absorbance spectrum.
  • the absorbance spectrum of the color-developing component to be measured in this embodiment has a peak wavelength of about 600 nm and a wavelength range of about 500 nm to about 700 nm corresponding to the full width at half maximum.
  • the effect of light absorption of hemoglobin on the total absorbance is relatively small in the wavelength range of 600 nm or more. Therefore, in the present embodiment, the wavelength range W3 corresponding to the full width at half maximum of the peak wavelength region in the absorbance spectrum of the coloration component to be measured and the ratio of the absorbance due to the light absorption of hemoglobin to the total absorbance is relatively small. , 600 nm or more and 700 nm or less.
  • the measurement wavelength is not limited to 660 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. Since the signal indicating the absorbance of the color-developing component is strong and the wavelength range in which the ratio of the absorbance due to light absorption of hemoglobin to the total absorbance is reduced as much as possible, the absorbance derived from the color-developing component can be measured more accurately. It is preferable that the measurement wavelength is around 660 nm, which is a slightly longer wavelength than the peak wavelength of around 600 nm in the absorbance spectrum of the color component.
  • the measurement wavelength is preferably a wavelength belonging to the range of 630 nm to 680 nm, more preferably a wavelength belonging to the range of 640 nm to 670 nm, and particularly preferably 660 nm as in the present embodiment.
  • a tetrazolium salt is preferable as an example of such a color-developing reagent.
  • a color-developing reagent is used such that the full width at half maximum of the peak wavelength range in the absorbance spectrum of the color-developing component is about 500 nm to about 700 nm, but the full width at half maximum of the peak wavelength range is this range.
  • the component measuring device 1 actually measures the absorbance of the mixture X at the four second predetermined wavelengths ⁇ 2 to the fifth predetermined wavelength ⁇ 5, which are different from the measurement wavelength (660 nm), and these four second measured values D2 to the fifth actually measured values.
  • the first measured value D1 of the absorbance of the mixture X at the measurement wavelength is corrected, and the absorbance of the color-developing component at the measurement wavelength is estimated.
  • the measurement wavelength of this embodiment is the above-mentioned first predetermined wavelength ⁇ 1.
  • the component measuring device 1 has two second predetermined wavelengths ⁇ 2 and a third predetermined wavelength on the longer wavelength side than the first predetermined wavelength ⁇ 1 which is the measurement wavelength, as the four second actual measurement values D2 to the fifth actual measurement value D5 described above.
  • Two fourth measured values D4 and a fifth measured value D5 of the absorbance of the mixture X at each of ⁇ 5 are used.
  • the component measuring device 1 belongs to the wavelength range corresponding to the half-value full-width range of the peak wavelength range in the absorbance spectrum of the coloring component to be measured as the second measured value D2 and the third measured value D3 described above.
  • the component measuring device 1 uses the above-mentioned fourth measured value D4 and fifth measured value D5 as measurement wavelengths belonging to the wavelength range corresponding to the half-value full width range of the peak wavelength range in the absorbance spectrum of the color-developing component to be measured.
  • the fourth measured value D4 which is the absorbance of the mixture X in each of the fourth predetermined wavelength ⁇ 4 and the fifth predetermined wavelength ⁇ 5, which belong to the shorter wavelength region, for example, the short wavelength region W2 on the shorter wavelength side than the wavelength range W3.
  • the fifth measured value D5 is used.
  • the control unit 50 acquires the above-mentioned first measured values D1 to fifth measured values D5 from the photometric unit 51.
  • the mixture X is irradiated with irradiation light including emission wavelengths of the first predetermined wavelength ⁇ 1 to the fifth predetermined wavelength ⁇ 5 from the first light source 67 to the fifth light source 68d of the light emitting unit 66.
  • the light receiving unit 72 receives the transmitted light transmitted through the mixture X among the respective irradiation lights.
  • the control unit 50 calculates the absorbance of the mixture X at each wavelength from the relationship between the irradiation light and the transmitted light, and actually measures the first actual measurement values D1 to the fifth actual measurement values D5, which are the absorbances of the mixture X at each wavelength. It is stored in the storage unit 52 as value data. The control unit 50 can acquire the measured value data from the storage unit 52.
  • the means for the control unit 50 to acquire the first actual measurement value D1 to the fifth actual measurement value D5 is not limited to the above-mentioned means, and can be acquired by various known means.
  • the control unit 50 corrects the first actual measurement value D1 by using the second actual measurement value D2 to the fifth actual measurement value D5, and the color-developing component at the first predetermined wavelength ⁇ 1 (660 nm in this example) which is the measurement wavelength.
  • the absorbance spectrum of the mixture X becomes substantially linear. Therefore, the component measuring device 1 uses the second measured value D2, which is the absorbance at the second predetermined wavelength ⁇ 2.
  • the third measured value D3, which is the absorbance at the third predetermined wavelength ⁇ 3, and the inclination between the second measured value D2 and the third measured value D3 is obtained to obtain the first predetermined measured wavelength. It is possible to estimate to some extent the absorbance caused by a disturbance factor (noise) other than the absorbance caused by the color-developing component at the wavelength ⁇ 1.
  • the component measuring device 1 can calculate the glucose concentration in the sample in consideration of the ratio of reduced hemoglobin and oxidized hemoglobin in erythrocytes in addition to the optical characteristics of the blood cell component in the sample. Therefore, in the component measuring device 1, more accurate correction can be performed by using two wavelengths (fourth predetermined wavelength and fifth predetermined wavelength) selected by the ratio of reduced hemoglobin and oxidized hemoglobin. ..
  • the component measuring device 1 uses a wavelength in which the difference in absorption coefficient between reduced hemoglobin and oxidized hemoglobin is equal to or less than the first predetermined value as the fourth predetermined wavelength ⁇ 4, and sets the fifth predetermined wavelength ⁇ 5.
  • the wavelength at which the ratio of the absorption coefficient of oxidized hemoglobin to the absorption coefficient of reduced hemoglobin is less than the above-mentioned first threshold is used.
  • the fourth predetermined wavelength ⁇ 4 and the fifth predetermined wavelength ⁇ 5 the ratio of the absorption coefficient of oxidized hemoglobin to the absorption coefficient of reduced hemoglobin is two wavelengths, one is greater than or equal to the first threshold and the other is less than the first threshold.
  • Use wavelength when the control unit 50 corrects the first actual measurement value D1 using the second actual measurement value D2 to the fifth actual measurement value D5, the ratio of the reduced hemoglobin and the oxidized hemoglobin is taken into consideration, and the accuracy is higher. Correction can be made.
  • the two wavelengths selected according to the ratio of reduced hemoglobin and oxidized hemoglobin are preferably two wavelengths in which the difference in light absorption of hemoglobin due to the ratio of reduced hemoglobin and oxidized hemoglobin is large. Therefore, in the present embodiment, as the fourth predetermined wavelength ⁇ 4, a wavelength at which the ratio of the absorption coefficient of hemoglobin oxide to the absorption coefficient of reduced hemoglobin is 0.8 or more is used. Further, as the fifth predetermined wavelength ⁇ 5, it is preferable to use a wavelength in which the ratio of the absorption coefficient of hemoglobin oxide to the absorption coefficient of reduced hemoglobin is less than 0.8. In the present embodiment, as an example, it is assumed that the fourth predetermined wavelength ⁇ 4 is 520 nm and the fifth predetermined wavelength ⁇ 5 is 589 nm.
  • the fourth predetermined wavelength ⁇ 4 and the fifth predetermined wavelength ⁇ 5 in which the difference in the light absorption of the entire hemoglobin becomes large can be estimated accurately by taking into account the ratio of reduced hemoglobin and oxidized hemoglobin. Therefore, according to the component measuring device 1, it is possible to accurately measure the absorbance of the color-developing component at the first predetermined wavelength ⁇ 1 which is the measurement wavelength, and further measure the component to be measured (measurement of glucose concentration in the present embodiment). can.
  • the fourth predetermined wavelength ⁇ 4 and the fifth predetermined wavelength ⁇ 5 are wavelengths in which the influence of the ratio of the reduced hemoglobin and the oxidized hemoglobin is largely considered, but the fourth predetermined wavelength ⁇ 4 and the fifth predetermined wavelength ⁇ 5 are used. In addition, it is more preferable to use the same wavelengths for the second predetermined wavelength ⁇ 2 and the third predetermined wavelength ⁇ 3.
  • the wavelength at which the difference in absorption coefficient between reduced hemoglobin and oxidized hemoglobin is equal to or less than the second predetermined value is set as the second predetermined wavelength ⁇ 2 in the long wavelength region W1 in which light scattering of blood cell components or the like is dominant.
  • a wavelength larger than the second predetermined value is used as the third predetermined wavelength ⁇ 3 in the long wavelength region W1.
  • the second predetermined wavelength ⁇ 2 a wavelength in which the ratio of the absorption coefficient of oxidized hemoglobin to the absorption coefficient of reduced hemoglobin is equal to or greater than the above-mentioned first threshold and equal to or less than the second threshold is used.
  • the third predetermined wavelength ⁇ 3 in the long wavelength region W1 it is preferable to use a wavelength in which the ratio of the absorption coefficient of oxidized hemoglobin to the absorption coefficient of reduced hemoglobin is less than the above-mentioned first threshold, or larger than the second threshold. ..
  • the second threshold is another predetermined threshold that is larger than the first threshold. That is, it is preferable to use two wavelengths in which the ratio of the absorption coefficient of hemoglobin oxide to the absorption coefficient of reduced hemoglobin is in a different range as the second predetermined wavelength ⁇ 2 and the third predetermined wavelength ⁇ 3.
  • control unit 50 corrects the first actual measurement value D1 by using the second actual measurement value D2 to the fifth actual measurement value D5, the accuracy is high in consideration of the ratio of the reduced hemoglobin and the oxidized hemoglobin. Correction can be made.
  • the influence of light scattering of blood cell components and the like is dominant, but the influence of light absorption of hemoglobin is also included to the same extent as the measurement wavelength of the component to be measured.
  • the predetermined wavelength ⁇ 3 it is preferable to use two wavelengths in which the light absorption of hemoglobin changes relatively significantly depending on the ratio of reduced hemoglobin and oxidized hemoglobin.
  • the second predetermined wavelength ⁇ 2 it is preferable to use a wavelength belonging to the range in which the ratio of the absorption coefficient of hemoglobin oxide to the absorption coefficient of reduced hemoglobin is 0.8 or more and 1.5 or less as the second predetermined wavelength ⁇ 2.
  • the second predetermined wavelength ⁇ 2 is 850 nm.
  • the second predetermined wavelength ⁇ 2 is selected from the range of 790 nm to 850 nm.
  • the third predetermined wavelength ⁇ 3 is a long wavelength region W1
  • the absorbance of the color-developing component contained in the total absorbance at the third predetermined wavelength ⁇ 3 is 10% or less of the absorbance of the color-developing component included in the total absorbance at the measurement wavelength.
  • the wavelength is preferably 6% or less, more preferably 3% or less, and even more preferably substantially 0%. In other words, it is particularly preferable to use a wavelength equal to or higher than the wavelength that becomes the tail on the long wavelength side of the peak wavelength region of the absorbance spectrum of the color-developing component.
  • the third predetermined wavelength ⁇ 3 is a wavelength selected from 920 to 950 nm, and as an example, it is assumed to be 940 nm.
  • the third predetermined wavelength ⁇ 3 it is particularly preferable to use a wavelength at which the absorbance of the color-developing component becomes zero, that is, a wavelength that is the tail of the peak wavelength region of the absorbance spectrum of the color-developing component on the long wavelength side.
  • total absorbance of the above-mentioned “absorbance of the coloring component contained in the total absorbance” means the absorbance of the entire mixture.
  • the "absorbance of the color-developing component” of the above-mentioned “absorbance of the color-developing component contained in the total absorbance” is a reaction product produced by a color reaction between the component to be measured in the sample and the color-developing reagent in the reagent. It means the absorbance of the mixture, that is, the absorbance derived from the color-developing component in the mixture.
  • the component measuring device 1 uses the first measured value D1, which is the measured value of the absorbance of the mixture X at the measurement wavelength, as the measured value of the absorbance of the mixture X at each of the second predetermined wavelength ⁇ 2 to the fifth predetermined wavelength ⁇ 5. It is possible to estimate the absorbance of the color-developing component at the measurement wavelength by making corrections using certain second actual measurement values D2 to fifth actual measurement values D5.
  • the first measured values D1 to the fifth measured values D1 to 5 which are the absorbances of the mixture X at each of the first predetermined wavelength ⁇ 1 to the fifth predetermined wavelength ⁇ 5 measured by the light measuring unit 51.
  • the measured value data of the measured value D5 the group of correction coefficient data that correlates with the absorbance of the mixture X at each of the second predetermined wavelength ⁇ 2 to the fifth predetermined wavelength ⁇ 5, and the absorbance of the mixture X measured at the first predetermined wavelength ⁇ 1.
  • calibration curve data showing the relationship between the absorbance of the color-developing component in the mixture X and various physical quantities obtained by correcting the above with the correction coefficient data is stored.
  • the control unit 50 derives the absorbance of the color-developing component at the first wavelength ⁇ 1, which is the measurement wavelength, based on the actually measured value data and the correction coefficient data stored in the storage unit 52.
  • correction coefficient data is derived by a regression analysis performed in advance using the formula shown by the following formula (1).
  • B ( ⁇ ) means the absorbance at the wavelength ⁇ due to a disturbance factor (noise) other than the absorbance of the color-developing component, and is represented by the above formula (1) using various blood samples.
  • the regression calculation is performed according to, and the coefficients b0, b1, b2, b3 and b4 are derived.
  • the second predetermined wavelength ⁇ 2 is 850 nm
  • the third predetermined wavelength ⁇ 3 is 940 nm
  • the fourth predetermined wavelength ⁇ 4 is 520 nm
  • the fifth predetermined wavelength ⁇ 5 is 589 nm.
  • various blood samples are based on 6 blood samples having different component compositions, and blood samples adjusted to have a hematocrit value in the range of 10% to 70% are prepared, and the absorbance spectrum of the adjusted blood samples is measured. And regression analysis is used to derive the coefficients b0, b1, b2, b3 and b4. 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 second predetermined wavelength ⁇ 2 to the fifth predetermined wavelength ⁇ 5 is derived.
  • the measured value of the absorbance of the mixture X at 660 nm which is the measurement wavelength, is corrected from the measured value of the absorbance of the mixture X at 520 nm, 589 nm, 850 nm, and 940 nm, and the measured value is presented at 660 nm.
  • the absorbance of color components can be estimated.
  • the measurement wavelength is measured from the measured value of the absorbance of the light mixture X having the fourth predetermined wavelength ⁇ 4 of 520 nm and the second predetermined wavelength ⁇ 2 of 850 nm. It is also possible to correct the measured value of the absorbance of the mixture X at 660 nm and estimate the absorbance of the color-developing component at 660 nm.
  • FIG. 9 is a flowchart showing an example of the component measurement process executed by the component measurement device 1.
  • the first measured value D1 which is the absorbance of the mixture X at the first predetermined wavelength ⁇ 1 as the measurement wavelength
  • the second measured value which is the absorbance of the mixture X at the second predetermined wavelength ⁇ 2.
  • D2 the third measured value D3 which is the absorbance of the mixture X at the third predetermined wavelength ⁇ 3
  • the fourth measured value D4 which is the absorbance of the mixture X at the fourth predetermined wavelength ⁇ 4
  • step S1 the first actual measurement value D1 to the fifth actual measurement value D5 are acquired by using the light emitting unit 66 and the light receiving unit 72 of the photometric unit 51.
  • the hematocrit value is derived based on the fourth actually measured value D4 or based on the fourth actually measured value D4 and the second actually measured value D2.
  • the absorbance of hemoglobin is estimated from the fourth actually measured value D4, or from the fourth actually measured value D4 and the second actually measured value D2, and the hematocrit value is derived.
  • the 4th actual measurement value D4 or the 4th actual measurement value D4 and the 2nd actual measurement value D2 include the absorption of the color-developing component
  • the 4th actual measurement value D4 or the 4th actual measurement value respectively.
  • a hematocrit value is derived from the correction value obtained by performing a correction calculation by subtracting the absorption component of the color-developing component from D4 and the second actual measurement value D2.
  • the hematocrit value is derived from a calibration curve showing the relationship between the absorbance of hemoglobin in the mixture X stored in the storage unit 52 and the hematocrit value.
  • step S3 the first measured value D1 is actually corrected by using the second measured value D2 to the fifth measured value D5 and the correction coefficient obtained by the regression calculation, and the absorbance of the color-developing component at the first measured wavelength is corrected.
  • the second actual measurement value D2 to the fifth actual measurement value D5 include the absorption of the color-developing component
  • the correction calculation obtained by subtracting the absorption of the color-developing component from each actual measurement value is performed, and the correction value is recalculated. Calculation is performed, and the absorbance of the color-developing component at the first predetermined wavelength ⁇ 1 is estimated and acquired.
  • step S4 the glucose concentration is calculated using a calibration curve showing the relationship between the absorbance of the color-developing component at the first predetermined wavelength ⁇ 1 which is the acquired measurement wavelength, the derived hematocrit value, and the glucose concentration. do.
  • the control unit 50 of the component measuring device 1 emits irradiation light from the first light source 67 to the fifth light source 68d according to a predetermined algorithm when executing the component measuring process, and the light receiving unit 72 measures the light receiving intensity.
  • the control unit 50 when executing the component measurement process will be described.
  • FIG. 10 is a flowchart showing an example of the light amount measurement process executed by the component measuring device 1 in the component measuring process.
  • the control unit 50 emits the irradiation light as a set of processes in which the irradiation light is emitted as pulsed light from the first light source 67 to the fifth light source 68d one by one.
  • FIG. 11 is a diagram schematically showing one set of irradiation light emitted from the first light source 67 to the fifth light source 68d, and is a light receiving portion 72 of the irradiation light emitted from the first light source 67 to the fifth light source 68d. It is a graph which shows the light receiving intensity by. In FIG. 11, the horizontal axis represents time and the vertical axis represents light receiving intensity. As shown in FIG.
  • the control unit 50 causes the first light source 67 to the fifth light source 68d to emit light in order at predetermined time intervals.
  • the control unit 50 causes the first light source 67 to the fifth light source 68d to emit light at predetermined time intervals of 1 msec.
  • the control unit 50 uses the first light source 67 so that the light receiving intensities of the irradiation light from the first light source 67 to the fifth light source 68d in the light receiving unit 72 are substantially the same.
  • the fifth light source 68d is made to emit light.
  • the substantially same intensity means that when the component measurement process is performed with the light receiving intensity of the light receiving unit 72, the difference in the light receiving intensity obtained from the light emission of each light source does not affect the result of the component measurement process. Say something.
  • control unit 50 causes the first light source 67 to the fifth light source 68d to emit light in a predetermined order in one set of injection processing.
  • the control unit 50 is dominated by the influence of light scattering of blood cell components and the like at the timing before and after the timing of emitting the first light source 67 that emits the pulsed light of the first predetermined wavelength ⁇ 1 which is the measurement wavelength.
  • the second light source 68a and the third light source 68b that emit the irradiation light of the second predetermined wavelength ⁇ 2 and the third predetermined wavelength ⁇ 3 are made to emit light.
  • the control unit 50 irradiates the fifth light source 68d, the third light source 68b, the first light source 67, the second light source 68a, and the fourth light source 68c in this order in one set of injection processing. Is injected into the measurement area. Therefore, the light receiving unit 72 has a fifth predetermined wavelength ⁇ 5, a third predetermined wavelength ⁇ 3, a measurement wavelength (first predetermined wavelength ⁇ 1), a second predetermined wavelength ⁇ 2, and a fourth predetermined wavelength ⁇ 4 at predetermined time intervals (1 msec). The irradiation light is received in the order of.
  • the second actual measurement value D2 and the third actual measurement value D3 used for correcting the influence of light scattering are acquired at a timing closer to the first actual measurement value D1 to be corrected. This is because acquisition at a timing closer to time makes it less susceptible to temporal fluctuations. Therefore, as in the present embodiment, the influence of light scattering of blood cell components and the like is dominant at the timing before and after the timing of emitting the first light source 67 that emits the pulsed light of the first predetermined wavelength ⁇ 1 which is the measurement wavelength.
  • the influence of light scattering can be corrected with higher accuracy.
  • the control unit 50 does not necessarily emit the irradiation light in the order of the fifth light source 68d, the third light source 68b, the first light source 67, the second light source 68a, and the fourth light source 68c in one set of emission processing. May be good.
  • the control unit 50 may cause the second light source 68a and the third light source 68b to emit light at a timing before and after the timing of causing the first light source 67 to emit light.
  • control unit 50 when the control unit 50 detects an operation input for starting the component measurement process, for example, by the operator of the component measurement device 1, the control unit 50 emits the irradiation light from the first light source 67 to the fifth light source 68d. Start (step S11). At this time, the control unit 50 causes the first light source 67 to the fifth light source 68d to emit the irradiation light so that it can detect whether or not the component measuring chip 2 is mounted on the component measuring device 1.
  • FIG. 12 is a diagram schematically showing the intensity of light received by the light receiving unit 72 of the irradiation light emitted from the first light source 67 to the fifth light source 68d in step S11 of FIG.
  • the horizontal axis represents time and the vertical axis represents light receiving intensity.
  • the control unit 50 repeatedly outputs the set of injection processes described in FIG. For example, the control unit 50 repeatedly executes the set of injection processing 1 to 200 times per second. In this embodiment, the injection processing set is repeated 16 times per second. The control unit 50 stops the output of the irradiation light after repeating the set of the injection process 16 times.
  • the set of injection processes is repeatedly output 16 times without interruption.
  • the control unit 50 stops the output of the irradiation light again after repeating the set of the injection process 16 times. In this way, the control unit 50 repeats the combination of the output of the set of 16 injection processes and the output stop of the irradiation light every second until step S14, which will be described later.
  • control unit 50 executes the first determination of the light receiving intensity (step S12). Specifically, the control unit 50 determines whether or not the light receiving intensity in the light receiving unit 72 is within a normal range in the first light receiving intensity determination process (step S12).
  • control unit 50 determines that the light receiving intensity in the light receiving unit 72 is not within the normal range (No in step S12).
  • the control unit 50 notifies that an error has occurred, for example, by outputting a buzzer sound from the buzzer unit 59 (No in step S12). Step S23).
  • the component measuring chip 2 inserts the chip insertion space S based on the change in the light receiving intensity in the light receiving unit 72. Determine if it was inserted in. Specifically, the control unit 50 determines in step S14 whether or not the component measurement chip 2 has been inserted into the chip insertion space S. Alternatively, the control unit 50 may determine in steps S13 and S14 whether or not the component measurement chip 2 has been inserted into the chip insertion space S.
  • the operator attaches the component measuring chip 2 to the component measuring device 1. That is, the operator inserts the component measuring chip 2 into the chip mounting space S of the component measuring device 1. While the component measuring chip 2 is inserted into the chip mounting space S, at least a part of the irradiation light emitted from the first light source 67 to the fifth light source 68d is absorbed by the member constituting the component measuring chip 2. It does not reach the light receiving unit 72. Then, when the component measuring chip 2 is attached to the component measuring device 1 and the state shown in FIGS. 2 and 3 is reached, between the first light source 67 to the fifth light source 68d and the light receiving unit 72 through a part of the component measuring chip 2. An optical path is formed in.
  • the part of the component measurement chip 2 where the optical path is formed is the measurement spot.
  • the measurement reagent 22 is located in the middle of the optical path. That is, the measurement spot is located on the measurement reagent 22. Therefore, of the irradiation light emitted from the first light source 67 to the fifth light source 68d toward the measurement region, only a part of the light transmitted through the measurement reagent 22 is received by the light receiving unit 72. That is, when the component measuring chip 2 is mounted on the component measuring device 1, there is a difference in the light receiving intensity in the light receiving unit 72 as compared with the case where the component measuring chip 2 is not mounted.
  • the control unit 50 determines whether or not the component measuring chip 2 is mounted on the component measuring device 1 by detecting the change in the light receiving intensity in the light receiving unit 72.
  • the control unit 50 is in a state where the amount of light received by the light receiving unit 72 is less than a predetermined amount (that is, at least a part of the irradiation light is blocked by the member constituting the component measuring chip 2 and does not reach the light receiving unit 72).
  • a predetermined amount that is, at least a part of the irradiation light is blocked by the member constituting the component measuring chip 2 and does not reach the light receiving unit 72.
  • the control unit 50 has the component measuring chip 2 in the chip mounting space based on the light receiving intensity in the light receiving unit 72 and the light receiving intensity in the light receiving unit before the component measuring chip 2 is inserted into the chip insertion space S.
  • the component measurement chip 2 is within a predetermined range presumed to have been inserted into S, it is determined that the component measurement chip 2 has been inserted into the chip mounting space S (step S14).
  • the control unit 50 determines whether or not the irradiation light is not received by the light receiving unit 72 (step S13).
  • the state in which the irradiation light is not received is such that the light receiving intensity detected by the light receiving unit 72 when the irradiation light emitted from the first light source 67 to the fifth light source 68d is blocked by the component measuring chip 2. Including the case where the amount of light of is detected. Whether or not the irradiation light is not received can be determined, for example, by setting a threshold value in advance and determining whether or not the output value of the light receiving intensity from the AD converter in the light receiving unit 72 is below the threshold value.
  • step S13 When the control unit 50 determines that the light receiving unit 72 is not in a state where the irradiation light is not received (No in step S13), step S13 until it is determined that the light receiving unit 72 is not in a state where the irradiation light is not received. repeat.
  • the control unit 50 determines that the light receiving unit 72 is in a state where the irradiation light is not received (Yes in step S13)
  • the control unit 50 executes the second light receiving intensity determination process (step S14).
  • step S13 may be omitted and step S12 and step S14 may be carried out.
  • the second light receiving intensity determination process is a process for determining whether or not the component measurement chip 2 is attached (inserted) to the component measurement device 1. Specifically, in the process of determining the second light receiving intensity, the control unit 50 receives the light receiving intensity in the light receiving unit 72 before the component measuring chip 2 is inserted into the component measuring device 1 (for example, the light receiving intensity shown in FIG. 12). Strength) is used as a reference to determine whether or not the component measuring chip 2 has been inserted into the component measuring device 1. More specifically, the control unit 50 reduces the light receiving intensity determined in step S14 to a predetermined range with reference to the light receiving intensity in the light receiving unit 72 before the component measuring chip 2 is inserted into the component measuring device 1.
  • the predetermined range referred to here is a predetermined range presumed to be mounted on the component measuring device 1, and is predetermined based on, for example, the intensity of the irradiation light and the properties of the measuring reagent 22 and the like.
  • the component measuring device 1 it is possible to detect that the component measuring chip 2 has been inserted into the component measuring device 1.
  • the light receiving intensity determined in step S14 is the cover member 25 of the component measuring chip 2.
  • the control unit 50 determines that the component measurement chip 2 has been inserted into the component measurement device 1. Further, the control unit 50 may determine that the chip recognition is poor when the light receiving intensity in step S14 is 5% or less. When the control unit 50 determines that the chip recognition is poor, the control unit 50 may notify the operator to prompt the component measurement chip 2 to be correctly attached.
  • the lower limit threshold value and the upper limit threshold value may be set for each of the first light source 67 to the fifth light source 68d.
  • the absorption and reflection properties of the measurement reagent 22 may differ depending on the wavelengths ⁇ 1 to ⁇ 5 of the irradiation light emitted from the first light source 67 to the fifth light source 68d. Therefore, for example, for the irradiation light having a wavelength having a higher absorption rate in the measuring reagent 22, the upper limit threshold value and the lower limit threshold value are set lower, so that the component measurement chip can be more accurately adjusted according to the nature of the irradiation light. It can be determined whether or not 2 is attached to the component measuring device 1.
  • the control unit 50 determines that the light receiving intensity in the light receiving unit 72 is a component when the output value from the AD converter is within a predetermined range for a predetermined period. It may be determined that the measuring chip 2 is included in a predetermined range presumed to be mounted on the component measuring device 1.
  • the predetermined period may be determined, for example, by a predetermined time. In this case, the predetermined period is set to, for example, 3 seconds.
  • the predetermined period may be determined by, for example, the number of times the first light source 67 to the fifth light source 68d emit light.
  • the predetermined period is defined as, for example, a set of 16 times of injection processing set output and an irradiation light output stop for 3 times (that is, 3 consecutive sets).
  • the control unit 50 is the light receiving unit 72 when the output value from the AD converter is within a predetermined range in three consecutive sets in the second light receiving intensity determination process. It will be described below assuming that the light receiving intensity is determined to be within a predetermined range in which the component measuring chip 2 is presumed to be mounted on the component measuring device 1. In this way, in the second light receiving intensity determination process, by providing a predetermined period for determination, the output value from the AD converter is temporarily within a predetermined range due to some factor other than the insertion of the component measurement chip 2. It is easy to prevent it from being mistakenly determined that the component measuring chip 2 is mounted on the component measuring device 1 when the component measuring chip 2 is included in the inside.
  • the control unit 50 When the predetermined period is determined by the number of times of light emission from the first light source 67 to the fifth light source 68d, the control unit 50 first receives light from the light receiving unit 72 after the irradiation light is not received in step S13. When detected, the interval at which the set output of the set of 16 injection processes and the output stop of the irradiation light are executed may be changed. In particular, the control unit 50 may shorten the interval for executing the pair of the output of the set of 16 injection processes and the output stop of the irradiation light. For example, as described above, when the pair of the output of the set of the injection processing 16 times per second and the output of the irradiation light is stopped in step S11, the control unit 50 executes this set.
  • the interval may be shortened to 0.5 seconds. As a result, it is possible to shorten the interval for executing the pair of the output of the set of 16 injection processes and the output stop of the irradiation light, and it is easy to determine the result of the second light receiving intensity determination process earlier. Become.
  • FIG. 13 is a diagram schematically showing the intensity of light received by the light receiving unit 72 of the irradiation light emitted from the first light source 67 to the fifth light source 68d, and is mainly in steps S13 to S16 or steps S14 to S14 of FIG. It is a figure which shows typically the light receiving intensity by the light receiving part 72 in step S16.
  • the horizontal axis represents time and the vertical axis represents light receiving intensity.
  • FIG. 13 shows, for example, the light receiving intensity by the light receiving unit 72 after the determination of Yes in step S12 of FIG.
  • the irradiation light emitted from the first light source 67 to the fifth light source 68d constitutes the component measuring chip 2. Is blocked by.
  • the light receiving portion 72 is in a state of not receiving the irradiated light.
  • the light receiving portion 72 among the illumination light emitted from the first light source 67 to a fifth light source 68d, the light transmitted through the measuring reagent 22 Receives light (time t 3 in FIG. 13).
  • the light receiving intensity in the light receiving unit 72 is smaller than that before the component measuring chip 2 is mounted. Further, the degree of change in the light receiving intensity before and after mounting the component measuring chip 2 is different for each of the first light source 67 to the fifth light source 68d.
  • Control unit 50 upon receiving the light transmitted through the measuring reagent 22 at time t 3, the interval for performing 16 times the set of the output set of the injection process and the output stop of the irradiation light, from 1 second 0.5 Reduce to seconds. Then, in the control unit 50, when the output value from the AD converter is included in a predetermined range in three consecutive sets, the light receiving intensity in the light receiving unit 72 is determined by the component measuring chip 2 to the component measuring device 1. It is determined that the device is included in the predetermined range presumed to be mounted. When the state in which the output value from the AD converter is included in the predetermined range is not achieved in the three consecutive sets, the control unit sets the output value from the AD converter to be included in the predetermined range in the three consecutive sets. The pair of the output of the set of 16 injection processes and the output stop of the irradiation light can be continued to be executed until.
  • step S14 when the control unit 50 determines that the light receiving intensity in the light receiving unit 72 is not within the predetermined range (No in step S14), for example, by outputting a buzzer sound from the buzzer unit 59, an error occurs. Notify that it has occurred (step S23). This makes it possible to determine, for example, the case where a used component measuring chip is mistakenly inserted.
  • the control unit 50 determines that the light receiving intensity in the light receiving unit 72 is within a predetermined range, that is, when it is determined that the component measuring chip 2 is inserted into the chip insertion space S (Yes in step S14), the light emitting unit 66 Adjust the amount of irradiation light emitted from. With the component measurement chip 2 mounted, the control unit 50 adjusts the amount of irradiation light emitted from the light emitting unit 66 by adjusting the current supplied to the first light source 67 to the fifth light source 68d. (Step S15). The control unit 50 adjusts the amount of irradiation light so that the amount of irradiation light has a predetermined intensity used for measuring the component to be measured.
  • the predetermined intensity used in the measurement of the component to be measured may be appropriately determined according to the specifications of the light receiving unit 72 and the like, and it is desirable that the intensity is such that the measurement resolution required for the measurement of the component to be measured can be guaranteed. ..
  • the control unit 50 adjusts so as to increase the current supplied to the first light source 67 to the fifth light source 68d.
  • the control unit 50 supplies a current to the first light source 67 to the fifth light source 68d so as to increase the light receiving intensity of the irradiation light from the first light source 67 to the fifth light source 68d in the light receiving unit 72. To adjust.
  • the light receiving intensity of the irradiation light from the first light source 67 to the fifth light source 68d in the light receiving unit 72 becomes an intensity suitable for executing the component measurement process described with reference to FIG. As described above, it is preferable to adjust the current supplied to the first light source 67 to the fifth light source 68d.
  • the control unit 50 can adjust the currents supplied to the first light source 67 to the fifth light source 68d, respectively.
  • the control unit 50 adjusts the current supplied to the first light source 67 to the fifth light source 68d so that the light receiving intensity of the irradiation light from each of the first light source 67 to the fifth light source 68d in the light receiving unit 72 becomes uniform. can do.
  • the uniformity referred to here includes not only a predetermined light receiving intensity but also a case where the light receiving intensity falls within a predetermined range from the predetermined light receiving intensity.
  • the control unit 50 adjusts the current supplied to the first light source 67 to the fifth light source 68d so that the output value of the light receiving intensity in the light receiving unit 72 from the AD converter becomes a substantially constant value.
  • the range in which the output value from the AD converter (12 bits) of the light receiving intensity is 3300 ⁇ 50 can be treated as uniform.
  • the measurement resolution in the light receiving unit 72 is improved, and it becomes easier to perform more accurate component measurement.
  • Such current adjustment can suppress the influence of the fluctuation even if the amount of irradiation light from the first light source 67 to the fifth light source 68d fluctuates due to a change in the environmental temperature, for example.
  • a 12-bit AD converter is used in this embodiment, it can be set so that the output value becomes the same depending on the resolution.
  • control unit 50 may determine the amount of current to be supplied to the first light source 67 to the fifth light source 68d based on the temperature measured by the temperature measuring unit 53. This makes it easier to suppress fluctuations in the amount of irradiation light due to temperature.
  • step S15 the control unit 50 adjusts the current supplied to the first light source 67 to the fifth light source 68d so that the output value of the light receiving intensity of the light receiving unit 72 from the AD converter becomes a predetermined value (for example, 3300).
  • a predetermined current threshold value for example, 15 mA
  • the control unit 50 measures the component. It may be determined that an abnormality has occurred in the device 1 and a buzzer sound may be notified to that effect.
  • the time t 4 as shown schematically in later, current supplied is amplified to a first light source 67 to a fifth light source 68d in step S15, the received light intensity received by the light-receiving portion 72 Will increase. That is, the power consumption can be reduced by increasing the amount of light from the light source after the measuring chip 2 is correctly mounted.
  • the control unit 50 acquires the reference light receiving intensity after adjusting the current supplied to the first light source 67 to the fifth light source 68d in step S15 (step S16).
  • the reference light receiving intensity is an output value of the light receiving intensity of the light receiving unit 72 from the AD converter at a specific time point after executing step S15.
  • the reference light receiving intensity is preferably acquired immediately after executing step S15.
  • the reference light receiving intensity is used in the third light receiving intensity determination process in step S19, which will be described later.
  • control unit 50 continuously emits light from the first light source 67 to the fifth light source 68d (step S17). Specifically, the control unit 50 continuously executes the set of injection processing shown in FIG. In this way, pulsed light is emitted from the first light source 67 to the fifth light source 68d, for example, every 1 msec. The control unit 50 continues to output such pulsed light until it is determined in step S19, which will be described later, that the sample and the measuring reagent 22 have come into contact with each other.
  • FIG. 14 is a diagram schematically showing the intensity of light received by the light receiving unit 72 of the irradiation light emitted from the first light source 67 to the fifth light source 68d, and mainly receives light after step S17 of FIG. 10 is executed. It is a figure which shows typically the light receiving intensity by a part 72. As shown in FIG. 14, pulsed light is continuously emitted from the first light source 67 to the fifth light source 68d, and the light receiving unit 72 receives the pulsed light. By continuously emitting light from the first light source 67 to the fifth light source 68d in this way, it is possible to improve the time resolution of the determination executed in the confirmation of the third light receiving intensity in step S19 described later.
  • the control unit 50 calculates the moving average of the light receiving intensity received by the light receiving unit 72 in a state where the first light source 67 to the fifth light source 68d are continuously emitted in step S17 (step S18).
  • the control unit 50 can calculate a moving average of the light receiving intensities of an appropriate number of pulsed lights, and can calculate, for example, a moving average of the light receiving intensities of the pulsed lights of five light sources. It is preferable that the control unit 50 calculates the moving average of the light receiving intensity of the pulsed light for each light source. In this embodiment, at least, the moving average of the light receiving intensity of the pulsed light having the fourth predetermined wavelength ⁇ 4 (520 nm) used in the next step S19 is calculated.
  • the control unit 50 may calculate the moving average of the light receiving intensity of the pulsed light of the third predetermined wavelength ⁇ 3 (940 nm) in addition to the fourth predetermined wavelength ⁇ 4. In this case, blood with a wide range of hematocrit values can be measured.
  • the third light receiving intensity determination process is a process for determining whether or not to start component measurement, that is, whether or not to start acquiring the first to fifth actually measured values in step S1 of FIG.
  • the control unit 50 starts acquiring the first to fifth measured values when the sample flowing through the flow path 23 reaches the measuring reagent 22 (reaction starts) according to the flow direction A shown in FIGS. 2 to 4.
  • the control unit 50 determines whether or not the sample has reached the measurement reagent 22 based on the light receiving intensity of the irradiation light received by the light receiving unit 72. Specifically, the control unit 50 determines whether or not the difference between the light receiving intensity received by the light receiving unit 72 and the reference light receiving intensity acquired in step S16 exceeds a predetermined value (step S19).
  • the control unit 50 has a moving average of the reference light receiving intensity acquired in step S16 and the light receiving intensity of the pulsed light of the third predetermined wavelength ⁇ 3 calculated in step S18, and the fourth predetermined wavelength. Using the moving average of the received intensity of the pulsed light of ⁇ 4, it is determined whether or not the sample has reached the measurement reagent 22.
  • the moving average of the light receiving intensity of the pulsed light of the third predetermined wavelength ⁇ 3 received by the light receiving unit 72 is higher than the reference light receiving intensity by the first determination threshold value or more. When it becomes, it is determined that the sample has reached the measurement reagent 22.
  • the first determination threshold value can be appropriately determined.
  • the first determination threshold value can be 101.3% of the reference light receiving intensity.
  • the moving average of the light receiving intensity of the pulsed light of the fourth predetermined wavelength ⁇ 4 received by the light receiving unit 72 is the second determination threshold value with respect to the reference light receiving intensity. When it becomes lower than this, it is determined that the sample has reached the measurement reagent 22.
  • the second determination threshold value can be appropriately determined.
  • the second determination threshold value can be 98.5% of the reference light receiving intensity.
  • the sample used for the component measuring device 1 according to the present embodiment may be whole blood or plasma.
  • the properties such as the absorbance for irradiation light of each wavelength are different depending on whether the sample is whole blood or plasma.
  • irradiation light having two different wavelengths that is, a third predetermined wavelength ⁇ 3 and a fourth predetermined wavelength ⁇ 4
  • either whole blood or plasma is used as a sample. Even if this is the case, it is possible to detect that the sample has reached the measurement reagent 22.
  • the sample when the sample is whole blood, the sample contains red blood cells.
  • whole blood containing erythrocytes is irradiated with irradiation light having a third predetermined wavelength ⁇ 3 (940 nm)
  • the refractive index of the whole blood is larger than that of air, so that the component measurement chip 2 containing the measurement reagent 22
  • the difference in refractive index from the member is reduced, the transmitted light transmitted through the measuring reagent 22 is increased, and the light receiving intensity in the light receiving unit 72 is increased.
  • the strength is reduced. Therefore, the increase / decrease in the light receiving intensity is offset by the increase in the light receiving intensity due to the refractive index and the decrease in the light receiving intensity due to scattering by red blood cells. Therefore, when the sample is whole blood, it may not be possible to detect that the sample has reached the measurement reagent 22 depending on the irradiation light of the third predetermined wavelength ⁇ 3 (940 nm).
  • the whole blood is irradiated with the irradiation light of the fourth predetermined wavelength ⁇ 4 (520 nm)
  • the light receiving intensity due to the refractive index increases as in the case of the irradiation light of the third predetermined wavelength ⁇ 3.
  • the decrease in light receiving intensity due to scattering by red blood cells occurs.
  • the hemoglobin has a property of easily absorbing the light of the fourth predetermined wavelength ⁇ 4, so that the irradiation light is largely absorbed by the hemoglobin and the light is received by the light receiving unit 72. The strength is reduced.
  • the sample when the sample is plasma, the sample does not contain red blood cells or hemoglobin.
  • plasma containing no erythrocytes or hemoglobin is irradiated with irradiation light having a fourth predetermined wavelength ⁇ 4 (520 nm)
  • the refractive index of the plasma is larger than that of air, so a component measurement chip containing the measurement reagent 22.
  • the difference in refractive index from the member 2 is reduced, the transmitted light transmitted through the measuring reagent 22 is increased, and the light receiving intensity in the light receiving portion 72 is increased, while the glucose contained in the plasma reacts with the measuring reagent 22.
  • the increase / decrease in the light receiving intensity is offset by the increase in the light receiving intensity due to the refractive index and the decrease in the light receiving intensity due to the color development. Therefore, when the sample is plasma, it may not be possible to detect that the sample has come into contact with the measurement reagent 22 depending on the irradiation light having the fourth predetermined wavelength ⁇ 4 (520 nm).
  • the plasma when the plasma is irradiated with irradiation light having a third predetermined wavelength ⁇ 3 (940 nm), the effect of increasing the light receiving intensity due to the refractive index has a great influence, so that the light receiving intensity received by the light receiving unit 72 increases. do. Therefore, when the sample is plasma, it can be detected that the sample has reached the measurement reagent 22 by the third predetermined wavelength ⁇ 3.
  • the control unit 50 determines whether or not the sample has reached the measurement reagent 22 when the sample is plasma, depending on whether or not the third predetermined wavelength ⁇ 3 is increased as compared with the reference light receiving intensity. It is possible to determine whether or not the sample has reached the measurement reagent 22 when the sample is whole blood, depending on whether or not the fourth predetermined wavelength ⁇ 4 is reduced as compared with the reference light receiving intensity. As described above, according to the present embodiment, it is possible to detect that the sample has reached the measurement reagent 22, regardless of whether the sample is whole blood or plasma. Further, according to the present embodiment, it is possible to detect that the sample has reached the measurement reagent 22 even if it is unknown whether the sample is whole blood or plasma.
  • the reference light receiving intensity is compared with the moving average of the third predetermined wavelength ⁇ 3 and the moving average of the fourth predetermined wavelength ⁇ 4. ..
  • the moving average By using the moving average in this way, when the light receiving intensity temporarily increases or decreases due to some factor other than the contact between the sample and the measuring reagent 22, it is determined that the sample and the measuring reagent 22 are in contact with each other by mistake. It becomes easier to prevent.
  • the control unit 50 may further set a threshold value for determining whether or not the component measuring chip 2 is detached from the component measuring device 1. For example, when the component measurement chip 2 is extracted from the chip mounting space S, the irradiation light emitted from the first light source 67 to the fifth light source 68d is the component measurement chip 2 as in the case where the component measurement chip 2 is inserted. It is lowered by the member constituting the light source 72 and does not reach the light receiving unit 72. Therefore, the control unit 50 may determine that the component measuring chip 2 is detached from the component measuring device 1 when, for example, the relative output value of the light receiving intensity from the AD converter becomes smaller than a predetermined threshold value.
  • the relative output values are the output value from the AD converter when light is emitted from the light emitting unit 66 (first light source 67 to fifth light source 68d) and the light emitting unit 66 (first light source 67 to fifth light source). It refers to the difference from the output value from the AD converter when no light is emitted from 68d). At this time, for example, a buzzer sound may be output from the buzzer unit 59 to notify that an error has occurred.
  • the component measuring chip 2 is completely extracted from the component measuring device 1, the irradiation light emitted from the first light source 67 to the fifth light source 68d is directly applied to the light receiving unit 72, and the light receiving unit 72 receives light. The light receiving intensity increases.
  • control unit 50 may determine that the component measuring chip 2 is detached from the component measuring device 1 when, for example, the relative output value of the light receiving intensity from the AD converter becomes larger than a predetermined threshold value. At this time, for example, a buzzer sound may be output from the buzzer unit 59 to notify that an error has occurred.
  • control unit 50 determines that the difference between the light receiving intensity received by the light receiving unit 72 and the reference light receiving intensity does not exceed a predetermined value (No in step S19), the control unit 50 proceeds to step S18 and proceeds to step S18 and Step S19 is repeated.
  • the initial value of the light receiving intensity received by the light receiving unit 72 is determined (step S20).
  • the initial value (reference value) is an actually measured value of the absorbance of the irradiation light in the mixture X at a specific time before the sample reaches the measurement reagent 22, that is, the output value of the light receiving intensity in the light receiving unit 72 from the AD converter. Is.
  • the control unit 50 sets the output value of the light receiving intensity before a predetermined time from the time when the difference between the light receiving intensity received by the light receiving unit 72 and the reference light receiving intensity exceeds the predetermined value in step S19 as an initial value.
  • the predetermined time can be set as appropriate, and can be, for example, 0.5 seconds. As the predetermined time is shorter, the output value under the condition closer to the condition (for example, the surrounding environment) after the sample reaches the measurement reagent 22 can be set as the initial value. For example, when the first light source 67 to the fifth light source 68d are continuously emitted, the temperature of the first light source 67 to the fifth light source 68d may rise and the amount of emitted irradiation light may change.
  • the actually measured value acquired in the next step S21 and the acquisition condition of the output value can be brought close to each other.
  • the output value immediately before the sample reaches the measurement reagent 22 is set as the initial value (reference value) and actually measured. The value can be derived.
  • control unit 50 determines that the sample has reached the measurement reagent 22, it starts to acquire the measured value of the absorbance of the irradiation light in the mixture X for measuring the component to be measured (step S21).
  • the measured values correspond to the first to fifth measured values in the flow of FIG. In this way, the control unit 50 can automatically start acquiring the measured value when it is determined that the sample containing the component to be measured has started the color reaction with the measurement reagent 22. Therefore, according to the component measuring device 1, the usefulness is improved.
  • the control unit 50 ends the acquisition of the measured value after a predetermined time from the start of the acquisition of the measured value in step S21 (step S22). At this time, the control unit 50 may stop the light emission from the first light source 67 to the fifth light source 68d.
  • the predetermined time can be appropriately determined according to the properties of the measurement reagent 22 and the like, and can be, for example, 9 seconds. In this way, the control unit 50 ends the irradiation light injection process executed in the component measurement process.
  • the control unit 50 can measure the glucose concentration in the sample by executing the component measurement method described in the present embodiment using the acquired measured values.
  • the method for measuring the glucose concentration when the sample is whole blood has been described, but when the sample is plasma, the glucose concentration can be measured by the same method.
  • FIG. 15 is a diagram schematically showing the light receiving intensity of the irradiation light emitted from the first light source 67 to the fifth light source 68d by the light receiving unit 72, and is mainly a light receiving unit 72 in steps S18 to S21 of FIG. It is a figure which shows typically the light receiving intensity by.
  • the horizontal axis represents time and the vertical axis represents light receiving intensity.
  • step S17 the control unit 50 calculates the moving average of the light receiving intensity received by the light receiving unit 72 (step S18).
  • step S19 the control unit 50 executes a third light receiving intensity determination process. Control unit 50, in the determination process of the third light reception intensity, a light receiving intensity received by the light receiving unit 72, the difference between the reference received light intensity (until time t 6 in Figure 15) until it is determined that exceeds a predetermined value , Step S18 and step S19 are repeated.
  • Control unit 50 at time t 6, the received light intensity received by the light receiving unit 72, the difference between the reference received light intensity is determined to exceed the predetermined value (Yes in step S19), receiving is received by the light receiving portion 72
  • the initial value of the strength is determined (step S20). For example, the control unit 50, in 0.5 seconds before the time t 5 to time t 6, the output value from the AD converter of the light receiving intensity is determined as the initial value.
  • the control unit 50 from the time t 6, starts acquiring measured values (step S21).
  • the control unit 50 ends the acquisition of the measured value after the elapse of a predetermined time (step S22).
  • the component measuring device, the component measuring device set, and the information processing device according to the present invention are not limited to the specific description of the above-described embodiment, and are various as long as the gist of the invention described in the claims is not deviated. Can be changed.
  • the glucose concentration is measured as the measurement of glucose as the component to be measured, but the concentration is not limited, and another physical quantity may be measured.
  • glucose in plasma component is exemplified as a component to be measured in blood, but the present invention is not limited to this, and for example, cholesterol, sugar, ketone body, uric acid, hormone in blood. , Nucleic acid, antibody, antigen and the like can be used as the test component. Therefore, the component measuring device is not limited to the blood glucose level measuring device.
  • the light receiving unit 72 receives the transmitted light transmitted through the component measuring chip 2, but the light receiving unit may receive the reflected light reflected from the component measuring chip 2.
  • the present invention relates to a component measuring device, a component measuring device set, and an information processing device.
  • Component measuring device 2 Component measuring chip 10: Housing 10a: Main body 10b: Chip mounting part 11: Display part 12: Removal lever 13: Power button 14: Operation button 21: Base member 22: Measuring reagent 23: Flow path 23a: Air gap 24: Supply unit 25: Cover member 26: Eject pin 50: Control unit 51: Photometric unit 52: Storage unit 53: Temperature measurement unit 54: Power supply unit 55: Battery 56: Communication unit 57: Clock unit 58: Operation Part 59: Buzzer part 66: Light emitting part 67: First light source 68a: Second light source 68b: Third light source 68c: Fourth light source 68d: Fifth light source 69a: First light source 69b: Second light source 72: Light receiving part 80: Holder member 100: Component measuring device set

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Abstract

成分測定装置は、試料中の被測定成分と反応する試薬が配置されている成分測定チップを挿入するためのチップ挿入空間を有し、成分測定チップがチップ挿入空間に挿入された状態で、成分測定チップに照射光を射出する発光部と、成分測定チップを透過又は反射した光を受光する受光部と、受光部における受光強度の実測値を用いて、試料中の被測定成分を測定する制御部と、を備える、成分測定装置であって、制御部は、成分測定チップがチップ挿入空間に挿入された後の特定の時点における受光部における基準受光強度と、受光部で受光される受光強度との差が所定値を超えた場合に、被測定成分を測定するための実測値の取得を開始する。

Description

成分測定装置、成分測定装置セット及び情報処理方法
 本開示は成分測定装置、成分測定装置セット及び情報処理方法に関する。
 従来、生化学分野や医療分野において、検体としての血液等の試料中に含まれる被測定成分を測定する装置が知られている。例えば、特許文献1には、血糖計に装着した測定チップに血液を付着させて、血液中のグルコース量を測定する血糖計が開示されている。
 また、従来、医療診断アッセイにおいて、アッセイ時間を短縮させる方法が知られている。例えば、特許文献2には、反応の測定値から観察可能なものの終点を推定する方法が開示されている。
特開2011-064596号公報 特開2004-144750号公報
 特許文献1に開示された血糖計等の成分測定装置は、被測定成分を含む試料が測定試薬と呈色反応を開始したときに、測定を開始することが望ましい。また、被測定成分を含む試料が測定試薬と呈色反応を開始したときに、成分測定装置が自動的に被測定成分の測定を開始すれば、有用性が高まる。
 本開示は、有用性を向上可能な成分測定装置、成分測定装置セット及び情報処理方法を提供することを目的とする。
 本開示の第1の態様としての成分測定装置は、試料中の被測定成分と反応する試薬が配置されている成分測定チップを挿入するためのチップ挿入空間を有し、前記成分測定チップが前記チップ挿入空間に挿入された状態で、前記成分測定チップに照射光を射出する発光部と、前記成分測定チップを透過又は反射した光を受光する受光部と、前記受光部における受光強度の実測値を用いて、前記試料中の被測定成分を測定する制御部と、を備える、成分測定装置であって、前記制御部は、前記成分測定チップが前記チップ挿入空間に挿入された後の特定の時点における前記受光部における基準受光強度と、前記受光部で受光される受光強度との差が所定値を超えた場合に、前記被測定成分を測定するための実測値の取得を開始する。
 本開示の1つの実施形態として、前記制御部は、前記基準受光強度と、前記受光部で受光される受光強度の移動平均値との差が所定値を超えた場合に、前記被測定成分を測定するための実測値の取得を開始する。
 本開示の1つの実施形態として、前記発光部は、少なくとも、被測定成分を定量するために、前記試料と前記試薬との混合物に第1所定波長の照射光を射出する第1光源と、前記第1光源の照射光によって測定される前記混合物の吸光度の実測値に含まれる前記呈色成分以外のノイズ量の推定に用いられ、前記試料中に含まれる成分の光散乱による影響が支配的な、第2所定波長の照射光を射出する第2光源と、前記ノイズ量の推定に用いられ、前記試料中に含まれる所定の成分の光吸収による吸光度の割合が所定値以上である、第4所定波長の照射光を射出する第4光源と、を備える。
 本開示の1つの実施形態として、前記試料に由来する成分は赤血球、及び赤血球中に含まれるヘモグロビンである。
 本開示の1つの実施形態として、前記制御部は、前記基準受光強度と、前記受光部で受光される受光強度との差が所定値を超えた時点よりも所定時間前の前記受光部で受光される受光強度を、前記被測定成分の測定に用いられる基準値として決定する。
 本開示の第2の態様としての成分測定装置セットは、試料中の被測定成分と反応する試薬が配置されている成分測定チップと、前記成分測定チップを挿入するためのチップ挿入空間を有する成分測定装置と、を備え、前記成分測定装置は、前記成分測定チップが前記チップ挿入空間に挿入された状態で、前記測定チップに照射光を射出する発光部と、前記成分測定チップを透過又は反射した光を受光する受光部と、前記受光部における受光強度の実測値を用いて、前記試料中の被測定成分を測定する制御部と、を備え、前記制御部は、前記成分測定チップが前記チップ挿入空間に挿入された後の特定の時点における前記受光部における基準受光強度と、前記受光部で受光される受光強度との差が所定値を超えた場合に、前記被測定成分を測定するための前記照射光の吸光度の実測値の取得を開始する。
 本開示の第3の態様としての情報処理方法は、試料中の被測定成分と反応する試薬が配置されている成分測定チップを挿入するためのチップ挿入空間を有し、前記成分測定チップが前記チップ挿入空間に挿入された状態で、前記成分測定チップに照射光を射出する発光部と、前記成分測定チップを透過又は反射した光を受光する受光部と、前記受光部における受光強度の実測値を用いて、前記試料中の被測定成分を測定する制御部と、を備える、成分測定装置により実行される情報処理方法であって、前記成分測定チップが前記チップ挿入空間に挿入された後の特定の時点における前記受光部における基準受光強度と、前記受光部で受光される受光強度との差が所定値を超えた場合に、前記被測定成分を測定するための実測値の取得を開始するステップ、を含む。
 本開示によれば、有用性を向上可能な成分測定装置、成分測定装置セット及び情報処理方法を提供することができる。
一実施形態としての成分測定装置に成分測定チップが装着された成分測定装置セットの上面図である。 図1のI-Iに沿う断面を示す図である。 図1のII-IIに沿う断面を示す図である。 図1に示す成分測定チップを示す上面図である。 図4のIII-IIIに沿う断面図である。 図1に示す成分測定装置の機能ブロック図である。 図1に示す成分測定装置における複数の光源の位置関係を示す図である。 図7に示す複数の光源の混合物への照射光の照射位置を示す図である。 図1の成分測定装置が実行する成分測定処理の一例を示すフローチャートである。 図1の成分測定装置が成分測定処理にあたって実行する光量測定処理の一例を示すフローチャートである。 図7の第1光源~第5光源から射出される1セット分の照射光の、受光部による受光強度を模式的に示す図である。 第1光源~第5光源から射出された照射光の、受光部による受光強度を模式的に示す図である。 第1光源~第5光源から射出された照射光の、受光部による受光強度を模式的に示す図である。 第1光源~第5光源から射出された照射光の、受光部による受光強度を模式的に示す図である。 第1光源~第5光源から射出された照射光の、受光部による受光強度を模式的に示す図である。
 以下、本開示に係る成分測定装置、成分測定装置セット及び情報処理方法の実施形態について、図1~図15を参照して説明する。各図において共通の部材には、同一の符号を付している。
 まず、本開示に係る成分測定装置の一実施形態について説明する。図1は、本実施形態における成分測定装置1に成分測定チップ2が装着された成分測定装置セット100を示す上面図である。図2は、図1のI-Iに沿う断面を示す断面図であり、図3は、図1のII-IIに沿う断面を示す断面図である。図2及び図3は、成分測定チップ2が装着されている箇所近傍を拡大して示している。
 図1~図3に示すように、成分測定装置セット100は、成分測定装置1と、成分測定チップ2と、を備えている。本実施形態の成分測定装置1は、試料中の被測定成分としての血漿成分中のグルコースの濃度を測定可能な血糖値測定装置である。また、本実施形態の成分測定チップ2は、成分測定装置1としての血糖値測定装置の一端部に装着可能な血糖値測定チップである。ここで言う「試料」は、全血(血液)であってもよく、分離された血漿であってもよい。また、試料はグルコースを含む水溶液であってもよい。
 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:発光ダイオード)等で構成される表示部11と、成分測定装置1に装着された状態の成分測定チップ2を取り外す際に操作される取り外しレバー12と、を備えている。本実施形態のボタン群は、電源ボタン13と、操作ボタン14とにより構成されている。
 図1に示すように、ハウジング10は、上述したボタン群及び表示部11が上面に設けられている、上面視の外形が略矩形の本体部10aと、本体部10aから外方に突設され、上面に取り外しレバー12が設けられたチップ装着部10bと、を備えている。図2に示すように、チップ装着部10bの内部には、チップ装着部10bの先端面に形成された先端開口を一端とするチップ装着空間Sが区画されている。成分測定装置1に対して成分測定チップ2を装着する際は、外方から先端開口を通じてチップ装着空間S内に成分測定チップ2を挿入し、成分測定チップ2を所定位置まで押し込む。これにより、成分測定装置1のチップ装着部10bが成分測定チップ2を係止した状態となり、成分測定チップ2を成分測定装置1に装着することができる。成分測定装置1による成分測定チップ2の係止は、例えば、チップ装着部10b内に成分測定チップ2の一部と係合可能な爪部を設ける等、各種構成により実現可能である。
 成分測定装置1に装着されている成分測定チップ2を成分測定装置1から取り外す際は、ハウジング10の外部から上述した取り外しレバー12を操作することにより、成分測定装置1のチップ装着部10bによる成分測定チップ2の係止状態が解除される。同時に、ハウジング10内のイジェクトピン26(図2参照)が連動して変位し、成分測定チップ2を成分測定装置1から取り外すことができる。
 本実施形態のハウジング10は、上面視(図1参照)で略矩形の本体部10aと、本体部10aから外方に突設されているチップ装着部10bと、を備える構成であるが、ハウジングは、成分測定チップ2を装着可能なチップ装着部を備える構成であればよく、本実施形態のハウジング10の形状に限られない。したがって、本実施形態のハウジング10の形状の他に、例えば操作者にとって片手で把持し易くするための形状を種々採用することも可能である。
 表示部11は、成分測定装置1により測定された被測定成分の情報を表示可能である。本実施形態では、成分測定装置1としての血糖値測定装置により測定されたグルコース濃度を表示部11に表示することができる。表示部11には、被測定成分の情報のみならず、成分測定装置1の測定条件や操作者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。操作者は、表示部11に表示された内容を確認しながら、ボタン群の電源ボタン13や操作ボタン14を操作することができる。
 また、図2及び図3に示すように、成分測定装置1は、発光部66及び受光部72を備える。図2及び図3に示すように、成分測定装置1のチップ装着空間Sに成分測定チップ2が装着されている状態において、発光部66が発する照射光は、成分測定チップ2に照射される。受光部72は、発光部66から成分測定チップ2に照射される照射光のうち成分測定チップ2を透過した透過光を受光する。本実施形態では、発光部66及び受光部72は、チップ装着空間Sを挟んで対向して配置されている。なお、発光部66と受光部72との配置はこれに限られない。受光部72は、成分測定チップ2内の被測定物を透過する光を検出可能な位置にあればよい。例えば、発光部66及び受光部72を、成分測定チップ2に対して同じ側に配置するとともに、チップ装着空間Sおよび被測定物(試料)を挟んで、発光部および受光部に対向する側に反射部材を設けてもよい。
 発光部66は5つの光源を備えている。具体的には、発光部66は、第1光源67、第2光源68a、第3光源68b、第4光源68c及び第5光源68dを備えている。ここで、図2に示すように、第1光源67、第4光源68c及び第5光源68dは、後述する成分測定チップ2の流路23において試料が流れる流れ方向A(図2では右へ向かう方向)において、異なる位置に配置されている。また、図3に示すように、第1光源67、第2光源68a及び第3光源68bは、流れ方向Aと直交する流路幅方向B(図3では左右両方向)において、異なる位置に配置されている。第1光源67~第5光源68dの配置の詳細については後述する(図7参照)。
 次に、成分測定チップ2について説明する。図4は、成分測定チップ2を示す上面図である。また、図5は、図4のIII-IIIに沿う断面図である。図4及び図5に示すように、成分測定チップ2は、略矩形板状の外形を有するベース部材21と、このベース部材21に保持されている測定試薬22と、ベース部材21を覆うカバー部材25と、を備えている。カバー部材25は、成分測定装置1に成分測定チップ2が挿入された状態において測定スポットとなる場所以外の箇所が、遮光性を有する部材で形成されていてもよい。なお、測定スポットの詳細については後述する。
 ベース部材21の厚み方向(本実施形態では図2及び図3に示す成分測定チップ2の厚み方向Cと同じ方向のため、以降厚み方向Cと記載)の一方側の外面には溝が形成されている。ベース部材21の溝は、カバー部材25に覆われることにより、厚み方向Cと直交する方向に延在する中空部となり、この中空部が成分測定チップ2の流路23を構成している。流路23の一端には、試料を外方から供給可能な供給部24が形成されている。また、流路23の内壁のうちベース部材21の溝の溝底部には、測定試薬22が保持されており、外方から供給部24に供給された試料は、例えば毛細管現象を利用して流路23に沿って流れ方向Aに移動し、測定試薬22が保持されている保持位置まで到達し、測定試薬22と接触する。測定試薬22には試料に溶解し、試料中の被測定成分と反応して発色する発色試薬が含まれている。そのため、測定試薬22と試料中の被測定成分が接触すると、測定試薬22に含まれる発色試薬が発色する呈色反応がおこり、呈色成分を含む混合物X(図2及び図3等参照)が生成される。
 また、カバー部材25と測定試薬22との間には空隙23aが形成されている。一端に設けられた供給部24から流路23を流れ方向Aに移動する試料は、測定試薬22を溶解し、反応しながら流路23の他端まで到達する。そのため、試料を、測定試薬22の流れ方向A全域へ到達させることで、測定スポットとなり得る領域に、呈色成分を含む混合物Xが拡がった状態にすることができる。ここで、混合物Xは、少なくとも、試料と、未反応あるいは反応済の測定試薬22と、呈色成分とを含んでいる。
 図2では、説明の便宜上、測定試薬22の保持位置に「混合物X」が存在していると示しているが、混合物Xは、測定試薬22の保持位置のみならず、空隙23aなどの、測定試薬22の保持位置近傍にも拡散している。より具体的には、供給部24から流路23に進入する試料は、保持位置で測定試薬22と接触しつつ、空隙23aを通じて流路23の下流端まで到達し、流路23内が試料で満たされた状態となる。測定試薬22は試料に溶解することで、試料との呈色反応が進み、保持位置及びその近傍に混合物Xが位置する状態となる。
 本実施形態の流路23は、ベース部材21とカバー部材25とにより区画される中空部により構成されているが、流路はこの構成に限られない。ベース部材21の厚み方向Cの一方側の外面に形成された溝のみにより流路が形成されていてもよい。
 ベース部材21およびカバー部材25の材質としては、照射光が透過した後の透過光量が測定に十分なシグナルとなるために透明性の素材を用いることが好ましい。例えば、ポリエチレンテレフタレート(PET)、ポリメチルメタクリレート(PMMA)、ポリスチレン(PS)、環状ポリオレフィン(COP)や環状オレフィンコポリマー(COC)、ポリカーボネード(PC)等の透明な有機樹脂材料;ガラス、石英等の透明性な無機材料;が挙げられる。
 測定試薬22は、試料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て呈色する呈色反応を引き起こす発色試薬を含む。本実施形態の測定試薬22は、流路23としての溝の溝底部に塗布されている。本実施形態の測定試薬22は、試料中の被測定成分としてのグルコースと反応する。本実施形態の測定試薬22としては、例えば、(i)グルコースオキシダーゼ(GOD)と(ii)ペルオキシダーゼ(POD)と(iii)1-(4-スルホフェニル)-2,3-ジメチル-4-アミノ-5-ピラゾロンと(iv)N-エチル-N-(2-ヒドロキシ-3-スルホプロピル)-3,5-ジメチルアニリン,ナトリウム塩,1水和物(MAOS)との混合試薬、あるいはグルコースデヒドロゲナーゼ(GDH)とテトラゾリウム塩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やメディエータが含まれていてもよい。測定試薬22の種類、成分については、これらに限定されない。
 但し、本実施形態の測定試薬22においては、試料中のグルコースとの呈色反応により生成した呈色成分の吸光度スペクトルにおけるピーク波長が、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異なる発色試薬が選択される。本実施形態の測定試薬22が含む発色試薬は、呈色成分の吸光度スペクトルが660nm付近にピーク波長を有するが、ピーク波長が660nm付近になる発色試薬に限られず、目的に応じて適宜選択される。
 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がチップ装着部10b内に装着される。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に試料を供給すると、試料は、例えば毛細管現象により流路23内を移動し、流路23の測定試薬22が保持されている保持位置まで到達し、この保持位置において試料(血漿)中のグルコースと測定試薬22とが反応する。そして、流路23の上記保持位置において、呈色成分を含む混合物Xが生成される。いわゆる比色式の成分測定装置1は、呈色成分を含む混合物Xに向かって照射光を照射し、その透過光量(又は反射光量)を検出し、血中濃度に応じた発色の強度に相関する検出信号を得る。そして、成分測定装置1は、予め作成された検量線を参照することにより、被測定成分を測定することができる。本実施形態の成分測定装置1は、上述したように、試料中の血漿成分におけるグルコース濃度を測定可能である。
 図6は、図1~図3に示す成分測定装置1の機能ブロック図である。図6に示すように、成分測定装置1は、制御部50と、測光部51と、記憶部52と、温度測定部53と、電源部54と、電池55と、通信部56と、クロック部57と、操作部58と、ブザー部59と、表示部11と、を備えている。
 制御部50は、MPU(Micro-Processing Unit)又はCPU(Central Processing Unit)で構成されており、記憶部52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。記憶部52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、本実施形態に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。
 制御部50は、測光部51を動作させることにより、試料中の被測定成分を測定可能である。被測定成分を測定する処理の詳細については、後述する。
 測光部51は、試料中のグルコースと、測定試薬22中に含まれる発色試薬との呈色反応により生成された呈色成分を含む混合物Xの光学的特性を取得可能な光学システムである。測光部51は、具体的には、発光部66と、受光部72と、を備えている。
 発光部66は、チップ挿入空間Sに向かって照射光を射出する。発光部66は複数の光源を備えている。具体的には、本実施形態の発光部66は分光放射特性が異なる照射光(例えば、可視光、赤外光)を射出する5つの光源を備えている。より具体的には、上述したように、本実施形態の発光部66は、第1光源67、第2光源68a、第3光源68b、第4光源68c及び第5光源68dを備えている。第1光源67~第5光源68dの位置関係は、図2及び図3に示す位置関係である。第1光源67~第5光源68dの実際の位置関係の詳細については後述する(図7参照)。
 第1光源67~第5光源68dから発せられる光のピーク波長はそれぞれλ1~λ5である。第1光源67~第5光源68dとしては、LED素子、EL(Electro-Luminescence:有機エレクトロルミネッセンス)素子、無機EL素子、LD(Laser Diode:レーザーダイオード)素子等の種々の発光素子を適用することができる。第1光源67~第5光源68dとしては、汎用性等を考慮すると上述のLED素子が利用し易い。本実施形態では、第1光源67~第5光源68dがLED素子により構成されている。以下、上述の「ピーク波長」を各光源から発せられる光の波長として説明し、説明の便宜上、第1光源67のピーク波長λ1を「第1所定波長λ1」、第2光源68aのピーク波長λ2を「第2所定波長λ2」、第3光源68bのピーク波長λ3を「第3所定波長λ3」、第4光源68cのピーク波長λ4を「第4所定波長λ4」、及び、第5光源68dのピーク波長λ5を「第5所定波長λ5」と記載する。本実施形態における「ピーク波長」は、便宜上、1つの数値で示すが、それぞれの数値の±20nmの範囲の波長範囲も含み得る。
 受光部72は、発光部66から射出された照射光の、呈色成分が位置する領域における透過光又は反射光を受光する。図2及び図3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。本実施形態では、受光部72は、発光部66の第1光源67~第5光源68dから成分測定チップ2の測定試薬22の保持位置に生成される混合物Xに照射され、成分測定チップ2を透過した透過光を受光する。受光部72としては、PD(Photo diode:フォトダイオード)素子、フォトコンダクタ(光導電体)、PT(Photo Transistor:フォトトランジスタ)を含む種々の光電変換素子を使用することができる。
 本明細書において、以下、成分測定装置1内において、発光部66から照射光が照射される領域のうち、受光部72が検出可能な照射光が照射されている領域を、測定領域という。成分測定チップ2がチップ挿入空間Sに挿入された状態においては、測定対象である呈色成分(混合物X)は測定領域内に位置する。
 第1光源67~第5光源68dのそれぞれは、測光部51が備える発光制御回路から駆動電力信号の供給を受け、駆動電力信号に基づいて点灯及び消灯する。受光部72は、受光した光に応じたアナログ信号を出力する。このアナログ信号は、測光部51が備える受光制御回路により、増幅及びAD変換が施され、デジタル信号(以下、検出信号という)に変換される。
 再び図6を参照すると、記憶部52は、半導体メモリ又は磁気メモリ等で構成されることができる。記憶部52は、例えば、各種情報及び成分測定装置1を動作させるためのプログラム等を記憶する。記憶部52は、ワークメモリとしても機能してもよい。
 温度測定部53は、成分測定チップ2の近傍の温度を測定する。温度測定部53は、例えば、チップ装着空間Sの温度を測定する。温度測定部53は、例えば公知の温度計により構成されていてよい。温度測定部53で測定された温度は、例えば後述する発光部66から射出される照射光の光量の調整において用いることができる。
 電源部54は、電池55に蓄電された電力を成分測定装置1の各機能部に供給する。
 通信部56は、外部の装置と有線通信又は無線通信を行うことにより、各種情報の送受信を行う。例えば、通信部56は、成分測定装置1による成分測定の結果を、通信可能に接続された外部の装置に送信する。通信部56は、成分測定装置1による動作を実行させるための信号を、通信可能に接続された外部の装置から受信してもよい。
 クロック部57は、時間を測定し、また時刻を刻む。クロック部57は、例えばRTC(Real Time Clock:リアルタイムクロック)により構成されていてよい。
 操作部58は、成分測定装置1の操作者が成分測定装置1に対して入力操作を行うための入力インタフェースである。本実施形態では、操作部58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。ただし、操作部58の構成は、電源ボタン13及び操作ボタン14に限られず、操作者が入力操作を行うことが可能な任意の態様で実現されていてよい。
 ブザー部59は、ブザー音を出力することにより、情報を報知する。ブザー部59は、予め設定された所定のタイミングでブザー音を出力する。例えば、ブザー部59は、成分測定装置1による成分測定の処理が完了した場合や、成分測定装置1において不具合が発生した場合等に、ブザー音を出力する。
 次に、成分測定装置1の制御部50による試料中の被測定成分の測定処理と、第1光源67~第5光源68dの配置とについて説明する。
 制御部50は、測光部51に対して測定動作を指示し、測光部51が取得した検出信号及び各種データを用いて被測定成分の濃度を測定する。
 記憶部52には、測光部51により測定された第1所定波長λ1~第5所定波長λ5それぞれにおける混合物Xの吸光度である第1実測値D1~第5実測値D5の実測値データと、第2所定波長λ2~第5所定波長λ5それぞれでの混合物Xの吸光度に相関する一群の補正係数を含む補正係数データと、第1所定波長λ1で実測された混合物Xの吸光度を補正係数データにより補正して得られる混合物X中の呈色成分の吸光度と各種物理量(例えば、グルコース濃度)との関係を示す検量線や、混合物X中のヘモグロビンの吸光度とヘマトクリット値との関係を示す検量線などの検量線データと、が格納されている。「ヘマトクリット値」とは、試料としての血液中の血球成分の血液(全血)に対する容積比を百分率で示した値である。
 成分測定装置1は、試料中の被測定成分と試薬との呈色反応により生成された呈色成分を含む混合物Xの光学的特性に基づいて試料中の被測定成分を測定可能である。具体的には、成分測定装置1は、測定波長としての第1所定波長λ1の照射光を混合物Xに照射して測定される混合物Xの吸光度の第1実測値D1に含まれる呈色成分以外のノイズ量を、第2所定波長λ2~第5所定波長λ5の照射光を利用して推定可能である。より具体的には、成分測定装置1は、上述のノイズ量を、第2所定波長λ2~第5所定波長λ5の照射光を混合物Xに照射して測定される混合物Xの吸光度の第2実測値D2~第5実測値D5を利用して推定し、呈色成分の吸光度、更には被測定成分を測定可能である。
 図7は、成分測定装置1の上面(図1参照)側から見た場合の第1光源67~第5光源68dの位置関係を示す図である。図7では、説明の便宜上、成分測定チップ2の流路23における受光部72の位置を二点鎖線により示しており、本実施形態では、流路23内の上記保持位置及びその近傍で混合物Xが生成される。
 図2、図3及び図7に示すように、第1光源67~第5光源68dは、試料の流路23に位置する混合物Xに対向して配置されている。より具体的には、本実施形態の第1光源67~第5光源68dは、試料の流路23の測定試薬22の保持位置に、流れ方向A及び流路幅方向Bの両方に直交する方向(本実施形態では成分測定チップ2の厚み方向Cと同じ方向)において、対向して配置されている。
 図3及び図7に示すように、第1光源67及び第2光源68aは、試料の流路23における混合物Xの位置での試料の流れ方向Aと直交する流路幅方向Bに沿って並んで配置されている。本実施形態では、第1光源67からの照射光の混合物Xにおける第1照射位置SL1と、第2光源68aからの照射光の混合物Xにおける第2照射位置SL2とが、流路幅方向Bにおいて重なるように、第1光源67と第2光源68aとが配置されている。
 また、図3及び図7に示すように、第1光源67、第2光源68a、及び、第3光源68bは、第1光源67を中央として流路幅方向Bに沿って並んで配置されている。本実施形態では、図8に示すように、第1光源67からの照射光の混合物Xにおける第1照射位置SL1の流れ方向Aの領域と、第3光源68bからの照射光の混合物Xにおける第3照射位置SL3の流れ方向Aの領域とが、流路幅方向Bに重なるように、第1光源67と第3光源68bとが配置されている。
 すなわち、第1光源67~第3光源68bは、それぞれの照射位置が流路幅方向Bに重なるように配置されている。第1光源67~第3光源68bは、流路幅方向Bに沿って並んで配置され、第1照射位置SL1~第3照射位置SL3の流れ方向Aの領域が流路幅方向Bにおいて重なることが好ましい。また、第1光源67~第3光源68bは、第1照射位置SL1~第3照射位置SL3の流路幅方向Bの領域が流れ方向Aにおいても重なることがより好ましい。
 本実施形態において、第1光源67と第2光源68aとは、流路幅方向Bにおいて隣接して配置されており、第1光源67と第2光源68aとの間に別の光源を配置可能な空隙はない。また、第1光源67と第3光源68bとは、流路幅方向Bにおいて隣接して配置されており、第1光源67と第3光源68bとの間においても別の光源を配置可能な空隙はない。このように、第1光源67、第2光源68a及び第3光源68bは、流路幅方向Bにおいて、別の光源を間に介在させることなく隣接して配置されている。
 図2及び図7に示すように、第1光源67及び第4光源68cは、流れ方向Aに沿って並んで配置されている。また、図2及び図7に示すように、本実施形態の第1光源67及び第5光源68dは、流れ方向Aに沿って並んで配置されている。すなわち、第1光源67、第4光源68c及び第5光源68dは、第1光源67を中央にして流れ方向Aに沿って並んで配置されている。
 本実施形態では、第1光源67及び第4光源68cは、第1光源67からの照射光の混合物Xにおける第1照射位置SL1と第4光源68cからの照射光の混合物Xにおける第4照射位置SL4とが、混合物Xへの入射角度の差が所定値以下とした上で領域が重なるように、流れ方向Aに沿って並んで配置されている。より具体的には、流れ方向Aにおいて第1光源67と第4光源68cとの間には、別の光源を配置できる空隙はなく、第1光源67及び第4光源68cは、流れ方向Aにおいて隣接している。
 第1光源67及び第5光源68dについても、第1光源67からの照射光の混合物Xにおける第1照射位置SL1と第5光源68dからの照射光の混合物Xにおける第5照射位置SL5とが、混合物Xへの入射角度の差が所定値以下とした上で領域を重ねることができるように、流れ方向Aに沿って並んで配置されている。より具体的には、流れ方向Aにおいて第1光源67と第5光源68dとの間には、別の光源を配置できる空隙はなく、第1光源67及び第5光源68dは、流れ方向Aにおいて隣接している。
 図7に示すように、本実施形態の第1光源67~第5光源68dは、薄板状のホルダ部材80に保持されている。本実施形態のホルダ部材80は、上面視で十文字状の外形を有しており、上面視の中央部(十文字の交差部分)に第1光源67が保持されている。そして、第1光源67が保持されている中央部に対して流路幅方向Bの一方側の位置に第2光源68aが保持され、流路幅方向Bの他方側の位置に第3光源68bが保持されている。また、第1光源67が保持されている中央部に対して流れ方向Aの位置に第5光源68dが保持され、流れ方向Aと反対側の位置に第4光源68cが保持されている。
 ここで、本実施形態では、第2所定波長λ2及び第3所定波長λ3の照射光を発する第2光源68a及び第3光源68bが、第1光源67に対して流路幅方向Bに沿って並んで配置されている。また、第4所定波長λ4及び第5所定波長λ5の照射光を発する第4光源68c及び第5光源68dが、第1光源67に対して流れ方向Aに沿って並んで配置されている。詳細は後述するが、上述の第2所定波長λ2及び第3所定波長λ3は、赤外領域に属する波長であり、上述の第4所定波長λ4及び第5所定波長λ5は、可視領域に属する波長である。
 本実施形態では、図2及び図3に示すように、受光部72は、第1光源67~第5光源68dと、装着されている成分測定チップ2の流路23に位置する混合物Xを挟んで厚み方向Cに対向しており、第1光源67~第5光源68dからの照射光が混合物Xを透過した透過光を受光する。図2及び図3に示すように、成分測定装置1は、混合物Xと受光部72との間に位置し、混合物Xを透過した透過光のうち受光部72に到達する光量を調整する第1絞り部69aを備えている。第1光源67からの照射光の混合物Xへの入射角度と、第2光源68a~第5光源68dそれぞれからの照射光の混合物Xへの入射角度と、の差はノイズ量の推定精度に影響を与える。そのため、第1光源67からの照射光の混合物Xへの入射角度と、第2光源68a~第5光源68dそれぞれからの照射光の混合物Xへの入射角度と、の差は小さいほど好ましい。つまり、第1光源67~第5光源68dと第1絞り部69aとの間の対向方向(図2及び図3では成分測定チップ2の厚み方向Cと同じ方向)の距離T1を長くするほど、ノイズ量の推定精度を向上させる為に好ましい。その一方で、第1光源67~第5光源68dと受光部72との間の対向方向の距離T2を小さくすることで、光効率の向上と、成分測定装置1の小型化とを実現できる。
 また、第1光源67の第1照射位置SL1の領域と、第2光源68a~第5光源68dの第2照射位置SL2~第5照射位置SL5それぞれの領域と、のずれ(以下、「測定視野差」と記載)が大きいと、測定箇所が一致していないため、被測定成分の測定結果の精度が低下する可能性がある。そのため、この測定視野差は小さくすることが好ましい。したがって、混合物Xと第1絞り部69aとの間の対向方向(図2及び図3では成分測定チップ2の厚み方向Cと同じ方向)の距離T3は短くすることが好ましい。より好ましくは、第1絞り部69aに加えて、さらに、成分測定チップ2の一面を遮光部材で形成するとともに測定光が透過可能な開口を設けることで、絞り(アパーチャ)とする。なお、この場合、測定スポットのみを透明部材で形成して絞りとしてもよいし、遮光部材を切り欠くことで絞りとしてもよい。
 更に、図2及び図3に示すように、成分測定装置1は、第1光源67~第5光源68dと混合物Xとの間に位置し、第1光源67~第5光源68dから混合物Xに到達する光量を調整する第2絞り部69bを備えている。特に、第2絞り部69bは、第1光源67~第5光源68dから発せられた光のうち、第2絞り部69bの内壁に反射した光(以下、「迷光」と記載)が、第1絞り部69aに入光しないように設計することが好ましい。第1光源67~第5光源68dから発せられた光は、1回の壁面反射により5%まで光減衰し、3回以上の多重反射で消滅する、とみなすことができる。したがって、本実施形態では、第2絞り部69bの内壁に反射した迷光が、第1絞り部69bに到達せず、どこかの壁面に反射されれば、多重反射により、第1絞り部69aに入光することはない。本実施形態では、各光源の光軸が第2絞り部69bの内壁で鏡面反射する、として設計しているが、実際は、第2絞り部69bの内壁では乱反射し、迷光にも所定の分布がある。そのため、本実施形態では、仮に迷光の一部が第1絞り部69aに入光した場合であっても、その入射角度が、第1光源67の入射角度と所定値以下の差となるように、上述の距離T4等を設定することが好ましい。
 本実施形態の成分測定装置1は、試料が流れる流路23を区画し、流路23に試料中の被測定成分と呈色反応する発色試薬を含む測定試薬22が配置されている成分測定チップ2を装着可能である。本実施形態の成分測定装置1は、成分測定チップ2が装着され、流路23において被測定成分との反応により生成された呈色成分を含む混合物の光学的特性に基づいて試料中の被測定成分を測定可能である。成分測定装置1は、使い捨ての成分測定チップ2を着脱可能な構成とすることが好ましい。
 次に、本実施形態に係る成分測定装置1の制御部50による、試料中の被測定成分の濃度の算出の方法について説明する。
 本実施形態において、成分測定装置1は、試料中の被測定成分としてのグルコースと測定試薬22中の発色試薬との呈色反応を用いて、グルコースを含む血漿成分を試料から分離することなく、試料(例えば全血)と発色試薬とにより行い、この呈色反応により得られた混合物X全体の各種波長における吸光度に基づき、グルコースと発色試薬との呈色反応により生成した呈色成分の所定の測定波長における吸光度を推定し、被測定成分の濃度を算出することができる。
 一般的に、測定対象となる呈色成分以外の成分が試料の中に含まれるとき、光学的現象の発生によって呈色成分の吸光度に基づく被測定成分の濃度の測定結果に外乱因子(ノイズ)としての影響が与えられることがある。例えば、試料中の血球成分、成分測定チップ表面、又は成分測定チップに付着した塵埃といった微粒子等による「光散乱」や、測定対象となる呈色成分とは別の色素成分(具体的には、ヘモグロビン)による「光吸収」が発生することで、真の値よりも大きい吸光度が測定される傾向がある。
 測定対象となる呈色成分の他に、特定の吸光特性を有する試料としての血液を含む混合物Xを用いて、呈色成分由来の吸光度を正確に測定する場合には、所定の測定波長における吸光度の実測値から、血球成分等による光散乱やヘモグロビンによる光吸収などの外乱因子(ノイズ)を除去する必要がある。
 より具体的には、測定対象となる呈色成分の光吸収率が高い所定の測定波長(例えば660nm)における、血球成分等による光散乱やヘモグロビンによる光吸収などの外乱因子(ノイズ)量を推定し、同測定波長における吸光度の実測値を補正することが必要となる。本実施形態に係る成分測定装置1は、この補正を行って被測定成分の濃度を算出する。
 本実施形態において、成分測定装置1は、試料と測定試薬22との呈色反応により生成した呈色成分を含む混合物Xの光学的特性に基づいて、試料中の被測定成分を測定可能である。具体的には、本実施形態では、試料中の血漿成分に含まれるグルコースの濃度を測定する。
 ここで、グルコース濃度の測定原理と、第1光源67~第5光源68dがそれぞれ射出する照射光の波長λ1~λ5とについて、説明する。赤血球中のヘモグロビンは、主に、酸素と結合した酸化ヘモグロビンと、酸素分圧が小さい場所で酸素が解離した還元ヘモグロビンと、を含んでいる。酸化ヘモグロビンは、還元ヘモグロビンが肺を通過して酸素と結合し、動脈を通って体中に酸素を運搬する役割を果たしており、動脈血中に多く確認できる。例えば、指の腹から試料としての血液を採取する際は、毛細血管の血液となるためこの酸化ヘモグロビンの量が比較的多い。逆に、還元ヘモグロビンは、静脈血中に多く確認できる。
 既存の技術としては、還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンとの比率は何ら考慮することなく、例えばヘマトクリット値を利用して、測定対象となる呈色成分に対応する測定波長で得られた吸光度を補正することが一般的である。しかしながら、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。例えば、測定対象となる呈色成分の吸光度を測定する測定波長が660nm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、仮に酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの比率が1:1で存在した場合、酸化ヘモグロビンの吸収係数は、全ヘモグロビンの吸収係数の約10%に相当する。測定対象となる呈色成分に由来する吸光度をより正確に推定するためには、還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンとの比率を考慮することが重要である。
 そこで、成分測定装置1では、混合物Xに含まれる呈色成分の吸光度を測定するための測定波長(第1所定波長λ1)を660nmとし、この測定波長で測定された混合物Xの吸光度の実測値から、血球成分等の光散乱による影響や、還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンとの比率を加味したヘモグロビンの光吸収による影響を外乱因子(ノイズ)として除去する補正を行う。これにより、混合物Xに含まれる呈色成分の吸光度を推定し、この推定された吸光度とグルコース濃度との関係を示す検量線を用いてグルコース濃度を算出する。
 以下、成分測定装置1により実行される成分測定方法の更なる詳細について説明する。
 まず、本実施形態で用いる測定試薬22中の発色試薬は、試料中のグルコースと呈色反応することにより生成される呈色成分の吸光度が600nm付近にピークを有するが、本実施形態において呈色成分の吸光度を測定する測定波長は660nmとしている。
 測定対象となる呈色成分の吸光度を測定するための測定波長は、呈色成分の光吸収率が相対的に大きくなる波長であって、かつ、ヘモグロビンの光吸収による影響が比較的小さい波長を用いればよい。具体的には、測定対象となる呈色成分の吸光度スペクトルにおけるピーク波長域の半値全幅域に対応し、かつ、全吸光度に対するヘモグロビンの光吸収による吸光度の割合が比較的小さい波長範囲W3に属する波長とすればよい。「ピーク波長域の半値全幅域に対応する」波長範囲とは、吸光度スペクトルにおけるピーク波長域の半値全幅域を特定した際に、短波長側の半値を示す波長から、長波長側の半値を示す波長までの範囲を意味している。本実施形態の測定対象となる呈色成分の吸光度スペクトルは、600nm付近がピーク波長となり、約500nm~約700nmが半値全幅域に対応する波長範囲となる。また、全吸光度におけるヘモグロビンの光吸収による影響は、600nm以上の波長域で比較的小さくなる。したがって、本実施形態において、測定対象となる呈色成分の吸光度スペクトルにおけるピーク波長域の半値全幅域に対応し、かつ、全吸光度に対するヘモグロビンの光吸収による吸光度の割合が比較的小さい波長範囲W3は、600nm以上、かつ、700nm以下である。そのため、測定波長としては、本実施形態の660nmに限られず、600nm~700nmの範囲に属する別の波長を測定波長としてもよい。呈色成分の吸光度を表すシグナルが強く、全吸光度に対するヘモグロビンの光吸収による吸光度の割合をできる限り低減させた波長範囲である方が、呈色成分由来の吸光度をより正確に測定できるため、呈色成分の吸光度スペクトルにおけるピーク波長となる600nm付近よりやや長波長となる660nm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660nmとすることが特に好ましい。このような発色試薬の例としてはテトラゾリウム塩が好ましい。
 更に、本実施形態では、呈色成分の吸光度スペクトルにおけるピーク波長域の半値全幅域が約500nm~約700nmとなるような発色試薬を使用しているが、ピーク波長域の半値全幅域がこの範囲と異なるような発色試薬を使用してもよい。但し、上述したとおり、ヘモグロビンの吸光特性を考慮し、ヘモグロビンの光吸収による吸光度が大きくなる波長域(600nm以下)と、呈色成分の吸光度スペクトルにおける測定波長とが重ならないようにすることが望ましい。
 以下、本実施形態の測定波長である660nmにおける呈色成分の吸光度を推定するための方法について説明する。成分測定装置1は、測定波長(660nm)とは異なる4つの第2所定波長λ2~第5所定波長λ5における混合物Xの吸光度をそれぞれ実測し、この4つの第2実測値D2~第5実測値D5と、予め定めた補正係数データとを用いて、測定波長における混合物Xの吸光度の第1実測値D1を補正し、測定波長における呈色成分の吸光度を推定する。本実施形態の測定波長とは、上述の第1所定波長λ1である。
 成分測定装置1は、上述した4つの第2実測値D2~第5実測値D5として、測定波長である第1所定波長λ1よりも長波長側の2つの第2所定波長λ2及び第3所定波長λ3それぞれにおける混合物Xの吸光度の2つの第2実測値D2及び第3実測値D3と、測定波長である第1所定波長λ1よりも短波長側の2つの第4所定波長λ4及び第5所定波長λ5それぞれにおける混合物Xの吸光度の2つの第4実測値D4及び第5実測値D5と、を利用する。
 より具体的には、上述した4つの第2実測値D2~第5実測値D5として、測定波長である第1所定波長λ1よりも長波長側で、全吸光度において血球成分等の光散乱による影響が支配的な波長域に属する2つの第2所定波長λ2及び第3所定波長λ3それぞれにおける混合物Xの吸光度の2つの第2実測値D2及び第3実測値D3と、測定波長である第1所定波長λ1よりも短波長側で、全吸光度においてヘモグロビンの光吸収による影響が大きい波長域に属する2つの第4所定波長λ4及び第5所定波長λ5それぞれにおける混合物Xの吸光度の2つの第4実測値D4及び第5実測値D5と、を利用する。
 換言すれば、成分測定装置1は、上述した第2実測値D2及び第3実測値D3として、測定対象である呈色成分の吸光度スペクトルにおけるピーク波長域の半値全幅域に対応する波長範囲に属する測定波長よりも長波長域に属する、例えば、波長範囲W3よりも長波長側の長波長域W1に属する第2所定波長λ2及び第3所定波長λ3それぞれにおける混合物Xの吸光度を利用する。
 また、成分測定装置1は、上述した第4実測値D4及び第5実測値D5として、測定対象である呈色成分の吸光度スペクトルにおけるピーク波長域の半値全幅域に対応する波長範囲に属する測定波長よりも短波長域に属する、例えば、波長範囲W3よりも短波長側の短波長域W2に属する第4所定波長λ4及び第5所定波長λ5それぞれにおける混合物Xの吸光度である第4実測値D4及び第5実測値D5を利用する。
 成分測定装置1において、制御部50は、測光部51から、上述した第1実測値D1~第5実測値D5を取得する。具体的には、発光部66の第1光源67~第5光源68dから、第1所定波長λ1~第5所定波長λ5それぞれの発光波長を含む照射光が混合物Xに対して照射される。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、制御部50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、実測値データとして記憶部52に格納する。制御部50は、記憶部52から実測値データを取得することができる。制御部50が第1実測値D1~第5実測値D5を取得する手段は、上述した手段に限られず、各種公知の手段により取得することが可能である。
 そして、制御部50は、第2実測値D2~第5実測値D5を用いて第1実測値D1を補正し、測定波長である第1所定波長λ1(本例では660nm)における呈色成分の吸光度を推定する。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、成分測定装置1は、第2所定波長λ2における吸光度である第2実測値D2と、第3所定波長λ3における吸光度である第3実測値D3と、を取得し、第2実測値D2と第3実測値D3との間の傾きを求めることにより、測定波長である第1所定波長λ1における、呈色成分起因の吸光度以外の、外乱因子(ノイズ)を起因とする吸光度をある程度推定することが可能である。
 また、成分測定装置1は、試料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、試料中のグルコース濃度を算出可能である。そのため、成分測定装置1では、還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンとの比率により選択される2つの波長(第4所定波長及び第5所定波長)を利用することで、より精度の高い補正を行うことができる。
 具体的には、成分測定装置1は、第4所定波長λ4として、還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンとの吸収係数の差が、第1の所定値以下となる波長を用いると共に、第5所定波長λ5として、還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンとの吸収係数の差が、上述の第1の所定値より大きくなる波長を用いる。より具体的には、第4所定波長λ4として、還元ヘモグロビンの吸収係数に対する酸化ヘモグロビンの吸収係数の比率が、所定の閾値としての第1閾値以上となる波長を用いると共に、第5所定波長λ5として、還元ヘモグロビンの吸収係数に対する酸化ヘモグロビンの吸収係数の比率が上述した第1閾値未満となる波長を用いている。換言すれば、第4所定波長λ4及び第5所定波長λ5として、還元ヘモグロビンの吸収係数に対する酸化ヘモグロビンの吸収係数の比率が、第1閾値以上となる波長及び第1閾値未満となる波長の2つの波長を利用する。これにより、制御部50が、第1実測値D1を、第2実測値D2~第5実測値D5を用いて補正する際に、還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンとの比率を考慮した、より精度の高い補正を行うことができる。
 還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンとの比率により選択される2つの波長としては、還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンとの比率によるヘモグロビンの光吸収の差が大きい2つの波長とすることが好ましい。したがって、本実施形態では、第4所定波長λ4として、還元ヘモグロビンの吸収係数に対する酸化ヘモグロビンの吸収係数の比率が0.8以上となる波長を利用する。また、第5所定波長λ5として、還元ヘモグロビンの吸収係数に対する酸化ヘモグロビンの吸収係数の比率が0.8未満となる波長を利用することが好ましい。本実施形態では、一例として、第4所定波長λ4が520nmであり、第5所定波長λ5が589nmであるとする。
 このように、還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンとの比率によってヘモグロビン全体の光吸収が大きく変動する短波長域W2において、ヘモグロビン全体の光吸収の差が大きくなる第4所定波長λ4及び第5所定波長λ5を利用することにより、測定波長である第1所定波長λ1(本実施形態では660nm)におけるノイズの吸光度を、還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンとの比率をも加味して精度よく推定することができる。そのため、成分測定装置1によれば、測定波長である第1所定波長λ1における呈色成分の吸光度、更には、被測定成分の測定(本実施形態ではグルコースの濃度測定)を精度よく行うことができる。
 本実施形態では、第4所定波長λ4及び第5所定波長λ5のみを、還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンとの比率の影響を大きく考慮した波長としたが、第4所定波長λ4及び第5所定波長λ5に加えて、第2所定波長λ2及び第3所定波長λ3についても、同様の波長を利用することがより好ましい。
 具体的には、血球成分等の光散乱が支配的な長波長域W1における第2所定波長λ2として、還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンとの吸収係数の差が、第2の所定値以下となる波長を用いると共に、同じく長波長域W1における第3所定波長λ3として、第2の所定値より大きくなる波長を用いる。より具体的には、第2所定波長λ2として、還元ヘモグロビンの吸収係数に対する酸化ヘモグロビンの吸収係数の比率が、上述の第1閾値以上で、かつ、第2閾値以下となる波長を用いると共に、同じく長波長域W1における第3所定波長λ3として、還元ヘモグロビンの吸収係数に対する酸化ヘモグロビンの吸収係数の比率が上述の第1閾値未満となる波長、又は、第2閾値より大きくなる波長を用いることが好ましい。第2閾値とは、第1閾値よりも大きい別の所定の閾値である。つまり、第2所定波長λ2及び第3所定波長λ3として、還元ヘモグロビンの吸収係数に対する酸化ヘモグロビンの吸収係数の比率が異なる範囲にある2つの波長を利用することが好ましい。これにより、制御部50が、第1実測値D1を、第2実測値D2~第5実測値D5を用いて補正する際に、還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンとの比率をより一層考慮した精度の高い補正を行うことができる。
 特に、長波長域W1では血球成分等の光散乱による影響が支配的ではあるが、ヘモグロビンの光吸収による影響も被測定成分の測定波長と同程度含まれるため、第2所定波長λ2及び第3所定波長λ3として、ヘモグロビンの光吸収が、還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンとの比率により比較的大きく変化する2つの波長を利用することが好ましい。
 したがって、本実施形態では、第2所定波長λ2として、還元ヘモグロビンの吸収係数に対する酸化ヘモグロビンの吸収係数の比率が0.8以上かつ1.5以下となる範囲に属する波長を利用することが好ましい。本実施形態では、一例として、第2所定波長λ2が850nmであるとする。なお、第2所定波長λ2は790nm~850nmの範囲から選択される。
 第3所定波長λ3は、長波長域W1であって、第3所定波長λ3における全吸光度に含まれる呈色成分の吸光度が、測定波長における全吸光度に含まれる呈色成分の吸光度の10%以下、好ましくは6%以下、より好ましくは3%以下、さらに好ましくは実質的に0%となる波長とする。換言すれば、呈色成分の吸光度スペクトルのピーク波長域の長波長側の裾となる波長以上の波長を利用することが特に好ましい。これにより、呈色成分の光吸収の影響を排除し、長波長域W1における血球成分等の光散乱による影響が支配的なノイズをより正確に推定することができる。本実施形態では、第3所定波長λ3は、920~950nmから選ばれる波長であり、一例として、940nmであるとする。第3所定波長λ3は、呈色成分の吸光度がゼロとなる波長、すなわち、呈色成分の吸光度スペクトルのピーク波長域の長波長側の裾となる波長を利用することが特に好ましい。なお、上述した「全吸光度に含まれる呈色成分の吸光度」の「全吸光度」とは、混合物全体の吸光度を意味する。また、上述した「全吸光度に含まれる呈色成分の吸光度」の「呈色成分の吸光度」とは、試料中の被測定成分と試薬中の発色試薬とが呈色反応することにより生じる反応物の吸光度、すなわち、混合物における呈色成分由来の吸光度を意味する。
 以上のとおり、成分測定装置1は、測定波長における混合物Xの吸光度の実測値である第1実測値D1を、第2所定波長λ2~第5所定波長λ5それぞれにおける混合物Xの吸光度の実測値である第2実測値D2~第5実測値D5を用いて補正し、測定波長における呈色成分の吸光度を推定することができる。
 次に、成分測定装置1の制御部50による補正処理の方法について説明する。
 上述したように、成分測定装置1の記憶部52には、測光部51により測定された第1所定波長λ1~第5所定波長λ5それぞれにおける混合物Xの吸光度である第1実測値D1~第5実測値D5の実測値データと、第2所定波長λ2~第5所定波長λ5それぞれでの混合物Xの吸光度に相関する一群の補正係数データと、第1所定波長λ1で実測された混合物Xの吸光度を補正係数データにより補正して得られる混合物X中の呈色成分の吸光度と各種物理量との関係を示す検量線データと、が格納されている。
 制御部50は、記憶部52に格納されている実測値データ及び補正係数データに基づき、測定波長である第1波長λ1における呈色成分の吸光度を導出する。
 ここで、補正係数データとは、以下の数式(1)で示される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、呈色成分の吸光度以外の、外乱因子(ノイズ)を起因とする吸光度を意味しており、多種の血液検体を用いて上記数式(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。上述したように、本実施形態では、第2所定波長λ2として850nm、第3所定波長λ3として940nm、第4所定波長λ4として520nm、第5所定波長λ5として589nm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。導出されたこれらの係数b0~b4に基づき、第2所定波長λ2~第5所定波長λ5それぞれでの混合物Xの吸光度に相関する一群の補正係数を導出する。この補正係数を含む補正係数データを用いることにより、520nm、589nm、850nm、940nmの混合物Xの吸光度の実測値から、測定波長である660nmの混合物Xの吸光度の実測値を補正し、660nmにおける呈色成分の吸光度を推定することができる。
 なお、より簡便に血糖値を求めるために、上述の式を簡素化し、第4所定波長λ4である520nm及び第2所定波長λ2である850nmの光の混合物Xによる吸光度の実測値から、測定波長である660nmの混合物Xの吸光度の実測値を補正し、660nmにおける呈色成分の吸光度を推定することもできる。
 図9は、成分測定装置1が実行する成分測定処理の一例を示すフローチャートである。図9に示すように、成分測定処理は、測定波長としての第1所定波長λ1における混合物Xの吸光度である第1実測値D1、第2所定波長λ2における混合物Xの吸光度である第2実測値D2、第3所定波長λ3における混合物Xの吸光度である第3実測値D3、第4所定波長λ4における混合物Xの吸光度である第4実測値D4、及び、第5所定波長λ5における混合物Xの吸光度である第5実測値D5、を取得するステップS1と、第1実測値D1~第5実測値D5の少なくとも1つを利用してヘマトクリット値を導出するステップS2と、第1実測値D1を、第2実測値D2~第5実測値D5及び、回帰計算によって得られた補正係数を用いて補正し、測定波長としての第1所定波長λ1における呈色成分の吸光度を取得するステップS3と、測定波長としての第1所定波長λ1における呈色成分の吸光度と導出したヘマトクリット値から試料中の被測定成分を算出するステップS4と、を含む。
 ステップS1では、上述したように、測光部51の発光部66及び受光部72を用いて、第1実測値D1~第5実測値D5を取得する。本実施形態では、ステップS2において、第4実測値D4に基づいて、又は、第4実測値D4及び第2実測値D2に基づいて、ヘマトクリット値を導出する。具体的には、ステップS2において、第4実測値D4から、又は、第4実測値D4及び第2実測値D2から、ヘモグロビンの吸光度を推定し、ヘマトクリット値を導出する。さらに、第4実測値D4に、又は、第4実測値D4及び第2実測値D2に、呈色成分の吸収が含まれる場合は、それぞれ、第4実測値D4に、又は、第4実測値D4及び第2実測値D2に、呈色成分の吸収分を差し引く補正計算を行い取得した補正値から、ヘマトクリット値を導出する。本実施形態では、ヘマトクリット値を、記憶部52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1実測値D1を、第2実測値D2~第5実測値D5及び回帰計算によって得られた補正係数を用いて補正し、第1測定波長における呈色成分の吸光度を推定し、取得する。なお、第2実測値D2~第5実測値D5に、呈色成分の吸収が含まれる場合は、それぞれの実測値に呈色成分の吸収分を差し引く補正計算を行い取得した補正値から、再計算を行い、第1所定波長λ1における呈色成分の吸光度を推定し、取得する。最後に、ステップS4では、取得した測定波長である第1所定波長λ1における呈色成分の吸光度と、導出したヘマトクリット値と、からグルコース濃度との関係を示す検量線を用いて、グルコース濃度を算出する。
 成分測定装置1の制御部50は、成分測定処理を実行するにあたり、所定のアルゴリズムに従って第1光源67~第5光源68dからの照射光を射出させ、受光部72は受光強度を測定する。以下、制御部50が、成分測定処理を実行するにあたって実行する、光量測定処理の詳細について説明する。
 図10は、成分測定装置1が成分測定処理にあたって実行する光量測定処理の一例を示すフローチャートである。
 ここで、制御部50は、成分測定処理を実行するにあたり、第1光源67~第5光源68dから1回ずつ順に照射光をパルス光として射出させる処理を1セットとして、照射光を射出させる。図11は、第1光源67~第5光源68dから射出される照射光の1セットを模式的に示す図であり、第1光源67~第5光源68dから射出された照射光の受光部72による受光強度を示すグラフである。図11において、横軸は時刻、縦軸は受光強度を示している。図11に示すように、制御部50は、第1光源67~第5光源68dを、所定の時間間隔で順に発光させる。図11に示す例では、制御部50は、所定の時間間隔として1msecごとに、第1光源67~第5光源68dを発光させる。また、図11に示すように、制御部50は、第1光源67~第5光源68dからの各照射光の受光部72における受光強度が、ほぼ同一の強度となるように、第1光源67~第5光源68dを発光させる。ほぼ同一の強度とは、受光部72における受光強度で成分測定処理を実行した場合に、各光源の発光から得られる受光強度の差が、成分測定処理の結果に影響を与えない程度の範囲であることをいう。
 ここで、制御部50は、1セットの射出処理において、所定の順序で第1光源67~第5光源68dを発光させる。特に、制御部50は、測定波長である第1所定波長λ1のパルス光を射出する第1光源67を発光させるタイミングに隣接する前後のタイミングにおいて、血球成分等の光散乱による影響が支配的な第2所定波長λ2及び第3所定波長λ3の照射光を発する第2光源68a及び第3光源68bを発光させる。
 例えば、図11に示す例では、制御部50は、1セットの射出処理において、第5光源68d、第3光源68b、第1光源67、第2光源68a、第4光源68cの順で照射光を測定領域に射出させる。従って、受光部72は、所定の時間間隔(1msec)ごとに、第5所定波長λ5、第3所定波長λ3、測定波長(第1所定波長λ1)、第2所定波長λ2、第4所定波長λ4の順で、照射光を受光する。血球成分による光散乱は、分子のブラウン運動や沈降、さらに波の性質としての干渉等の影響により、時間の経過に伴って変動する。そのため、光散乱による影響を補正するために用いる第2実測値D2及び第3実測値D3は、補正の対象となる第1実測値D1に、時間的により近いタイミングで取得することが好ましい。時間的により近いタイミングで取得することにより、時間的な変動の影響を受けにくくなるためである。そのため、本実施形態のように、測定波長である第1所定波長λ1のパルス光を射出する第1光源67を発光させるタイミングに隣接する前後のタイミングにおいて、血球成分等の光散乱による影響が支配的な第2所定波長λ2及び第3所定波長λ3の照射光を発する第2光源68a及び第3光源68bを発光させることにより、より高い精度で光散乱による影響を補正することができる。
 なお、制御部50は、必ずしも、1セットの射出処理において、第5光源68d、第3光源68b、第1光源67、第2光源68a、第4光源68cの順で照射光を射出させなくてもよい。制御部50は、第1光源67を発光させるタイミングに隣接する前後のタイミングにおいて、第2光源68a及び第3光源68bを発光させればよい。
 図10を参照すると、制御部50は、例えば成分測定装置1の操作者により、成分測定処理を開始させるための操作入力を検出すると、第1光源67~第5光源68dによる照射光の射出を開始する(ステップS11)。このとき、制御部50は、成分測定チップ2が成分測定装置1に装着されたか否かを検出できるように、第1光源67~第5光源68dによる照射光の射出を実行させる。
 図12は、図10のステップS11において、第1光源67~第5光源68dから射出される照射光の、受光部72による受光強度を模式的に示す図である。図12において、横軸は時刻、縦軸は受光強度を示している。図12に模式的に示すように、制御部50は、図11で説明した射出処理のセットを、繰り返して出力する。例えば、制御部50は、射出処理のセットを、1秒間に1~200回繰り返して実行する。本実施形態では、射出処理のセットを1秒間に16回繰り返して実行する。制御部50は、射出処理のセットを16回繰り返した後、照射光の出力を停止する。そして、16回の射出処理のセットの開始時から所定時間(ここでは1秒間)経過後に、再び射出処理のセットを間断なく16回繰り返して出力する。制御部50は、射出処理のセットを16回繰り返した後、再び照射光の出力を停止する。制御部50は、このように、16回の射出処理のセットの出力と照射光の出力停止との組を、後述するステップS14まで、1秒ごとに繰り返す。
 次に、制御部50は、第1の受光強度の判定を実行する(ステップS12)。具体的には、制御部50は、第1の受光強度の判定処理において、受光部72における受光強度が正常な範囲内であるか否かを判定する(ステップS12)。
 制御部50は、受光部72における受光強度が正常な範囲内でないと判定した場合(ステップS12のNo)、例えばブザー部59からブザー音を出力することにより、エラーが発生したことを報知する(ステップS23)。
 制御部50は、受光部72における受光強度が正常な範囲内であると判定した場合(ステップS12のYes)、受光部72における受光強度の変化に基づいて、成分測定チップ2がチップ挿入空間Sに挿入されたか否かを判定する。具体的には、制御部50は、ステップS14により、成分測定チップ2がチップ挿入空間Sに挿入されたか否かを判定する。あるいは、制御部50は、ステップS13及びステップS14により、成分測定チップ2がチップ挿入空間Sに挿入されたか否かを判定してもよい。
 より具体的に説明すると、例えば操作者は、成分測定チップ2を成分測定装置1に装着する。すなわち、操作者は、成分測定装置1のチップ装着空間S内に成分測定チップ2を挿入する。成分測定チップ2がチップ装着空間S内に挿入されている間、第1光源67~第5光源68dから射出された照射光の少なくとも一部は、成分測定チップ2を構成する部材により吸収され、受光部72に届かなくなる。そして、成分測定チップ2が成分測定装置1に装着され、図2及び図3に示す状態になると、成分測定チップ2の一部分を通じて、第1光源67~第5光源68dと受光部72との間に、光路が形成される。成分測定チップ2において光路が形成される当該一部分が、測定スポットである。本実施形態では、光路の途中に測定試薬22が位置する。すなわち、測定試薬22上に測定スポットが位置する。そのため、第1光源67~第5光源68dから測定領域に向かって射出された照射光のうち、測定試薬22を透過した一部の光のみが受光部72によって受光される。つまり、成分測定チップ2が成分測定装置1に装着されると、装着されていない場合と比較して、受光部72における受光強度に差が生じる。
 このことから、制御部50は、受光部72における受光強度の変化を検出することにより、成分測定チップ2が成分測定装置1に装着されたか否かを判定する。制御部50は、受光部72において受光量が所定量未満の状態(つまり、成分測定チップ2を構成する部材により、照射光の少なくとも一部が遮断され、受光部72に届かない状態)となった後、受光部における受光強度が、成分測定チップ2がチップ装着空間S内に挿入されたと推定される所定の範囲内になったことを検出した場合に、成分測定チップ2がチップ装着空間Sに挿入されたと判定する。
 本実施形態では、制御部50は、受光部72において受光強度が、成分測定チップ2がチップ挿入空間Sに挿入される前の受光部における受光強度を基準として、成分測定チップ2がチップ装着空間S内に挿入されたと推定される所定の範囲内になったことを検出した場合に、成分測定チップ2がチップ装着空間Sに挿入されたと判定する(ステップS14)。
 なお、成分測定チップ2として被測定部位以外を遮光部材で形成した場合、受光量が、受光されない状態(つまり、成分測定チップ2を構成する部材により、照射光が遮断され、受光部72に届かない状態)となった後、受光強度が所定の範囲内になったことを検出して、成分測定チップ2の挿入合否を判定してもよい。この場合、まず、制御部50は、受光部72において照射光が受光されない状態となったか否かを判定する(ステップS13)。本明細書において、照射光が受光されない状態は、第1光源67~第5光源68dから射出された照射光が成分測定チップ2によって遮断された場合に受光部72において検出される程度の受光強度の光量が検出されている場合を含む。照射光が受光されない状態となったか否かは、例えば予め閾値を設定し、受光部72における受光強度のADコンバータからの出力値が、当該閾値を下回っているか否かにより判定することができる。制御部50は、受光部72において照射光が受光されない状態となっていないと判定した場合(ステップS13のNo)、受光部72において照射光が受光されない状態となったと判定されるまで、ステップS13を繰り返す。制御部50は、受光部72において照射光が受光されない状態となったと判定した場合(ステップS13のYes)、第2の受光強度の判定処理を実行する(ステップS14)。なお、ステップS13を省略して、ステップS12とステップS14とを実施してもよい。
 第2の受光強度の判定処理は、成分測定チップ2が成分測定装置1に装着(挿入)されたか否かを判定するための処理である。具体的には、制御部50は、第2の受光強度の判定の処理において、成分測定チップ2が成分測定装置1に挿入される前の受光部72における受光強度(例えば図12に示した受光強度)を基準として、成分測定チップ2が成分測定装置1に挿入されたか否かを判定する。さらに具体的には、制御部50は、成分測定チップ2が成分測定装置1に挿入される前の受光部72における受光強度を基準として、ステップS14で判定される受光強度が所定の範囲まで低下したことを検出した場合に、成分測定チップ2が成分測定装置1に挿入されたと判定する。ここでいう所定の範囲は、成分測定チップ2が成分測定装置1に装着されたと推定される所定の範囲であり、例えば照射光の強度及び測定試薬22等の性質に基づいて予め定められる。これにより、成分測定装置1によれば、成分測定チップ2が成分測定装置1に挿入されたことを検出可能となる。本実施形態では、成分測定チップ2が成分測定装置1に挿入される前の受光部72における受光強度を100%として、ステップS14で判定される受光強度が、成分測定チップ2のカバー部材25の測定スポット以外の箇所を遮光部としたときに、30%以下に低下したことを検出した場合に、制御部50は、成分測定チップ2が成分測定装置1に挿入されたと判定する。さらに、制御部50は、ステップS14における受光強度が5%以下となった場合にチップ認識不良と判定してもよい。制御部50は、チップ認識不良と判断した場合、操作者に報知することにより、成分測定チップ2を正しく取り付けるように促してもよい。
 また、第2の受光強度の判定処理において、下限閾値及び上限閾値は、第1光源67~第5光源68dごとに定められていてもよい。例えば、第1光源67~第5光源68dから射出される照射光の波長λ1~λ5によって、測定試薬22における吸収や反射の性質が異なる場合がある。そのため、例えば、測定試薬22における吸収率がより高い波長の照射光に対しては、上限閾値及び下限閾値を、より低く設定する等によって、照射光の性質に応じてより正確に、成分測定チップ2が成分測定装置1に装着されたか否かを判定することができる。
 また、第2の受光強度の判定処理において、制御部50は、所定の期間にわたって、ADコンバータからの出力値が所定の範囲内に含まれている場合に、受光部72における受光強度が、成分測定チップ2が成分測定装置1に装着されたと推定される所定の範囲内に含まれると判定してもよい。所定の期間は、例えば、所定の時間により定められてよい。この場合、所定の期間は、例えば3秒間等と定められる。所定の期間は、例えば、第1光源67~第5光源68dの発光の回数により定められてもよい。この場合、所定の期間は、例えば、16回の射出処理のセットの出力と照射光の出力停止との組が3回分(つまり連続する3組分)等と定められる。本明細書では、制御部50は、第2の受光強度の判定処理において、連続する3組分において、ADコンバータからの出力値が所定の範囲内に含まれている場合に、受光部72における受光強度が、成分測定チップ2が成分測定装置1に装着されたと推定される所定の範囲内に含まれると判定するとして、以下、説明する。このように、第2の受光強度の判定処理において、判定のために所定の期間を設けることにより、成分測定チップ2の挿入ではない何らかの要因で一時的にADコンバータからの出力値が所定の範囲内に含まれる状態になった場合に、誤って、成分測定チップ2が成分測定装置1に装着されたと判定することを防止しやすくなる。
 なお、制御部50は、所定の期間を第1光源67~第5光源68dの発光の回数により定める場合、ステップS13で照射光が受光されない状態となった後、最初に受光部72で受光を検出したとき、16回の射出処理のセットの出力と照射光の出力停止との組を実行する間隔を変更してもよい。特に、制御部50は、16回の射出処理のセットの出力と照射光の出力停止との組を実行する間隔を短くしてよい。例えば、上述したように、ステップS11において、1秒間ごとに16回の射出処理のセットの出力と照射光の出力停止との組を実行している場合、制御部50は、この組を実行する間隔を、0.5秒に短縮してもよい。これにより、16回の射出処理のセットの出力と照射光の出力停止との組を実行する間隔を短くすることができ、より早期に、第2の受光強度の判定処理の結果を決定しやすくなる。
 図13は、第1光源67~第5光源68dから射出された照射光の、受光部72による受光強度を模式的に示す図であり、主として図10のステップS13~ステップS16、又はステップS14~ステップS16における、受光部72による受光強度を模式的に示す図である。図13において、横軸は時刻、縦軸は受光強度を示している。図13は、例えば図10のステップS12でYesと判定された後の、受光部72による受光強度を示している。
 例えば操作者が、成分測定チップ2を成分測定装置1のチップ装着空間S内に挿入し始めると、第1光源67~第5光源68dから射出された照射光が成分測定チップ2を構成する部材によって遮断される。この場合、図13の時刻tからtに示すように、受光部72は照射光を受光していない状態となる。
 時刻tで成分測定チップ2が成分測定装置1に装着されると、受光部72は、第1光源67~第5光源68dから射出された照射光のうち、測定試薬22を透過した光を受光する(図13の時刻t)。図13に模式的に示されているように、受光部72における受光強度は、成分測定チップ2の装着前と比較して、小さくなっている。また、成分測定チップ2の装着前後における、受光強度の変化の程度は、第1光源67~第5光源68dごとにそれぞれ異なる。
 制御部50は、時刻tで測定試薬22を透過した光を受光すると、16回の射出処理のセットの出力と照射光の出力停止との組を実行する間隔を、1秒から0.5秒に短縮する。そして、制御部50は、連続する3組において、ADコンバータからの出力値が所定の範囲内に含まれている場合に、受光部72における受光強度が、成分測定チップ2が成分測定装置1に装着されたと推定される所定の範囲内に含まれると判定する。ADコンバータからの出力値が所定の範囲内に含まれる状態が連続した3組で達成されない場合、制御部は、連続する3組において、ADコンバータからの出力値が所定の範囲内に含まれるようになるまで、16回の射出処理のセットの出力と照射光の出力停止との組を実行し続けることができる。
 再び図10を参照すると、制御部50は、受光部72における受光強度が所定の範囲内でないと判定した場合(ステップS14のNo)、例えばブザー部59からブザー音を出力することにより、エラーが発生したことを報知する(ステップS23)。これにより、例えば誤って使用済の成分測定チップを挿入した場合を判定できる。
 制御部50は、受光部72における受光強度が所定の範囲内であると判定した場合、つまり成分測定チップ2がチップ挿入空間Sに挿入されたと判定した場合(ステップS14のYes)、発光部66から射出される照射光の光量を調整する。成分測定チップ2の装着が完了した状態で、制御部50は、第1光源67~第5光源68dに供給する電流を調整することにより、発光部66から射出される照射光の光量を調整する(ステップS15)。制御部50は、照射光の光量が、被測定成分の測定で使用される所定の強度となるように、照射光の光量を調整する。被測定成分の測定で使用される所定の強度は、受光部72の仕様等に応じて適宜定められてよく、被測定成分の測定に必要とされる測定分解能を担保できる強度であることが望ましい。
 具体的には、制御部50は、第1光源67~第5光源68dに供給する電流を上げるように調整する。第1光源67~第5光源68dに供給する電流を上げることにより、第1光源67~第5光源68dから射出される照射光の光量が増加する。さらに具体的には、制御部50は、受光部72における第1光源67~第5光源68dからの照射光の受光強度を増加させるように、第1光源67~第5光源68dに供給する電流を調整する。特に、制御部50は、受光部72における第1光源67~第5光源68dからの照射光の受光強度が、図9を参照して説明した成分測定処理を実行するために適した強度となるように、第1光源67~第5光源68dに供給する電流を調整することが好ましい。
 制御部50は、第1光源67~第5光源68dに供給する電流をそれぞれ調整することができる。制御部50は、受光部72における第1光源67~第5光源68dのそれぞれからの照射光の受光強度が、均一となるように、第1光源67~第5光源68dに供給する電流を調整することができる。ここでいう均一は、所定の受光強度だけでなく、当該所定の受光強度から予め定められた範囲の幅に収まる場合を含む。例えば、制御部50は、受光部72における受光強度のADコンバータからの出力値が、ほぼ一定値となるように、第1光源67~第5光源68dに供給する電流を調整するとする。この場合、例えば受光強度のADコンバータ(12ビット)からの出力値が3300±50の範囲を均一と扱うこととすることができる。このように電流調整を行うことにより、受光部72における測定分解能が向上し、より正確な成分測定を実行しやすくなる。このような電流調整は、例えば、環境温度の変化に伴い第1光源67~第5光源68dからの照射光の光量が変動したとしても、その変動による影響を抑えることができる。本実施形態では12ビットのADコンバータを使用したが、分解能に応じて同等の出力値となるように設定できる。
 なお、ステップS15において、制御部50は、温度測定部53で測定された温度に基づいて、第1光源67~第5光源68dに供給する電流量を決定してもよい。これにより、温度による照射光の光量の変動を抑えやすくなる。
 なお、ステップS15において、制御部50は、受光部72における受光強度のADコンバータからの出力値が所定値(例えば3300)となるように第1光源67~第5光源68dに供給する電流を調整するにあたり、受光部72における受光強度のADコンバータからの出力値が所定値に達する前に、供給する電流が予め定められた電流閾値(例えば15mA)を超えた場合、制御部50は、成分測定装置1に異常が発生していると判定し、その旨をブザー音で報知してよい。
 図13を参照すると、時刻t以降に模式的に示されているように、ステップS15において第1光源67~第5光源68dに供給する電流が増幅され、受光部72で受光される受光強度が増加する。すなわち、測定チップ2が正しく装着された後に、光源の光量を増加させることで、電力消費量を低減できる。
 再び図10を参照すると、制御部50は、ステップS15において第1光源67~第5光源68dに供給する電流を調整した後、基準受光強度を取得する(ステップS16)。基準受光強度は、ステップS15を実行した後の特定の時点における、受光部72における受光強度のADコンバータからの出力値である。基準受光強度は、ステップS15を実行した直後に取得されることが好ましい。基準受光強度は、後述するステップS19における第3の受光強度の判定処理で使用される。
 また、制御部50は、第1光源67~第5光源68dを連続的に発光させる(ステップS17)。具体的には、制御部50は、図11に示す射出処理のセットを連続して実行する。このようにして、例えば1msecごとに、第1光源67~第5光源68dからパルス光が射出される。制御部50は、後述するステップS19で、試料と測定試薬22とが接触したと判定するまで、このようなパルス光の出力を継続する。
 図14は、第1光源67~第5光源68dから射出された照射光の、受光部72による受光強度を模式的に示す図であり、主として図10のステップS17が実行された後の、受光部72による受光強度を模式的に示す図である。図14に示すように、第1光源67~第5光源68dからパルス光が連続的に射出され、受光部72は、このパルス光を受光する。このように第1光源67~第5光源68dを連続的に発光させることにより、後述するステップS19における、第3の受光強度の確認で実行される判定の時間分解能を向上させることができる。
 制御部50は、ステップS17において第1光源67~第5光源68dを連続的に発光させた状態で、受光部72で受光される受光強度の移動平均を算出する(ステップS18)。制御部50は、適宜の個数のパルス光の受光強度の移動平均を算出することができ、例えば5個の光源のパルス光の受光強度の移動平均を算出することができる。制御部50は、光源ごとに、パルス光の受光強度の移動平均を算出することが好ましい。本実施形態では、少なくとも、次のステップS19で用いられる、第4所定波長λ4(520nm)のパルス光の受光強度の移動平均を算出する。制御部50は、第4所定波長λ4に加えて、第3所定波長λ3(940nm)のパルス光の受光強度の移動平均を算出させてもよい。この場合、幅広いヘマトクリット値の血液を測定できる。
 そして、制御部50は、第3の受光強度の判定処理を実行する(ステップS19)。第3の受光強度の判定処理は、成分測定を開始するか否か、つまり図9のステップS1における第1~第5実測値の取得を開始するか否かを判定するための処理である。制御部50は、図2~図4に示す流れ方向Aに従って流路23を流れた試料が測定試薬22まで到達(反応開始)したときに、第1~第5実測値の取得を開始する。制御部50は、受光部72で受光される照射光の受光強度に基づいて、試料が測定試薬22と到達したか否かを判定する。具体的には、制御部50は、受光部72で受光される受光強度と、ステップS16で取得した基準受光強度との差が所定値を超えたか否かを判定する(ステップS19)。
 さらに具体的には、本実施形態において、制御部50は、ステップS16で取得した基準受光強度と、ステップS18で算出した第3所定波長λ3のパルス光の受光強度の移動平均及び第4所定波長λ4のパルス光の受光強度の移動平均と、を用いて、試料が測定試薬22へ到達したか否かを判定する。本実施形態において、制御部50は、ステップS19において、受光部72で受光される第3所定波長λ3のパルス光の受光強度の移動平均が、基準受光強度に対して、第1判定閾値以上高くなったときに、試料が測定試薬22へ到達したと判定する。第1判定閾値は、適宜定めることができる。例えば、第1判定閾値は、基準受光強度の101.3%とすることができる。また、本実施形態において、制御部50は、ステップS19において、受光部72で受光される第4所定波長λ4のパルス光の受光強度の移動平均が、基準受光強度に対して、第2判定閾値以上低くなったときに、試料が測定試薬22へ到達したと判定する。第2判定閾値は、適宜定めることができる。例えば、第2判定閾値は、基準受光強度の98.5%とすることができる。
 ここで、本実施形態において、第3の受光強度の判定処理で、第3所定波長λ3と第4所定波長λ4という、2つの異なる波長の照射光を用いる理由について説明する。本実施形態に係る成分測定装置1に対して使用される試料は、全血であってもよく、血漿であってもよい。しかしながら、試料が全血である場合と血漿である場合とでは、各波長の照射光に対する吸光度等の性質が異なる。しかしながら、本実施形態に係る成分測定装置1のように、第3所定波長λ3と第4所定波長λ4という2つの異なる波長の照射光を用いることにより、試料として全血と血漿とのいずれが用いられた場合であっても、試料が測定試薬22へ到達したことを検出することができる。
 例えば、試料が全血の場合、試料に赤血球が含まれる。赤血球を含む全血に、第3所定波長λ3(940nm)の照射光が照射された場合、全血の屈折率が空気の屈折率と比較して大きいため、測定試薬22を含む成分測定チップ2の部材との屈折率差が少なくなり、測定試薬22を透過する透過光が増加して、受光部72における受光強度が増加する一方、赤血球により照射光が散乱されるため、受光部72における受光強度が減少する。そのため、屈折率に起因する受光強度の増加と、赤血球による散乱に起因する受光強度の減少とにより、受光強度の増減が相殺される。従って、試料が全血の場合、第3所定波長λ3(940nm)の照射光によっては、試料が測定試薬22へ到達したことを検出できない場合が生じる。
 これに対し、全血に第4所定波長λ4(520nm)の照射光が照射された場合、第3所定波長λ3の照射光が照射された場合と同様に、屈折率に起因する受光強度の増加と、赤血球による散乱に起因する受光強度の減少とが発生する。しかしながら、第4所定波長λ4の照射光が照射された場合、ヘモグロビンは、第4の所定波長λ4の光を吸収しやすい性質を有するため、ヘモグロビンにより照射光が大きく吸収され、受光部72における受光強度が減少する。また、全血に含まれるグルコースと測定試薬22とが反応して発色することにより、第4所定波長λ4の帯域の光はより多く吸収され、受光部72における受光強度が減少する。そのため、全血に第4所定波長λ4(520nm)の照射光が照射された場合、試料が測定試薬22に到達すると、第4所定波長λ4の照射光の吸収の効果により、受光部72で受光される受光強度が減少する。そのため、試料が全血の場合、第4所定波長λ4により、試料が測定試薬22へ到達したことを検出できる。
 一方、試料が血漿の場合、試料には赤血球やヘモグロビンが含まれない。赤血球やヘモグロビンを含まない血漿に、第4所定波長λ4(520nm)の照射光が照射された場合、血漿の屈折率が空気の屈折率と比較して大きいため、測定試薬22を含む成分測定チップ2の部材との屈折率差が少なくなり、測定試薬22を透過する透過光が増加して、受光部72における受光強度が増加する一方、血漿に含まれるグルコースと測定試薬22とが反応して発色することにより、第4所定波長λ4の帯域の光が吸収され、受光部72における受光強度が減少する。そのため、屈折率に起因する受光強度の増加と、発色に起因する受光強度の減少とにより、受光強度の増減が相殺される。従って、試料が血漿の場合、第4所定波長λ4(520nm)の照射光によっては、試料が測定試薬22と接触したことを検出できない場合が生じる。
 これに対し、血漿に第3所定波長λ3(940nm)の照射光が照射された場合、第4所定波長λ4の照射光が照射された場合と同様に屈折率に起因する受光強度の増加が発生する。一方、血漿に含まれるグルコースと測定試薬22とが反応して発色しても、第3所定波長λ3の帯域の光は吸収されにくい。そのため、血漿に第3所定波長λ3(940nm)の照射光が照射された場合、屈折率に起因する受光強度の増加の効果が大きく影響することにより、受光部72で受光される受光強度が増加する。そのため、試料が血漿の場合、第3所定波長λ3により、試料が測定試薬22へ到達したことを検出できる。
 以上の原理から、制御部50は、第3所定波長λ3が基準受光強度と比較して増加したか否かにより、試料が血漿の場合に、試料が測定試薬22へ到達したか否かを判定でき、第4所定波長λ4が基準受光強度と比較して減少したか否かにより、試料が全血の場合に、試料が測定試薬22へ到達したか否かを判定できる。このように本実施形態によれば、試料が全血であっても血漿であっても、試料が測定試薬22へ到達したことを検出できる。また、本実施形態によれば、試料が全血であるか血漿であるかが不明であっても、試料が測定試薬22へ到達したことを検出できる。
 なお、本実施形態では、試料が測定試薬22へ接触したか否かの判定において、基準受光強度と、第3所定波長λ3の移動平均及び第4所定波長λ4の移動平均とを比較している。このように移動平均を用いることにより、試料と測定試薬22との接触ではない何らかの要因で一時的に受光強度が増減した場合に、誤って、試料と測定試薬22とが接触したと判定することを防止しやすくなる。
 なお、ステップS19において、制御部50は、さらに、成分測定チップ2が成分測定装置1から外れたか否かを判定するための閾値を設けてもよい。例えば、成分測定チップ2がチップ装着空間Sから抜き出される場合、成分測定チップ2が挿入される場合と同様に、第1光源67~第5光源68dから射出された照射光が成分測定チップ2を構成する部材により低下し、受光部72に届かなくなる。そのため、制御部50は、例えば、受光強度のADコンバータからの相対出力値が、所定の閾値より小さくなった場合に、成分測定チップ2が成分測定装置1から外れたと判定してよい。なお、相対出力値は、発光部66(第1光源67~第5光源68d)から光を射出しているときのADコンバータからの出力値と、発光部66(第1光源67~第5光源68d)から光を射出していないときのADコンバータからの出力値との差分をいう。このとき、例えばブザー部59からブザー音を出力することにより、エラーが発生したことを報知してよい。また、成分測定チップ2が成分測定装置1から完全に抜き出された場合には、第1光源67~第5光源68dから射出された照射光が直接受光部72に照射され、受光部72における受光強度が大きくなる。そのため、制御部50は、例えば、受光強度のADコンバータからの相対出力値が、所定の閾値より大きくなった場合に、成分測定チップ2が成分測定装置1から外れたと判定してよい。このとき、例えばブザー部59からブザー音を出力することにより、エラーが発生したことを報知してよい。
 制御部50は、受光部72で受光される受光強度と、基準受光強度との差が所定値を超えていないと判定した場合(ステップS19のNo)、ステップS18に移行して、ステップS18及びステップS19を繰り返す。
 制御部50は、受光部72で受光される受光強度と、基準受光強度との差が所定値を超えたと判定した場合(ステップS19のYes)、受光部72で受光される受光強度の初期値を決定する(ステップS20)。初期値(基準値)は、試料が測定試薬22へ到達する前の特定の時刻における、混合物Xにおける照射光の吸光度の実測値であり、すなわち受光部72における受光強度のADコンバータからの出力値である。制御部50は、ステップS19において、受光部72で受光される受光強度と、基準受光強度との差が所定値を超えたと判定した時刻より所定時間前の受光強度の出力値を、初期値として決定することができる。所定時間は適宜設定することができ、例えば0.5秒とすることができる。所定時間が短いほど、試料が測定試薬22へ到達した後の条件(例えば周囲環境)に近い条件における出力値を初期値として設定することができる。例えば、第1光源67~第5光源68dを連続して発光させると、第1光源67~第5光源68dの温度が上昇し、射出される照射光の光量が変化する場合がある。しかしながら、所定時間を短くすることにより、次のステップS21で取得する実測値と、出力値の取得条件を近づけることができる。このように、試料が測定試薬22へ到達したと判定してから、初期値を決定することにより、試料が測定試薬22へ到達する直前の出力値を初期値(リファレンス値)として設定され、実測値を導き出すことができる。
 また、制御部50は、試料が測定試薬22へ到達したと判定すると、被測定成分を測定するための、混合物Xにおける照射光の吸光度の実測値の取得を開始する(ステップS21)。実測値は、図9のフローにおける第1~第5実測値に対応する。このようにして、制御部50は、被測定成分を含む試料が測定試薬22と呈色反応を開始したと判定したときに、実測値の取得を自動的に開始することができる。そのため、成分測定装置1によれば、有用性が向上する。
 制御部50は、ステップS21において実測値の取得を開始してから、所定時間後に、実測値の取得を終了する(ステップS22)。このとき、制御部50は、第1光源67~第5光源68dからの発光を停止してよい。所定時間は、測定試薬22等の性質に応じて適宜定めることができ、例えば9秒間とすることができる。このようにして、制御部50は、成分測定処理にあたって実行する照射光の射出処理を終了する。
 制御部50は、取得した実測値を用いて、本実施形態で説明した成分測定方法を実行することにより、試料中のグルコース濃度を測定可能である。なお、上記実施形態では、試料が全血の場合におけるグルコース濃度の測定方法について説明したが、試料が血漿の場合も、同様の方法でグルコース濃度を測定することができる。
 図15は、第1光源67~第5光源68dから射出された照射光の、受光部72による受光強度を模式的に示す図であり、主として図10のステップS18~ステップS21における、受光部72による受光強度を模式的に示す図である。図15において、横軸は時刻、縦軸は受光強度を示している。
 ステップS17により第1光源67~第5光源68dが連続的に発光されている間、制御部50は、受光部72で受光される受光強度の移動平均を算出する(ステップS18)。制御部50は、ステップS19において、第3の受光強度の判定処理を実行する。制御部50は、第3の受光強度の判定処理において、受光部72で受光される受光強度と、基準受光強度との差が所定値を超えたと判定するまで(図15の時刻tまで)、ステップS18とステップS19とを繰り返す。
 制御部50は、時刻tで、受光部72で受光される受光強度と、基準受光強度との差が所定値を超えたと判定すると(ステップS19のYes)、受光部72で受光される受光強度の初期値を決定する(ステップS20)。例えば、制御部50は、時刻tより0.5秒前の時刻tにおける、受光強度のADコンバータからの出力値を、初期値として決定する。また、制御部50は、時刻tから、実測値の取得を開始する(ステップS21)。制御部50は、所定時間経過後に、実測値の取得を終了する(ステップS22)。
 本発明に係る成分測定装置、成分測定装置セット及び情報処理装置は、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、糖類、ケトン体、尿酸、ホルモン、核酸、抗体、抗原等を被測定成分とすることも可能である。したがって、成分測定装置は、血糖値測定装置に限られるものではない。更に、上述の実施形態では、成分測定チップ2を透過する透過光を受光する受光部72としているが、成分測定チップ2から反射する反射光を受光する受光部としてもよい。
 本発明は、成分測定装置、成分測定装置セット及び情報処理装置に関する。
1:成分測定装置
2:成分測定チップ
10:ハウジング
10a:本体部
10b:チップ装着部
11:表示部
12:取り外しレバー
13:電源ボタン
14:操作ボタン
21:ベース部材
22:測定試薬
23:流路
23a:空隙
24:供給部
25:カバー部材
26:イジェクトピン
50:制御部
51:測光部
52:記憶部
53:温度測定部
54:電源部
55:電池
56:通信部
57:クロック部
58:操作部
59:ブザー部
66:発光部
67:第1光源
68a:第2光源
68b:第3光源
68c:第4光源
68d:第5光源
69a:第1絞り部
69b:第2絞り部
72:受光部
80:ホルダ部材
100:成分測定装置セット
 
 

Claims (7)

  1.  試料中の被測定成分と反応する試薬が配置されている成分測定チップを挿入するためのチップ挿入空間を有し、
     前記成分測定チップが前記チップ挿入空間に挿入された状態で、前記成分測定チップに照射光を射出する発光部と、
     前記成分測定チップを透過又は反射した光を受光する受光部と、
     前記受光部における受光強度の実測値を用いて、前記試料中の被測定成分を測定する制御部と、
    を備える、成分測定装置であって、
     前記制御部は、前記成分測定チップが前記チップ挿入空間に挿入された後の特定の時点における前記受光部における基準受光強度と、前記受光部で受光される受光強度との差が所定値を超えた場合に、前記被測定成分を測定するための実測値の取得を開始する、成分測定装置。
  2.  前記制御部は、前記基準受光強度と、前記受光部で受光される受光強度の移動平均値との差が所定値を超えた場合に、前記被測定成分を測定するための実測値の取得を開始する、請求項1に記載の成分測定装置。
  3.  前記発光部は、少なくとも、
      被測定成分を定量するために、前記試料と前記試薬との混合物に第1所定波長の照射光を射出する第1光源と、
      前記第1光源の照射光によって測定される前記混合物の吸光度の実測値に含まれる、前記被測定成分と前記試薬との反応により生成される呈色成分以外のノイズ量の推定に用いられ、前記試料中に含まれる成分の光散乱による影響が支配的な、第2所定波長の照射光を射出する第2光源と、
      前記ノイズ量の推定に用いられ、前記試料中に含まれる所定の成分の光吸収による吸光度の割合が所定値以上である、第4所定波長の照射光を射出する第4光源と、
    を備える、請求項1又は2に記載の成分測定装置。
  4.  前記試料に由来する成分は赤血球、及び赤血球中に含まれるヘモグロビンである、請求項3に記載の成分測定装置。
  5.  前記制御部は、前記基準受光強度と、前記受光部で受光される受光強度との差が所定値を超えた時点よりも所定時間前の前記受光部で受光される受光強度を、前記被測定成分の測定に用いられる基準値として決定する、請求項1から4のいずれか一項に記載の成分測定装置。
  6.  試料中の被測定成分と反応する試薬が配置されている成分測定チップと、
     前記成分測定チップを挿入するためのチップ挿入空間を有する成分測定装置と、
    を備え、
     前記成分測定装置は、
      前記成分測定チップが前記チップ挿入空間に挿入された状態で、前記成分測定チップに照射光を射出する発光部と、
      前記成分測定チップを透過又は反射した光を受光する受光部と、
      前記受光部における受光強度の実測値を用いて、前記試料中の被測定成分を測定する制御部と、
      を備え、
     前記制御部は、前記成分測定チップが前記チップ挿入空間に挿入された後の特定の時点における前記受光部における基準受光強度と、前記受光部で受光される受光強度との差が所定値を超えた場合に、前記被測定成分を測定するための前記照射光の吸光度の実測値の取得を開始する、
    成分測定装置セット。
  7.  試料中の被測定成分と反応する試薬が配置されている成分測定チップを挿入するためのチップ挿入空間を有し、前記成分測定チップが前記チップ挿入空間に挿入された状態で前記成分測定チップに照射光を射出する発光部と、前記成分測定チップを透過又は反射した光を受光する受光部と、前記受光部における受光強度の実測値を用いて、前記試料中の被測定成分を測定する制御部と、を備える、成分測定装置により実行される情報処理方法であって、
     前記成分測定チップが前記チップ挿入空間に挿入された後の特定の時点における前記受光部における基準受光強度と、前記受光部で受光される受光強度との差が所定値を超えた場合に、前記被測定成分を測定するための実測値の取得を開始するステップ、
    を含む、情報処理方法。
     
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