JP4785611B2 - 血液試料中の特定成分の濃度測定方法および装置 - Google Patents

Description

本発明は、血液試料に含まれる特定成分（たとえばグルコース、コレステロールあるいは乳酸）の濃度を、血液試料のヘマトクリット値の影響を抑制しつつ測定する技術に関する。

血液中におけるグルコース濃度など生体情報を知ることは、種々の疾患の発見・治療に重要である。血液中の生体情報を得る方法としては、バイオセンサなどの分析用具を用いる方法がある。この方法は、分析用具に設けられた反応試薬層に血液試料を供給して試薬と反応させ、そのときの反応生成物に基づいて血液試料における特定成分の濃度に応じた情報を、光学的手法あるいは電気化学的手法を利用して検出するものである。このような方法においては、血液試料として血球を含む全血などを用いる場合には、測定結果がヘマトクリット値（全血液に対して赤血球が占める容積比率（％））による影響を受けるため、正確な測定は困難である。そのため、ヘマトクリット値の影響量を把握した上で、この影響量に基づいて測定結果を補正する方法が提案されている。

その一例として、光学的手法を利用した濃度測定において、ヘマトクリット値を赤血球の色素の赤色濃度に相関させて把握する方法がある（たとえば特許文献１参照）。この方法では、５００〜５９０ｎｍの波長範囲で赤色濃度を測定する一方で、ヘマトクリット値と赤色濃度との関係を示す検量線からヘマトクリット値が決定される。

光学的手法を利用した濃度測定における他の例としては、約７００ｎｍの波長の光を用いて赤血球に基づくバックグラウンド吸収を補正する方法もある（たとえば特許文献２参照）。

一方、電気化学的手法を利用した濃度測定においては、高周波にてインピーダンスを測定することでヘマトクリット値を算出した上で補正を行なう方法がある（たとえば特許文献３参照）

しかしながら、赤色濃度によりヘマトクリット値を算出する方法では、赤色濃度が赤血球の酸化・還元状態の影響を受けるためにヘマトクリット値を正確に測定するのは困難である。すなわち、検量線は一義的に定められた条件（酸化・還元状態）において決定されたものであるのに対して、実際の赤血球の酸化・還元状態は測定に供される血液試料毎に異なるものである。そのため、検量線を用いて赤色濃度からヘマトクリット値を算出する方法では、ヘマトクリット値を正確に測定できず、ヘマトクリット値に起因する測定誤差を適切に補正するのは困難である。

また、約７００ｎｍの波長の光を用いてバックグラウンド吸収を補正する方法では、赤血球の吸収ピーク（５００〜５９０ｎｍ）から大きく離れた波長の光を用いてヘマトクリット値の影響を把握するものである。そのため、測定されるバックグラウンド吸収は、赤血球での吸収のみならず、他の成分での吸収を含むものであり、赤血球の影響を特異的に把握することができない。その結果、赤色濃度を測定する場合と同様に、ヘマトクリット値に起因する測定誤差を適切に補正するのは困難である。

一方、インピーダンスを測定する方法は、分析用具に対してインピーダンスを測定可能な電極を設ける必要があるために、光学的手法を利用した濃度測定に適用するのが困難である。

特開２０００−２６２２９８号公報 特公平８−２０３６４号公報 特開２００４−１６３４１１号公報

本発明は、血液試料に含まれる赤血球に起因する測定誤差を適切に補正することができるようにすることを課題としている。

本発明の第１の側面においては、血液試料を移動させるための流路を有する分析用具を用いて血液試料中の特定成分を測定する方法であって、ヘマトクリット値に相関させたヘマトクリット情報を取得する第１ステップと、上記ヘマトクリット情報を反映させて、血液試料の特定成分の濃度を演算する第２ステップと、を含む濃度測定方法において、上記第１ステップでは、血液試料が上記流路を移動するときの光吸光量の変化に基づいて、上記流路に設定された測光エリアにおける血液試料の移動方向の上流側の領域での第１光吸光量の変化と、上記測光エリアにおける上記移動方向の下流側の領域での第２光吸光量の変化との、同一または略同一サンプリングタイムにおける差分値を、複数のサンプリングタイムについて積算した積算値として、上記ヘマトクリット情報を得ることを特徴とする、血液試料中の特定成分の濃度測定方法が提供される。

第１ステップではさらに、血液試料が上記流路を移動するときの光吸光量において、光吸光量が変化しはじめてから光吸光量の変化率が０になるまでの時間に基づいて、あるいは光吸光量の変化率の最大値（絶対値基準）に基づいて、ヘマトクリット情報を得ることができる。

第２ステップでは、たとえば測光エリアに光を照射したときに分析用具から進行してくる光に基づいて上記特定成分の補正前濃度を演算する一方で、第１ステップにおいて得られる積算値に基づいて補正量を演算し、上記補正前濃度を上記補正量によって補正して最終濃度が決定される。

血液試料が上記流路を移動するときの光吸光量を検出する測光機構としては、たとえば５００〜５９０ｎｍの波長範囲にピーク波長を有する光を出射可能なものが使用される。

本発明の第２の側面においては、血液試料を移動させるための流路を有する分析用具を用いて血液試料中の特定成分を測定する濃度測定装置であって、血液試料が上記流路に設定された測光エリアを移動するときの光吸光量を検出する測光機構と、上記流路に設定された測光エリアにおける血液試料の移動方向の上流側の領域での第１光吸光量の変化と、上記測光エリアにおける上記移動方向の下流側の領域での第２光吸光量の変化との、同一または略同一サンプリングタイムにおける差分値を、複数のサンプリングタイムについて積算した積算値として、ヘマトクリット情報を得る手段と、上記ヘマトクリット情報を反映させて、血液試料中の特定成分の濃度を演算する演算手段と、を備えることを特徴とする、血液試料中の特定成分の濃度測定装置が提供される。
上記演算手段は、上記測光エリアに光を照射したときに上記分析用具から進行してくる光に基づいて上記特定成分の補正前濃度を演算する一方で、上記積算値に基づいて補正量を演算し、上記補正前濃度を上記補正量によって補正して最終濃度を決定することができる。

上記ヘマトクリット情報を得る手段は、血液試料が上記流路を移動するときの光吸光量において、光吸光量が変化しはじめてから光吸光量の変化率が０になるまでの時間に基づいて、あるいは光吸光量の変化率の最大値（絶対値基準）に基づいて、ヘマトクリット情報を得てもよい。

本発明の第３の側面においては、血液試料を移動させるための流路を有する分析用具を用いて血液試料中の特定成分を測定する濃度測定装置は、ヘマトクリット値に相関させたヘマトクリット情報を光学的手法により取得するための測光機構と、上記ヘマトクリット情報を反映させて、血液試料中の特定成分の濃度を演算する演算手段と、を含む濃度測定装置において、測光機構は、たとえば測光エリアにおける血液試料の移動方向の上流側および下流側の領域に光を照射するための第１および第２検知用発光素子と、上記血液試料中の特定成分の濃度を反映した濃度情報を得るために利用される１以上の濃度演算用発光素子と、を備え、上記上流側の領域および下流側の領域での光吸光量を区別して検出し、上記１以上の濃度演算用発光素子は、上記第１および第２検知用発光素子の間に位置するように配置されているとともに、上記第１および第２検知用発光素子とともにパッケージ化される。第１および第２検知用発光素子は、たとえば上記移動方向に並んで配置される。測光機構はさらに、第１および第２検知用発光素子からの光を分析用具に照射したときに測光エリアを透過した光を受光するための受光装置と、第１検知用発光素子から出射されて測光エリアにおける上記移動方向の上流側の領域を透過した光を選択的に受光させる一方で、第２検知用発光素子から出射されて測光エリアにおける上記移動方向の下流側の領域を透過した光を選択的に受光させるためのアパチャと、を備えたものとすることもできる。

アパチャは、たとえば分析用具から進行してくる光を透過させるための開口部を有するものとされ、開口部は、平面視において、第１および第２検知用発光素子の中間に位置させられる。

第１および第２検知用発光素子としては、５００〜５９０ｎｍの波長範囲にピーク波長を有する光を出射可能なものが使用される。

以下、本発明に係る濃度測定装置および測定方法ついて、図面を参照して具体的に説明する。

図１に示した濃度測定装置１は、比色センサ２を用いて、全血などの血液試料中の特定成分（たとえばグルコース、コレステロールあるいは乳酸）の濃度を測定するように構成されたものである。

比色センサ２は、０．１〜３μＬ程度の微量な血液試料を用いて光学的手法により血液試料の分析を行えるように構成されたものであり、使い捨てとして構成されている。図２および図３に示したように、比色センサ２は、全体として板状の形態を呈しており、長矩形の第１および第２板材２１，２２を、一対のスペーサ２３を介して接合した形態を有している。

この比色センサ２は、血液を保持するためのキャピラリ２４を有している。キャピラリ２４は、毛細管力により血液を吸引可能なものであり、各要素２１〜２３により規定されている。このキャピラリ２４は、キャピラリ２４の内部に血液を導入するための開口２５、およびキャピラリ２４の内部の空気を排出するための開口２６を介して外部と連通している。このようなキャピラリ２４では、開口２５を介して供給される血液が、キャピラリ２４の内部において生じる毛細管力により吸引され、開口２６に向けて移動させられる。

第１板材２１は、たとえばPET、PMMA、ビニロンにより透明に形成されたものであり、その表面には試薬部２７が設けられている。試薬部２７は、キャピラリ２４の内部に配置されるものであり、発色剤を含んだものとして構成される。試薬部２７は、たとえば血液試料に対して溶解しやすい固体状に形成される。このような試薬部２７では、キャピラリ２４に血液試料を導入したときに、血液試料により試薬部２７が溶解させられてキャピラリ２４の内部に血液および発色剤を含む液相反応系が構築される。もちろん、試薬部２７は、架橋ゲルなどを用いて発色剤を第１板材２１に固定化した構成であってもよい。

発色剤としては、公知の種々のものを用いることができるが、電子授受により発色したときの吸収波長が、血液試料（赤血球）の吸収波長からずれたものを用いるのが好ましい。このような発色剤としては、たとえばWST−4(2-Benzothiazoyl-3-[4-carboxy-2-methoxyphenyl]-5-[4-(2-sulfoethylcarbamoyl)-phenyl]-2H-tetrazolium)あるいはMTT(3-(4,5-Dimethyl-2-thiazolyl)-2,5-diphenyl-2H-tetrazolium
bromide)を用いることができる。

試薬部２７はさらに、電子伝達物質あるいは酸化還元酵素を含んだものとして構成してもよい。そうすれば、血液試料中の特定成分と発色剤との間の電子授受をより速く行うことができるようになるため、測定時間を短くすることが可能となる。電子伝達物質および酸化還元酵素は、試薬部２７とは分離して設けても良い。

第２板材２２は、たとえばPET、PMMA、ビニロンにより透明に形成されたものであり、その表面にはマスク２８が設けられている。このマスク２８は、比色センサ２に対してノイズ光が入射するのを制限するとともに、後述する測光機構３における発光素子４０，４１，４２，４３から出射された光が比色センサ２の内部に入射するのを許容するためのものであり、スリット２９を有している。スリット２９は、試薬部２７の直上において、キャピラリ２４に沿って延びるように形成されている。このようなマスク２９は、たとえば黒色顔料を含んだペースト材料を用いたスクリーン印刷などの公知の成膜手法により形成することができる。

図３に示したように、濃度測定装置１は、血液中の特定成分の濃度に相関する情報およびヘマトクリット値に相関する情報を光学的手法により得るための測光機構３を備えている。この測光機構３は、透過型として構成されたものであり、発光装置４、出射用アパチャ５、受光装置６および受光用アパチャ７を備えている。

発光装置４は、比色センサ２に光を照射するためのものであり、濃度測定装置１に比色センサ２を装着した状態において、比色センサ２の試薬部２７の直上に位置するように配置されている。この発光装置４は、比色センサ２のキャピラリ２４における血液の移動方向Ｄ１，Ｄ２に並ぶように配線基板４４に実装した４つの発光素子４０，４１，４２，４３を、透光性樹脂４５により封止したものである。なお、発光装置４においては、透光性樹脂４５を省略してもよい。

４つの発光素子４０〜４３は、補正用発光素子４０，４１および測定用発光素子４２，４３を含んでおり、配線基板４４にパターン形成された配線によって個別に駆動（点灯・消灯）が可能なように構成されている。

補正用発光素子４０，４１は、血液のヘマトクリット値に相関する情報得るために利用されるものであり、Ｄ１，Ｄ２方向（キャピラリ２４での血液の移動方向）に一定距離だけ離間して配置されている。補正用発光素子４０，４１としては、たとえばＬＥＤが使用されるが、血液（赤血球）における吸収の高い波長範囲（５００〜５９０ｎｍ）にピーク波長を有する光を出射可能なものを使用するのが好ましい。補正用発光素子４０，４１として赤血球での吸収の光を出射可能なものを使用すれば、ヘマトクリット値に相関する情報を得る際に、赤血球以外の成分での吸収の影響を少なくできる。そのため、赤血球の影響を特異的に把握することが可能となり、ヘマトクリット値に起因する測定誤差を適切に補正することができる。

一方、測定用発光素子４２，４３は、血液における特定成分の濃度に相関する情報を得るために利用されるものである。より具体的には、測定用発光素子４２は測定用の光を出射するものであり、測定用発光素子４３は参照用の光を出射するためのものである。測定用発光素子４２としては、たとえば６００〜７００ｎｍの波長範囲にピーク波長を有する光を出射可能なＬＥＤが使用される。その一方で、測定用発光素子４３としては、たとえば８００〜９５０ｎｍの波長範囲にピーク波長を有する光、好ましくは８００〜９１０ｎｍの波長範囲にピーク波長を有する光を出射可能なＬＥＤが使用される。

図３および図４（ａ）に示したように、出射用アパチャ５は、比色センサ２へ照射すべき光を規定するためのものであり、濃度測定装置１に比色センサ２を装着した状態において、発光装置４と比色センサ２との間に位置するように配置されている。この出射用アパシチャ５は、開口部５０を有するとともに、たとえば樹脂などにより全体が黒色に形成されている。開口部５０は、長円形の平面視形状を有しており、各発光素子４０〜４３において出射された光を開口部５０において透過させることにより比色センサ２に対する光の照射状態を制限するように構成されている。

図３に示したように、受光装置６は、比色センサ２を透過した光を受光するためのものであり、発光装置４に対向し、かつ濃度測定装置１に比色センサ２を装着した状態において、比色センサ２の試薬部２７の直下に位置するように配置されている。この受光装置６は、エリアセンサとして機能するフォトダイオード６０を有している。

図３および図４（ｂ）に示したように、受光用アパチャ７は、フォトダイオード６０へ入射させるべき光を規定するためのものであり、濃度測定装置１に比色センサ２を装着した状態において、比色センサ２と受光装置６との間に位置するように配置されている。この出射用アパチャ７は、開口部７０を有するとともに、たとえば樹脂などにより全体が黒色に形成されている。開口部７０は、平面視において、円形であるとともに補正用発光素子４０，４１の中間に位置している。すなわち、補正用発光素子４０，４１は、開口部７０に対して、オフセットしている。

図３、図４（ａ）および図４（ｂ）に示したように、測光機構３では、平面視において補正用発光素子４０，４１が受光用アパチャ７の開口部７０に対してＤ１，Ｄ２方向にオフセットしている。そのため、補正用発光素子４０から出射された光と補正用発光素子４１から出射された光とでは、比色センサ２における異なった領域を透過した光がフォトダイオード６０において受光される。より具体的には、補正用発光素子４０が開口部７０に対して相対的にＤ２方向（キャピラリ２４における血液の移動方向の上流側）に位置することから、フォトダイオード６０においては、補正用発光素子４０から出射された光については測光エリア２０におけるＤ１方向（上流側）に位置する上流側領域２０Ａを透過した光が受光される。その一方で、補正用発光素子４１が開口部７０に対して相対的にＤ２方向（キャピラリ２４における血液の移動方向の下流側）に位置することから、フォトダイオード６０においては、補正用発光素子４１から出射された光については測光エリア２０における相対的にＤ２方向（下流側）に位置する下流側領域２０Ｂを透過した光が受光される。

そのため、キャピラリ２４に血液を導入した場合には、血液の移動過程において、補正用発光素子４０から出射されてフォトダイオード６０で受光される光の光量のタイムコースと、下流側に配置された補正用発光素子４１から出射されてフォトダイオード６０で受光される光の光量のタイムコースとは、以下に説明するように異なった挙動を示すこととなる。

図５、図６（ａ）および図６（ｂ）に示したように、血液ＢＬがＤ２方向に移動する過程においては、血液ＢＬが測光エリア２０の上流側領域２０Ａに到達する前は、補正用発光素子４０，４１から出射された光は、血液ＢＬにより吸収されることがないため、フォトダイオード６０においては、補正用発光素子４０および補正用発光素子４１から出射された光についての受光量（比色センサ２（測光エリア２０）の透過光量）は略一定となる。

図５、図７（ａ）および図７（ｂ）に示したように、血液ＢＬが上流側領域２０Ａに到達した以降は、血液ＢＬにより補正用発光素子４０から出射された光が吸収される。その一方で、上流側領域２０Ａにおける血液ＢＬが占める割合は、図７（ｂ）および図８（ｂ）に示したように血液ＢＬがＤ２方向に移動することより大きくなる。そのため、フォトダイオード６０においては、補正用発光素子４０から出射された光についての受光量（透過光量）は、図５に示したように血液ＢＬのＤ２方向への移動とともに小さくなる。これに対して、補正用発光素子４１から出射された光は、血液ＢＬが下流側領域２０Ｂに到達するまでは血液により吸収されることがないため、フォトダイオード６０においては、補正用発光素子４１から出射された光についての受光量は変化することなく一定となる。

図５、図８（ａ）および図８（ｂ）に示したように、血液ＢＬが下流側領域２０Ｂに到達した以降は、血液ＢＬにより補正用発光素子４１から出射された光が吸収される。その一方で、下流側領域２０Ｂにおける血液ＢＬが占める割合は、図８（ｂ）および図９（ｂ）に示したように血液ＢＬのＤ２方向への移動のより大きくなる。そのため、フォトダイオード６０においては、図５に示したように補正用発光素子４１から出射された光についての受光量（透過光量）は、血液ＢＬの進行とともに小さくなる。

図５、図９（ａ）および図９（ｂ）に示したように、血液ＢＬが上流側領域２０Ａを超えた場合には、補正用発光素子４０から出射された光は、血液ＢＬが上流側領域２０Ａの全ての領域を占めることとなる。そのため、フォトダイオード６０においては、補正用発光素子４０から出射された光についての受光量は一定となる。血液ＢＬが上流側領域２０Ａに達した時点では、血液ＢＬが上流側領域２０Ｂの全ての領域を占めていないので、フォトダイオード６０においては、補正用発光素子４１から出射された光についての受光量は引き続き小さくなる。

図５、図１０（ａ）および図１０（ｂ）に示したように、血液ＢＬが下流側領域２０Ａを超えた場合には、下流側領域２０Ｂの全ての領域を血液ＢＬが占めることとなる。そのため、フォトダイオード６０においては、補正用発光素子４１から出射された光についての受光量は一定となる。

以上の説明から分かるように、キャピラリ２４に血液ＢＬを導入した場合には、血液ＢＬの移動過程において、図５に示したように、補正用発光素子４０から出射されてフォトダイオード６０で受光される光の透過光量のタイムコースと、補正用発光素子４１から出射されてフォトダイオード６０で受光される光の透過光量のタイムコースとは、フォトダイオード６０での受光量が小さくなり始める時間（０，ｔ１）と、フォトダイオード６０での受光量が略一定値に収束する時間（ｔ２、ｔ３）が異なったものとなる。

ここで、補正用発光素子４０と補正用発光素子４１との間におけるフォトダイオード６０での受光量（透過光量）が小さくなり始める時点（０，ｔ１）、あるいは補正用発光素子４０と補正用発光素子４１との間におけるフォトダイオード６０での受光量（透過光量）が略一定値に収束する時点（ｔ２、ｔ３）は、血液ＢＬの移動速度に依存する。また、受光量が小さくなり始めてから（０，ｔ１）、略一定値に収束するまでの時間（ｔ２，ｔ３−ｔ１）もまた、血液の移動速度に依存する。その一方で、血液の移動速度は、血液の粘性の影響を受けるものであるとともに、血液の粘性はヘマトクリット値（Ｈｃｔ）の影響を受けるものである。そのため、補正用発光素子４０と補正用発光素子４１との間におけるフォトダイオード６０での受光量の小さくなる受光量が小さくなり始める時点（０，ｔ１）、あるいは補正用発光素子４０と補正用発光素子４１との間におけるフォトダイオード６０での受光量が略一定値に収束する時間（ｔ２、ｔ３―ｔ１）は、血液のＨｃｔを反映したものとなる。そのため、先のパラメータを利用することにより、血液のＨｃｔが血液の特定成分の測定に与える影響量を把握できるようになり、Ｈｃｔの影響を低減するための補正を行なうことが可能となる。また、先のパラメータばかりでなく、先のパラメータと相関関係のあるパラメータ、たとえば同一時間における補正用発光素子４０と補正用発光素子４１との間におけるフォトダイオード６０での受光量の差Δ、この差Δの積算値（２つのタイムコースで囲まれる領域の面積）、あるいは吸光度の変化率（タイムコースの傾き）を利用して、血液のＨｃｔが血液の特定成分の測定に与える影響を把握することも可能である。

また、測光機構３では、発光装置４として補正用および測定用発光素子４０〜４３がパッケージ化されたものを用いており、極めて簡易な構成によりヘマトクリット値に影響を把握することができるばかりか、１つの発光装置４（測光機構３）により、ヘマトクリット値に相関する情報と特定成分の濃度に相関する情報とを得ることができる。

図６に示したように、濃度測定装置１は、測光機構３の他に、制御部１０および演算部１１をさらに備えている。

制御部１０は、補正用および測定用発光素子４０〜４３の点灯・消灯あるいは演算部１１の動作を初めとする各種の動作を制御するものである。

演算部１１は、フォトダイオード６０での受光量に基づいて、Ｈｃｔの影響を考慮しつつ血液中の特定成分の濃度を演算するものである。この演算部１１では、補正用発光素子４０,４１からの光を比色センサ２に照射したときに得られる受光量のタイムコースに基づいてＨｃｔの影響量（補正量）を演算する一方で、この補正量を勘案しつつ、測定用発光素子４２,４３からの光を比色センサ２に照射したときに得られる受光量に基づいて特定成分の濃度が演算される。演算部１１はまた、必要に応じて、Ｌｏｔ補正および温度補正に関する演算を行なうように構成される。

次に、濃度測定装置１の動作の一例について説明する。

濃度測定を行なう場合には、まず濃度測定装置１に比色センサ２を装着し、比色センサ２の開口２５を介して、キャピラリ２４の内部に血液を供給する。このとき、キャピラリ２４において生じる毛細管力により、血液ＢＬがキャピラリ２４の内部を進行する。血液ＢＬの進行過程においては、血液ＢＬにより試薬部２７が溶解させられ、キャピラリ２４の内部に液相反応系が構築される。血液ＢＬの進行は、血液ＢＬが開口２６に到達したときに停止する。

液相反応系においては、グルコースなどの特定成分から取り出された電子が発色剤に供給されて発色剤が発色し、液相反応系が着色される。試薬部２７において酸化還元酵素および電子伝達物質が含まれている場合には、酸化還元酵素が血液中のグルコースと特異的に反応してグルコースから電子が取り出され、その電子が電子伝達物質に供給された後に発色剤に供給される。したがって、発色剤の発色の程度(液相反応系の着色の程度)は、特定成分から取り出された電子の量、すなわち特定成分の濃度に相関している。

一方、濃度測定装置１においては、測光機構３により比色センサ２の測光エリア２０における透過光量の変化が検出される。より具体的には、制御部１０により、補正用発光素子４０，４１の点灯・消灯を、それらの補正用発光素子４０，４１の相互で、タイミングをずらして繰り返し行なう。補正用発光素子４０，４１の点灯・消灯のサイクルは、たとえば０．００５〜０．５ｓｅｃとされる。

その一方で、受光装置６では、補正用発光素子４０，４１から出射された光のうち、測光エリア２０を透過するとともに、受光用アパチャ５の開口部５０を通過した光を、時間をずらせて交互に受光される。すなわち、受光装置６では、測光エリア２０の上流側領域２０Ａを透過した光と、測光エリア２０の下流側領域２０Ｂを透過した光と、が交互に受光される。図５に示したように、受光装置６での受光量（透過光量）は、比色センサ２のキャピラリ２４を血液が移動するにしたがって、先に測光エリア２０の上流側領域２０Ａでの透過光量が小さくなり、次いで測光エリア２０の下流側領域２０Ｂでの透過光量が小さくなる。その一方で、透過光量は、先に測光エリア２０の上流側領域２０Ａ透過した光が一定値に収束し、次いで測光エリア２０の下流側領域２０Ｂでの透過した光が一定値に収束する。

一方、演算部１１では、測光エリア２０の上流側領域２０Ａを透過した光の量と、測光エリア２０の下流側領域２０Ｂを透過した光の量をそれぞれ区別し、複数のサンプリングタイムにおいて把握する。そして、演算部１１においては、測光エリア２０の下流側領域２０Ｂを透過した光の量が一定値に収束した場合には、測光エリア２０に血液ＢＬが供給されたことを認識し、上流側領域２０Ａを透過した光の量（吸光度）と下流側領域２０Ｂを透過した光の量（吸光度）に基づいてヘマトクリット値に関するヘマトクリット情報を取得する。

このヘマトクリット情報は、同一または略同一サンプリングタイムにおける上流側領域２０Ａを透過した光の量（吸光度）と下流側領域２０Ａを透過した光の量（吸光度）の差分値Δを、複数のサンプリングタイムについて積算した積算値として取得する。

もちろん、ヘマトクリット情報は、差分値Δの積算値以外として得ることもできる。たとえば、ヘマトクリット情報は、上流側領域２０Ａでの透過光量（吸光度）のタイムコースと下流側領域２０Ａでの透過光量（吸光度）のタイムコースとの時間的ずれ量（ｔ１、ｔ３−ｔ２、あるいは{ｔ１＋（ｔ３−ｔ２）}／２）、透過光量（吸光度）の変化率（タイムコースの傾き）などにより取得することができる。

演算部１１においてはさらに、積算値などのヘマトクリット情報に基づいて、後において行われる濃度演算に必要な補正量を決定する。補正量は、積算値などのヘマトクリット情報と補正値との関係を示す補正用検量線に基づいて決定される。

このように、濃度測定装置１では、ヘマトクリット情報は血液ＢＬが比色センサ２の測光エリア２０を移動するときの透過光量の変化に基づいて得られる。すなわち、ヘマトクリット情報は、赤血球濃度に依存する移動速度（粘性）を光学的に検出ことにより得られる。このような方法では、ヘマトクリット情報は、赤血球の酸化・還元状態に影響をさほど受けることなく、赤血球濃度を適切に反映したものとして得ることができる。その結果、個々の血液試料ごとに適切にＨｃｔ（またはそれに相関する情報）を検出することができるようになり、Ｈｃｔの影響を適切に補正してより測定精度を向上させることが可能となる。

また、ヘマトクリット情報を、測光エリア２０における上流側および下流側領域２０Ａ，２０Ｂでの透過光量の変化に基づいて取得するようにすれば、一箇所のみにより透過光量の変化を測定する場合に比べて、より適切にＨｃｔに関する情報を得ることができる。すなわち、複数個所により透過光量の変化を測定するようにすれば、個々の比色センサ２の感度のバラツキなどといった比色センサ２の特性に起因する検出誤差の影響を低減することが可能となる。

次いで、制御部１０は、測光エリア２０の下流側領域２０Ｂを透過した光の量が一定値に収束してから一定時間経過後に、測定用発光装置４の発光素子４２，４３を順次点灯させる。このとき、受光装置６では、比色センサ２を透過した光が受光される。

一方、演算部１１においては、受光装置６での受光量（透過光量あるいは吸光度）に相関させた信号に基づいて、血液中のグルコースなどの特定成分の濃度を一次的に演算する。この演算は、予め定められた透過光量（吸光度）と特定成分の濃度との関係とを示す濃度演算用検量線に基づいて行なわれる。演算部１１ではさらに、先に得られた補正量により一次的な演算値に補正して、最終的な濃度を決定する。この最終的な演算結果は、濃度測定装置１のディスプレイ１２に表示される。

もちろん、ヘマトクリット情報に基づいて、補正量を透過光量（吸光度）として取得してする一方で、実測された透過光量（吸光度）を先に補正し、補正後の透過光量（吸光度）を濃度演算用検量線に当てはめて濃度演算を行なってもよく、また、Ｈｃｔに応じた複数の濃度演算用検量線を準備し、得られるヘマトクリット情報から、最適な濃度演算用検量線を選択して濃度演算を行なうようにしてもよい。

本発明は、先に説明した実施の形態には限定されない。たとえば、Ｈｃｔの影響は、比色センサにおける測光エリアの１箇所での透過光量の変化を検出することにより把握することもできる。すなわち、測光エリアでの透過光量の変化の微分曲線は、たとえば図１２に示したようにピークを有するものとなるため、ピークの高さＰ（透過光量の変化率の最大値（絶対値基準））あるいは透過光量が変化する時間範囲Ｔに基づいて、Ｈｃｔの影響量を検出するようにしてもよい。この場合には、発光装置４における検出用発光素子の数は、少なくとも１つあればよく、１つの検出用発光素子を使用して透過光量の変化率の最大値あるいは透過光量が変化する時間範囲Ｔを取得することができる。また、複数（たとえば２つの検出用発光素子４０，４１）の検出用発光素子を使用して上記ピークの高さＰあるいは上記時間範囲Ｔを取得するようにしてもよく、この場合には、上記ピークの高さＰあるいは上記時間範囲Ｔは、たとえば複数の検出用発光素子のそれぞれによって得られる値の平均値として算出してもよい。

また、測光機構３は、必ずしも比色センサ２を透過した光に基づいてヘマトクリット情報を検出するように構成する必要はなく、比色センサ２などの分析用具において反射した光に基づいてヘマトクリット情報を検出できるようにしてもよい。さらに、ヘマトクリット情報の検出は、必ずしも試薬部２７が設けられた領域において行なう必要はなく、試薬部２７からずれた領域において行なってもよい。また、測光機構３の受光装置６において、補正用発光素子４０のための受光素子と補正用発光素子４１のための受光素子とを個別に設けてもよく、また発光装置における補正用発光素子を３個以上設けてもよい。

本発明はまた、比色センサを用いて光学的手法により濃度測定を行なう場合に限らず、電気化学的手法により濃度測定を行なう場合にも適用することが可能となる。この場合、測光機構における濃度測定用の発光素子は省略される。

本実施例では、先に説明した濃度測定装置１および比色センサ２を用いて、Ｈｃｔの異なる３種類（Ｈｃｔ２５％、Ｈｃｔ４０％、Ｈｃｔ５５％）の試料を使用したときの透過光量の経時的変化を検討した。透過光量の測定は、グルコース濃度を２００ｍｇ／ｄｌに調整した試料を下記表１に示す構成の比色センサ２に供給したときの吸光度を、０．０３３ｓｅｃ毎に測定することにより行なった。また、補正用発光素子４０，４１としては、中心波長が５７０ｎｍであるＬＥＤをＤ１，Ｄ２方向に１．６ｍｍ離間させて配置したものを用い、受光用アパチャ５の開口部５０は直径が２．０ｍｍの円形に形成した。吸光度の測定結果については、図１３（ａ）〜図１３（ｃ）に示した。これらの図においては、横軸を時間（秒）であり、縦軸は０秒値（上流側領域２０Ａに血液が到達した時点）に対する相対値である。

図１３（ａ）〜図１３（ｃ）からは、Ｈｃｔが大きくなるほど透過光量の変化率が小さく、吸光度が低下しはじめてから略一定値に収束するまでの時間が長くなっており、上流側の発光素子（補正用発光素子４０）でのタイムコースを示す曲線と下流側の発光素子（補正用発光素子４１）でのタイムコースを示す曲線とによって囲まれる領域の面積が大きくなっている。そのため、たとえば透過光量が低下しはじめてから略一定値に収束するまでの時間、透過光量の変化率あるいは２つのタイムコースが示す曲線によって囲まれる領域の面積とＨｃｔとを相関させることにより、Ｈｃｔが測定結果に与える影響を低減することが可能となる。

本実施例では、実施例１と同様な手法により得られる透過光量の測定結果（タイムコース）に基づいて、２つのタイムコースによって囲まれる領域の面積とＨｃｔとの関係を評価した。面積は、同一時間での補正用発光素子４０からの光の透過光量（相対値）と補正用発光素子４１からの光の透過光量（相対値）の差分を、０．０３３ｓｅｃ毎に演算し、それらを積算した積算値として評価した。その結果については、図１４に示した。この図においては、横軸はＨｃｔ、縦軸は積算値であり、５回の測定結果を示してある。

図１４から分かるように、Ｈｃｔが大きくなるほど、積算値が大きくなっており、積算値がＨｃｔを相関関係があることが分かる。この相関関係は、最少二乗法により、下記数式１として近似することができるため、積算値を演算することによりＨｃｔを把握できるとともに、Ｈｃｔが測定結果に与える影響の程度を把握することができることがわかる。

本実施例では、実施例２で得られた相関関係（数式１）に基づいてＨｃｔの影響を低減した結果が得られる否かを検討した。この検討においては、試料として、グルコース濃度およびＨｃｔの異なる９種類のもの（グルコース濃度については６０ｍｇ／ｄｌ、２００ｍｇ／ｄｌおよび４００ｍｇ／ｄｌの３種類、Ｈｃｔについては２５％、４０％および５５％の３種類）を用いた。測定用発光素子としては、中心波長が６６０ｎｍであるＬＥＤを用いた。透過光量の測定は、同一の試料につき、５回行い、その平均値として図１５（ａ）に示した。図１５（ａ）においては、縦軸をＨｃｔ、横軸をＨｃｔ４０％のときの透過光量を基準としたときのバイアスとして示した。

一方、実施例２で得られた関係式に基づいて、透過光量を補正した場合について検討した。より具体的には、まず、９種類の試料のそれぞれについて積算値を演算し、その積算値を上記数式１に当てはめることによりＨｃｔを演算した。次いで、上記数式１より得られたＨｃｔを、予め設定した下記表２の補正テーブルにしたがって線形補間によって補正量を演算し、その補正量により測定値を補正した。補正後の吸光度の値については、５回の測定の平均値として図１５（ｂ）に示した。

図１５（ａ）および図１５（ｂ）を比較すれば分かるように、補正前においてはバイアスがかなり大きくなっているのに対して、補正後においてはバイアスが著しく小さくなっている。この結果から、積算値を利用してＨｃｔについての補正を行なった場合には、Ｈｃｔの影響が適切に低減された測定結果が得られることが分かる。

本発明に係る濃度測定装置の一例を示す全体斜視図である。 図１に示した濃度測定装置で使用する比色センサの一例を示す一部を分解して示した斜視図である。 図１のIII−III線に沿う断面図である。 図１に示した濃度測定装置の要部を示す平面図である。 図１に示した濃度測定装置において測定される受光量の一例を示すグラフである。 （ａ）は図１に示した濃度測定装置の動作を説明するための図３に相当する断面図であり、（ｂ）は図４（ｂ）に相当する平面図である。 （ａ）は図１に示した濃度測定装置の動作を説明するための図３に相当する断面図であり、（ｂ）は図４（ｂ）に相当する平面図である。 （ａ）は図１に示した濃度測定装置の動作を説明するための図３に相当する断面図であり、（ｂ）は図４（ｂ）に相当する平面図である。 （ａ）は図１に示した濃度測定装置の動作を説明するための図３に相当する断面図であり、（ｂ）は図４（ｂ）に相当する平面図である。 （ａ）は図１に示した濃度測定装置の動作を説明するための図３に相当する断面図であり、（ｂ）は図４（ｂ）に相当する平面図である。 図１に示した濃度測定装置のブロック図である。 本発明に係る濃度測定方法の他の例を説明するための受光量の微分値のタイムコースを示すグラフである。 実施例１における受光量の測定結果をグラフであり、（ａ）はＨｃｔ２５％、（ｂ）はＨｃｔ４０％、（ｃ）はＨｃｔ５５％がときのものをそれぞれ示している。 実施例２におけるＨｃｔと差分値の積算値との関係を示すグラフである。 実施例３の結果を示すものであり、（ａ）は補正前におけるＨｃｔ４０％を基準としたときの受光量のバイアスを示すグラフであり、（ｂ）は補正後におけるＨｃｔ４０％を基準としたときの受光量のバイアスを示すグラフである。

符号の説明

１ 濃度測定装置
１１ 演算部（演算手段）
２ 比色センサ
２０ （比色センサの）測光エリア
２０Ａ （測光エリアの）上流側領域
２０Ｂ （測光エリアの）上流側領域
２４ キャピラリ（流路）
３ 測光機構
４ 発光装置
４０ 補正用発光素子（第１検知用発光素子）
４１ 補正用発光素子（第２検知用発光素子）
４２，４３ 測定用発光素子（濃度演算用発光素子）
５ 受光用アパチャ
５０ （受光用アパチャの）開口部
Ｄ１，Ｄ２ 移動方向
ＢＬ 血液

Claims (14)

1. 血液試料を移動させるための流路を有する分析用具を用いて血液試料中の特定成分を測定する方法であって、
   ヘマトクリット値に相関させたヘマトクリット情報を取得する第１ステップと、
   上記ヘマトクリット情報を反映させて、血液試料の特定成分の濃度を演算する第２ステップと、
   を含む濃度測定方法において、
   上記第１ステップでは、血液試料が上記流路を移動するときの光吸光量の変化に基づいて、上記流路に設定された測光エリアにおける血液試料の移動方向の上流側の領域での第１光吸光量の変化と、上記測光エリアにおける上記移動方向の下流側の領域での第２光吸光量の変化との、同一または略同一サンプリングタイムにおける差分値を、複数のサンプリングタイムについて積算した積算値として、上記ヘマトクリット情報を得ることを特徴とする、血液試料中の特定成分の濃度測定方法。
2. 上記第２ステップでは、上記測光エリアに光を照射したときに上記分析用具から進行してくる光に基づいて上記特定成分の補正前濃度を演算する一方で、上記第１ステップにおいて得られる積算値に基づいて補正量を演算し、上記補正前濃度を上記補正量によって補正して最終濃度を決定する、請求項１に記載の血液試料中の特定成分の濃度測定方法。
3. 血液試料を移動させるための流路を有する分析用具を用いて血液試料中の特定成分を測定する方法であって、
   ヘマトクリット値に相関させたヘマトクリット情報を取得する第１ステップと、
   上記ヘマトクリット情報を反映させて、血液試料の特定成分の濃度を演算する第２ステップと、
   を含む濃度測定方法において、
   上記第１ステップでは、血液試料が上記流路を移動するときの光吸光量において、上記光吸光量が変化しはじめてから上記光吸光量の変化率が０になるまでの時間に基づいて、上記ヘマトクリット情報を得ることを特徴とする、血液試料中の特定成分の濃度測定方法。
4. 血液試料を移動させるための流路を有する分析用具を用いて血液試料中の特定成分を測定する方法であって、
   ヘマトクリット値に相関させたヘマトクリット情報を取得する第１ステップと、
   上記ヘマトクリット情報を反映させて、血液試料の特定成分の濃度を演算する第２ステップと、
   を含む濃度測定方法において、
   上記第１ステップでは、血液試料が上記流路を移動するときの光吸光量の変化率の最大値（絶対値基準）に基づいて、上記ヘマトクリット情報を得ることを特徴とする、血液試料中の特定成分の濃度測定方法。
5. 血液試料が上記流路を移動するときの光吸光量を検出する測光機構として、５００〜５９０ｎｍの波長範囲にピーク波長を有する光を出射可能なものを使用する、請求項１ないし４のいずれかに記載の血液試料中の特定成分の濃度測定方法。
6. 血液試料を移動させるための流路を有する分析用具を用いて血液試料中の特定成分を測定する濃度測定装置であって、
   血液試料が上記流路に設定された測光エリアを移動するときの光吸光量を検出する測光機構と、
   上記流路に設定された測光エリアにおける血液試料の移動方向の上流側の領域での第１光吸光量の変化と、上記測光エリアにおける上記移動方向の下流側の領域での第２光吸光量の変化との、同一または略同一サンプリングタイムにおける差分値を、複数のサンプリングタイムについて積算した積算値として、ヘマトクリット情報を得る手段と、
   上記ヘマトクリット情報を反映させて、血液試料中の特定成分の濃度を演算する演算手段と、
   を備えることを特徴とする、血液試料中の特定成分の濃度測定装置。
7. 上記演算手段は、上記測光エリアに光を照射したときに上記分析用具から進行してくる光に基づいて上記特定成分の補正前濃度を演算する一方で、上記積算値に基づいて補正量を演算し、上記補正前濃度を上記補正量によって補正して最終濃度を決定する、請求項６に記載の血液試料中の特定成分の濃度測定装置。
8. 血液試料を移動させるための流路を有する分析用具を用いて血液試料中の特定成分を測定する濃度測定装置であって、
   血液試料が上記流路に設定された測光エリアを移動するときの光吸光量を検出する測光機構と、
   上記光吸光量が変化しはじめてから上記光吸光量の変化率が０になるまでの時間に基づいて、ヘマトクリット情報を得る手段と、
   上記ヘマトクリット情報を反映させて、血液試料中の特定成分の濃度を演算する演算手段と、
   を備えることを特徴とする、血液試料中の特定成分の濃度測定装置。
9. 血液試料を移動させるための流路を有する分析用具を用いて血液試料中の特定成分を測定する濃度測定装置であって、
   血液試料が上記流路に設定された測光エリアを移動するときの光吸光量を検出する測光機構と、
   血液試料が上記流路を移動するときの上記光吸光量の変化率の最大値（絶対値基準）に基づいて、ヘマトクリット情報を得る手段と、
   上記ヘマトクリット情報を反映させて、血液試料中の特定成分の濃度を演算する演算手段と、
   を備えることを特徴とする、血液試料中の特定成分の濃度測定装置。
10. 血液試料を移動させるための流路を有する分析用具を用いて血液試料中の特定成分を測定する濃度測定装置であって、
    ヘマトクリット値に相関させたヘマトクリット情報を光学的手法により取得するための測光機構と、
    上記ヘマトクリット情報を反映させて、血液試料中の特定成分の濃度を演算する演算手段と、
    を含む濃度測定装置において、
    上記測光機構は、上記流路に設定された測光エリアにおける血液試料の移動方向の上流側および下流側の領域に光を照射するための第１および第２検知用発光素子と、上記血液試料中の特定成分の濃度を反映した濃度情報を得るために利用される１以上の濃度演算用発光素子と、を備え、上記上流側の領域および下流側の領域での光吸光量を区別して検出し、
    上記１以上の濃度演算用発光素子は、上記第１および第２検知用発光素子の間に位置するように配置されているとともに、上記第１および第２検知用発光素子とともにパッケージ化されていることを特徴とする、血液試料中の特定成分の濃度測定装置。
11. 上記第１および第２検知用発光素子は、上記移動方向に並んで配置されている、請求項１０に記載の血液試料中の特定成分の濃度測定装置。
12. 上記測光機構は、
    上記第１および第２検知用発光素子からの出射光を上記測光エリアに照射したときに上記測光エリアを透過した光を受光するための受光装置と、
    上記第１検知用発光素子から出射されて上記測光エリアにおける上記移動方向の上流側の領域を透過した光を選択的に受光させる一方で、上記第２検知用発光素子から出射されて上記測光エリアにおける上記移動方向の下流側の領域を透過した光を選択的に受光させるためのアパチャと、
    をさらに備えている、請求項１０または１１に記載の血液試料中の特定成分の濃度測定装置。
13. 上記アパチャは、上記分析用具から進行してくる光を透過させるための開口部を有しており、
    上記開口部は、平面視において、上記第１および第２検知用発光素子の中間に位置している、請求項１２に記載の血液試料中の特定成分の濃度測定装置。
14. 上記第１および第２検知用発光素子は、５００〜５９０ｎｍの波長範囲にピーク波長を有する光を出射可能なものである、請求項１０ないし１３のいずれかに記載の血液試料中の特定成分の濃度測定装置。

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