该发明涉及基于体液或者显色反应后的上述体液所包含的色素成分的光学特性来测定上述体液中的被测定成分的成分测定装置、方法以及程序。
背景技术：
以往，在生物化学领域、医疗领域，作为测定被检体的体液中所包含的目的成分(也称为被测定成分)的一种方法，已知有吸光光度法。在与被测定成分不同的其它成分较多地包含于体液中的情况下，有时其它成分引起光吸收、光散射等光学现象，其结果是，作为测定上的干扰因素作用。因此，为了维持被测定成分的测定精度，提出各种除去该干扰因素的影响的方法。
在日本特开平11－241993号公报中，提出通过使测定而得到的透射光谱符合函数式，来求出任意的波长区域中的散射光谱的方法。而且，记载了通过按照波长减去该散射光谱来提高透射光谱的测定精度的主旨。
另外，在日本特开平11－241993号公报的段落[0009]中记载了使用分光光度计测定样品的透射光谱的主旨。但是，为了得到该文献的图2以及图3所记载的程度的数据数目，需要组合具有波长区域较宽的分光放射特性的光源和用于得到单色光的分光器来使用。其结果是，存在导致尺寸的大型化以及制造成本的提高这样的问题。
技术实现要素：
本发明是为了解决上述课题而完成的，其目的在于提供即使是较少的数据数目也能够充分地确保被测定成分的测定精度的成分测定装置、方法以及程序。
本发明所涉及的成分测定装置基于体液或者显色反应后的上述体液所包含的色素成分的光学特性来测定上述体液中的被测定成分，该成分测定装置具备：吸光度获取部，其分别获取属于第一波长区域的特定波长下的吸光度作为第一实际测量值，获取属于第二波长区域的一个或者多个波长下的吸光度作为一组第二实际测量值，上述第一波长区域是与上述色素成分不同的其它成分的光吸收率相对较大的波长区域，上述第二波长区域是上述光吸收率相对较小的波长区域；函数形式决定部，其决定表示散射起因变化量的波长特性、并且由一个以上的系数确定的函数形式，上述散射起因变化量为起因于上述体液中的光散射的吸光度的变化量；系数计算部，其基于第一关系式以及一组第二关系式，计算作为未知数的上述一个以上的系数，上述第一关系式是与上述第一实际测量值有关的式子且包含吸收起因变化量，上述第二关系式是与上述第二实际测量值有关的式子且不包含上述吸收起因变化量，上述吸收起因变化量为起因于上述体液中的光吸收的吸光度的变化量；以及吸光度修正部，其通过使用将由上述系数计算部计算出的上述一个以上的系数应用于由上述函数形式决定部决定的上述函数形式而得到的函数，修正以任意的波长测定出的吸光度，从而至少除去上述光散射的影响。
这样，设置基于在光吸收率相对较大的第一波长区域包含吸收起因变化量的一个关系式(第一关系式)、以及在光吸收率相对较小的第二波长区域不包含吸收起因变化量的剩余数目的关系式(第二关系式)来计算作为未知数的一个以上的系数的系数计算部，所以与吸收起因变化量有关的自由度成为最小值(即、1)，该自由度越小，用于高精度地对散射起因变化量的波长特性进行近似的数据数目越少。由此，即使是较少的数据数目也能够适当地除去光散射的影响，能够充分地确保被测定成分的测定精度。
另外，优选上述吸光度修正部通过使用上述吸收起因变化量修正以任意的波长测定出的吸光度，从而进一步除去上述光吸收的影响。通过不仅考虑光散射而也一并考虑光吸收的影响，从而被测定成分的测定精度进一步提高。
另外，优选上述系数计算部基于上述第一关系式以及一组上述第二关系式，计算上述一个以上的系数，上述第一关系式表现为与上述色素成分的浓度相当的浓度相当吸光度、上述散射起因变化量以及上述吸收起因变化量的加法值与上述第一实际测量值相等，上述第二关系式表现为上述浓度相当吸光度以及上述散射起因变化量的加法值与上述第二实际测量值相等。
另外，优选上述系数计算部赋予不管浓度如何而上述色素成分的吸收光谱为相似关系的约束条件，并计算上述一个以上的系数。通过导入吸收光谱的相似性，与浓度相当吸光度有关的自由度变小，所以数据数目可以进一步减少。
另外，优选上述函数形式决定部决定由比上述第二实际测量值的个数少的个数的上述系数确定的上述函数形式。
另外，优选作为上述函数形式，上述函数形式决定部决定为多项式函数、幂函数以及指数函数中的任意一种。散射光谱有随着波长的增加而单调且平滑地减少的趋势，所以通过符合上述的任意一种函数形式，能够精度良好地进行近似。
另外，优选上述吸光度获取部获取波长的间隔相互在20nm以上的上述第一实际测量值以及一组上述第二实际测量值。通过使波长的间隔扩展到规定值以上，得到散射起因变化量有意义的不同的数据，其结果是，散射起因变化量的近似精度提高。
另外，优选上述体液是血液，上述其它成分是血红蛋白，上述吸光度获取部获取上述第一波长区域为400～600nm的上述第一实际测量值和上述第二波长区域为600～1000nm的一组上述第二实际测量值。
另外，优选上述体液是血液，上述色素成分是与上述血液中的葡萄糖浓度对应地进行显色的成分。
本发明所涉及的成分测定方法是基于体液或者显色反应后的上述体液所包含的色素成分的光学特性来测定上述体液中的被测定成分的方法，该方法使成分测定装置执行：获取步骤，在该步骤中，分别获取属于第一波长区域的特定波长下的吸光度作为第一实际测量值，获取属于第二波长区域的一个或者多个波长下的吸光度作为一组第二实际测量值，上述第一波长区域是与上述色素成分不同的其它成分的光吸收率相对较大的波长区域，上述第二波长区域是上述光吸收率相对较小的波长区域；决定步骤，在该步骤中，决定表示散射起因变化量的波长特性且由一个以上的系数确定的函数形式，上述散射起因变化量为起因于上述体液中的光散射的吸光度的变化量；计算步骤，在该步骤中，基于第一关系式以及一组第二关系式，计算作为未知数的上述一个以上的系数，上述第一关系式是与上述第一实际测量值有关的式子且包含吸收起因变化量，上述第二关系式是与上述第二实际测量值有关的式子且不包含上述吸收起因变化量，上述吸收起因变化量起因于上述体液中的光吸收的吸光度的变化量；以及修正步骤，在该步骤中，通过使用将上述一个以上的系数应用于上述函数形式而得到的函数，修正以任意的波长测定出的吸光度，从而至少除去上述光散射的影响。
本发明所涉及的成分测定程序是用于基于体液或者显色反应后的上述体液所包含的色素成分的光学特性来测定上述体液中的被测定成分的程序，该程序使成分测定装置执行：获取步骤，在该步骤中，分别获取属于第一波长区域的特定波长下的吸光度作为第一实际测量值，获取属于第二波长区域的一个或者多个波长下的吸光度作为一组第二实际测量值，上述第一波长区域是与上述色素成分不同的其它成分的光吸收率相对较大的波长区域，上述第二波长区域是上述光吸收率相对较小的波长区域；决定步骤，在该步骤中，决定表示散射起因变化量的波长特性且由一个以上的系数确定的函数形式，上述散射起因变化量为起因于上述体液中的光散射的吸光度的变化量；计算步骤，在该步骤中，基于第一关系式以及一组第二关系式，计算作为未知数的上述一个以上的系数，上述第一关系式是与上述第一实际测量值有关的式子且包含吸收起因变化量，上述第二关系式是与上述第二实际测量值有关的式子且不包含上述吸收起因变化量，上述吸收起因变化量起因于上述体液中的光吸收的吸光度的变化量；以及修正步骤，在该步骤中，通过使用将上述一个以上的系数应用于上述函数形式而得到的函数，修正以任意的波长测定出的吸光度，从而至少除去上述光散射的影响。
根据本发明所涉及的成分测定装置、方法以及程序，基于在光吸收率相对较大的第一波长区域包含吸收起因变化量的一个关系式(第一关系式)、以及在光吸收率相对较小的第二波长区域不包含吸收起因变化量的剩余数目的关系式(第二关系式)，计算作为未知数的一个以上的系数，所以与吸收起因变化量有关的自由度成为最小值(即、1)，该自由度越小，用于高精度地对散射起因变化量的波长特性进行近似的数据数目越少。由此，即使是较少的数据数目也能够适当地除去光散射的影响，能够充分地确保被测定成分的测定精度。
附图说明
图1是本发明的一实施方式所涉及的成分测定装置的立体图。
图2是图1所示的测定用芯片的分解立体图。
图3是沿图1中的III－III线的剖视图。
图4是图1所示的成分测定装置的电气框图。
图5是图4所示的运算部的功能框图。
图6A是表示全血的吸光光谱的图表。图6B是表示罂红的吸光光谱的图表。
图7是供图1以及图4所示的成分测定装置的动作说明的流程图。
图8是与第一波长区域以及第二波长区域有关的简要说明图。
图9是表示散射起因变化量的计算结果的图表。
图10是表示血细胞比容值的校准曲线的图表。
图11是表示色素浓度的校准曲线的图表。
图12是表示该成分测定方法的定量误差的图表。
具体实施方式
以下，对于本发明所涉及的成分测定方法，列举在与实施该方法的成分测定装置以及成分测定程序的关系上优选的实施方式，参照附图进行详细说明。
[成分测定装置10的整体构成]
图1是该实施方式所涉及的成分测定装置10的立体图。成分测定装置10是构成为能够测定未图示的被检体的血液成分的血糖计。
成分测定装置10例如具备：由树脂材料构成的框体12、安装测定用芯片14的芯片安装部16、设置在芯片安装部16的附近上表面的按钮组(更详细地说，是电源按钮18以及操作按钮19)、以及设置在框体12的上表面中央的显示器20。
在本图例子中，框体12形成为角发圆的长方形，但并不限定于该形状。例如，也可以采用各种对于用户来说用于容易以单手把持的形状。测定用芯片14以被安装于成分测定装置10的前端部(芯片安装部16)的状态来使用。
[测定用芯片14的构成]
图2是图1所示的测定用芯片14的分解立体图。图3是沿图1中的III－III线的剖视图。
测定用芯片14具备：基座部件22、与基座部件22重叠的罩部件24、以及被配置在基座部件22以及罩部件24之间的透气性膜26。通过基座部件22以及罩部件24构成测定用芯片14的成形品主体28。
如图3所示，在成形品主体28形成有：血液能够流入的流入口30、与流入口30连通的导入路32、与导入路32连通并且血液能够流通的血液通路34、具有多个突起36的血液展开部38、以及被照射测定用的光的测定部40。测定部40与血液展开部38相比被配置在下游侧。在血液展开部38涂覆有由于与血液中的成分反应而显色为与血中浓度对应的颜色的显色试剂42。另外，在成形品主体28形成有将血液通路34与大气连通的连通路44。
通过组合基座部件22与罩部件24，在成形品主体28的内部形成使显色试剂42与血液反应的规定容量的空间46。空间46的形状任意，但是以使得血液顺畅地流通，并且能够测定较宽的范围的血中浓度，且需要血液量较少，从而空间46的高度例如优选为20～100μm的范围。以使得能够进行光学测定且血液量较少，从而空间46的大小例如优选为0.2～50mm2的范围。
如图2所示，基座部件22在本图例子中为圆盘状的部件，在其下表面设置有用于以能够拆装的方式安装于成分测定装置10的多个(这里是四个)安装突起50。另外，在基座部件22形成有与设置在罩部件24的下表面的嵌合突起52嵌合的多个(在图示例子中为两个)嵌合孔54。
如图1～图3所示，在罩部件24的上表面靠近外侧的位置设置有从罩部件24突出的前端锥形形状的采血喷嘴56。在采血喷嘴56的前端设置有流入口30。另外，如图3所示，在罩部件24设置有将流入口30与血液通路34连通的导入路32。即，若使血液滴附于采血喷嘴56的前端，则血液从流入口30流入，并通过毛细管现象，经由导入路32导向血液通路34。
在所谓的比色式的成分测定装置10中，向测定部40照射光，检测其透过光量(或者反射光量)，得到与同血中浓度对应的显色的强度相关的检测信号。然后，成分测定装置10通过参照预先制成的校准曲线来测定被测定成分(例如，对浓度进行定量)。
[成分测定装置10的电气框图]
图4是图1所示的成分测定装置10的电气框图。此外，在本图的左方示出成分测定装置10的前端侧(包括测定用芯片14)的部分放大剖视图。在芯片安装部16设置有能够与安装突起50嵌合的安装孔58，通过安装突起50与安装孔58的嵌合，测定用芯片14被安装于成分测定装置10。
成分测定装置10除了上述的电源按钮18、操作按钮19以及显示器20之外，还具备运算部60、存储器62、电源电路63以及测定光学系统64。
运算部60由MPU(Micro-Processing Unit：微处理器)或者CPU(Central Processing Unit：中央处理器)构成，通过读出储存于存储器62等的程序并执行，能够实现各部的控制动作。存储器62由易失性或者作为非易失性的非短暂性的存储介质构成，能够读出或者写入为了执行该成分测定方法所需要的各种数据(包括程序)。电源电路63根据电源按钮18的操作，对包括运算部60的成分测定装置10内的各部供给电力，或者停止该供给。
测定光学系统64是能够获取显色后的血液所包含的色素成分的光学特性的光学系统。具体而言，测定光学系统64具备：发光部66(在本图例子中，四种光源67、68a、68b、68c)、发光控制电路70、受光部72(在本图例子中，一个受光元件)、以及受光控制电路74。
光源67、68a～68c放射分光放射特性不同的光(例如，可见光、红外光)。光源67、68a～68c的峰值波长分别为λ1、λ2a～λ2c。作为多种光源67、68a～68c，能够应用包括LED(Light Emitting Diode：发光二极管)元件、有机EL(Electro-Luminescence：电致发光)元件、无机EL元件、LD(Laser Diode：激光二极管)元件的各种发光元件。
受光部72接受来自测定用芯片14(更详细地说，罩部件24)的反射光。作为受光部72，能够应用包括PD(Photo Diode：光电二极管)元件、光电导体(光导体)、光电晶体管(Photo Transistor，PT)的各种光电转换元件。
发光控制电路70通过对各光源67、68a～68c供给驱动电力信号，来使光源67、68a～68c点亮或者熄灭。受光控制电路74通过对从受光部72输出的模拟信号实施对数转换以及A/D转换来获取数字信号(以下，称为检测信号)。
[运算部60的功能框图]
图5是图4所示的运算部60的功能框图。运算部60实现指示测定光学系统64的测定动作的测定指示部76、以及使用各种数据对色素成分的浓度进行定量的浓度定量部77的各功能。
浓度定量部77具有：获取定量处理所需要的各种数据的数据获取部78(吸光度获取部)、决定后述的散射起因变化量S(λ)的函数形式的函数形式决定部80、计算确定该函数形式的一个以上的系数(例如，p、q两个)的系数计算部82、以及推定除去了光散射的影响后的吸光度{即，浓度相当吸光度D(λ)}的吸光度修正部84。
在本图例子中，在存储器62储存有：与实际测量吸光度A(λ1)相关的第一实际测量值数据86、与实际测量吸光度A(λ2a)、A(λ2b)、A(λ2c)相关的一组第二实际测量值数据88、以及表示吸光度与各种物理量(例如，血细胞比容值、浓度)的关系的校准曲线数据90。
[测定时的问题点]
如以上那样构成该实施方式所涉及的成分测定装置10。在成分测定装置10的动作说明之前，对使用全血测定血液成分时的问题点进行说明。这里，“全血”是指没有按每种成分进行分离而包含全部的成分的血液。
以下，假定通过全血中所包含的特定成分(例如，葡萄糖)与显色试剂42的反应而生成色素成分，对添加了罂红的全血的解析例进行详细说明。
图6A是表示全血的吸光光谱的图表，图6B是表示罂红的吸光光谱的图表。图表的横轴是波长(λ；单位：nm)，图表的纵轴是吸光度(单位：无)。
图6A中的以实线表示的图表相当于罂红的浓度(也称为“色素浓度”)为0[mg/dl]的全血的吸光光谱。该图表具有随着波长变长而吸光度逐渐变小的趋势曲线，并且具有以λ＝540nm、585nm为中心的两个峰值。这两个峰值起因于作为红血球中的一种成分的血红蛋白的吸光特性。
另一方面，以虚线表示的图表相当于色素浓度为220[mg/dl]的全血的吸光光谱。该图表与实线相比，在可见光的波长范围中吸光度增加，并且存在以λ＝630nm为中心的其它的峰值。即，该峰值起因于罂红的吸光特性。
图6B中的各图表表示色素浓度分别不同的全血的吸光光谱。如根据本图所理解的那样，可以说各吸光光谱不管色素浓度如何而为相似关系。
一般而言，在作为测定对象的色素成分(具体而言，罂红)以外的成分包含于样品中时，存在由于光学现象的产生而对色素成分的测定结果给予影响的情况。例如，由于产生[1]血液中的成分(具体而言，血球)所引起的“光散射”、[2]与色素成分不同的成分(具体而言，血红蛋白)所引起的“光吸收”，而存在测定出比真正的值大的吸光度的倾向。
因此，关于上述的光学现象，以基于以下的(1)式的数学模型进行记述。
A(λ)＝D(λ)+S(λ)+H(λ)‥‥(1)
这里，A(λ)是通过实际的测定而得到的吸光度(未加工数据)，以下有时称为“实际测量吸光度”。S(λ)是起因于血液中的光散射的吸光度的变化量，以下有时称为“散射起因变化量”。D(λ)是与色素成分的浓度相当的吸光度，以下有时称为“浓度相当吸光度”。H(λ)是起因于其它成分的光吸收的吸光度的变化量，以下有时称为“吸收起因变化量”。
若对该(1)式进行变形，则浓度相当吸光度D(λ)能够用以下的(2)式求出。
D(λ)＝A(λ)－S(λ)－H(λ)‥‥(2)
然而，为了推定未知的散射起因变化量S(λ)、吸收起因变化量H(λ)，需要获取不同的波长λ时的实际测量吸光度A(λ)，并联立多个(1)式。例如，为了得到多个的实际测量吸光度A(λ)，需要组合使用具有波长区域较宽的分光放射特性的光源和用于得到单色光的分光器。其结果是，产生成分测定装置10的尺寸较大、制造成本变高这样的问题。
另外，为了根本地解决上述的问题，也考虑对样品进行预处理。“预处理”是从样品中除去测定上不需要的成分的各种处理，例如，包括离心分离处理、表面活性剂的添加处理。然而，存在由于实施预处理而色素成分变质、其性状或者浓度变化的担心。说起来另外需要用于进行预处理的设备以及时间，所以投资上或者作业上的负担较大。
因此，提出不采用上述的装置构成或者预处理，而即使是较少的数据数也能够充分地确保被测定成分的测定精度的方法。
[成分测定装置10的动作]
接着，主要参照图7的流程图以及图5的功能框图对成分测定装置10的动作进行说明。
在步骤S1中，测定光学系统64测定属于第一波长区域R1的特定波长(波长λ1)下的吸光度(以下，称为第一实际测量值)。这里，第一波长区域R1是指与色素成分不同的成分(具体而言，血红蛋白)的光吸收率相对较大的波长区域。
图8是与第一波长区域R1以及第二波长区域R2有关的简要说明图。图表的横轴是波长，图表的纵轴是吸光度。这里，记载氧化血红蛋白的吸收光谱。
如根据本图所理解的那样，该吸收光谱具有以λ＝420nm、540nm、585nm为中心的三个峰值，在λ＞600nm的波长区域成为极小的值。这里，在将λ＝600nm作为边界，将短波长侧定义为第一波长区域R1，将长波长侧定义为第二波长区域R2时，第一波长区域R1的光吸收率与第二波长区域R2的光吸收率相比相对较大。
例如，假定光源67由LED元件构成且其分光放射特性具有以λ1＝540nm为中心的尖锐的峰值的情况。这里，留意λ1相当于血红蛋白的吸收光谱(参照图8)中的峰值波长之一这一点。
在测定之前，测定指示部76向测定光学系统64(更详细而言，发光控制电路70)指示开始第一个测定的主旨。接受到该指示，测定光学系统64检测将来自光源67的放射光向测定用芯片14投光而得到的反射光的光量。由此，测定光学系统64得到与实际测量吸光度A(λ1)相关的检测信号。
运算部60使该检测信号作为第一实际测量值数据86暂时存储于存储器62。之后，数据获取部78在与特定波长(λ1)相关联的状态下，从存储器62读出并获取第一实际测量值数据86。
在步骤S2中，测定光学系统64分别测定属于第二波长区域R2的一个或者多个波长下的吸光度(以下，一组第二实际测量值)。这里，第二波长区域R2是指其它成分(血红蛋白)的光吸收率相对较小的波长区域。
例如，假定光源68a～68c均由LED元件构成且它们的分光放射特性从前至后依次具有以λ2a＝610nm、λ2b＝630nm、λ2c＝650nm为中心的尖锐的峰值的情况。这里，留意λ2b相当于罂红的吸收光谱(参照图6B)中的峰值波长这一点。
测定指示部76通过依次切换光源68a～68c的接通、断开状态，来分别得到与实际测量吸光度A(λ2a)、A(λ2b)、A(λ2c)相关的检测信号。运算部60使这些检测信号作为第二实际测量值数据88暂时存储于存储器62。之后，数据获取部78在与多个波长(λ2a～λ2c)相关联的状态下，从存储器62读出并获取第二实际测量值数据88。
此外，第一波长区域R1以及第二波长区域R2根据体液以及被测定成分的种类适当地设定。例如，在血液中的血红蛋白的情况下，数据获取部78获取第一波长区域R1为400～600nm的第一实际测量值数据86、第二波长区域R2为600～1000nm的第二实际测量值数据88。
另外，优选数据获取部78获取波长的间隔相互在20nm以上的第一实际测量值数据86以及第二实际测量值数据88。通过将波长的间隔扩展到规定值以上，得到散射起因变化量S(λ)有意义的不同的数据，其结果是，提高散射起因变化量S(λ)的近似精度。
在步骤S3中，函数形式决定部80决定由至少一个系数确定的散射起因变化量S(λ)的函数形式。具体而言，函数形式决定部80决定由比第二实际测量值的个数少的数目的系数确定的函数形式。这是为了能够根据后述的关系式和自由度的关系来避免各系数成为不定数。
函数形式决定部80可以采用任意的函数形式，优选选择多项式函数、幂函数以及指数函数中的任意一种。这是因为：由于散射光谱有随着波长的增加而单调且平滑地减少的趋势，所以通过符合上述的任意一种函数形式，能够精度良好地进行近似。
在该实施方式中，导入由两个系数(p、q)确定的函数形式。例如，在多项式函数、幂函数以及指数函数的情况下，这些函数形式分别由以下的(3)式～(5)式表现。
S(λ)＝p·λ+q‥‥(3)
S(λ)＝p·λ＾q‥‥(4)
S(λ)＝p·exp(q·λ)‥‥(5)
此外，函数形式决定部80既可以决定固定的函数形式，也可以根据测定条件而决定不同的函数形式(包括系数的个数)。作为该测定条件，例如能够列举体液、被测定成分、或者测定用芯片14的种类，但并不限定于这些。
在步骤S4中，系数计算部82使用在步骤S1以及S2中获取到的实际测量吸光度A(λ)，计算确定在步骤S3中所决定的函数形式的一个以上的系数。这里，系数计算部82联立根据波长的属性分类的两种关系式，并决定适合的系数。这里，以决定为(3)式所示的函数形式(λ的一次函数)的情况为例进行说明。
第一波长区域R1中的关系式(以下，第一关系式)相当于表现为浓度相当吸光度D(λ)、散射起因变化量S(λ)以及吸收起因变化量H(λ)的加法值与实际测量吸光度A(λ)相等的式子。详细而言，用以下的(6)式表现。
A(λ1)＝D(λ1)+(p·λ1+q)+H(λ1)‥‥(6)
另外，第二波长区域R2中的关系式(以下，第二关系式)相当于表现为浓度相当吸光度D(λ)以及散射起因变化量S(λ)的加法值与实际测量吸光度A(λ)相等的式子。详细而言，用以下的(7)式～(9)式表现。
A(λ2a)＝D(λ2a)+(p·λ2a+q)‥‥(7)
A(λ2b)＝D(λ2b)+(p·λ2b+q)‥‥(8)
A(λ2c)＝D(λ2c)+(p·λ2c+q)‥‥(9)
另外，着眼于图6B所示那样的吸收光谱的相似性。具体而言，假定在任意地决定的两个波长间，不管浓度如何而色素成分的吸光度之比一直恒定。在该情况下，以下的(10)式～(13)式成立。
C1＝D(λ1)/D(λ2b)‥‥(10)
C2a＝D(λ2a)/D(λ2b)‥‥(11)
C2b＝D(λ2b)/D(λ2b)＝1‥‥(12)
C2c＝D(λ2c)/D(λ2b)‥‥(13)
这里，C1、C2a～C2b是利用实验预先求出的已知的值。此外，设C2b＝1是因为最终求出浓度相当吸光度D(λ2b)。根据图6B的例子，计算出C1＝0.0854、C2a＝0.7968、C2c＝0.6479。
像这样，系数计算部82也可以赋予不管色素成分的浓度如何而吸收光谱为相似关系的约束条件。通过导入吸收光谱的相似性，与浓度相当吸光度D(λ)有关的自由度变小，所以数据数目进一步减少。
通过将(10)式～(13)式分别代入(6)式～(9)式，导出与四个未知数p、q、D(λ2b)、H(λ1)有关的联立线性方程式、即以下的(14)式～(17)式。
A(λ1)＝C1·D(λ2b)+(p·λ1+q)+H(λ1)‥‥(14)
A(λ2a)＝C2a·D(λ2b)+(p·λ2a+q)‥‥(15)
A(λ2b)＝C2b·D(λ2b)+(p·λ2b+q)‥‥(16)
A(λ2c)＝C2c·D(λ2b)+(p·λ2c+q)‥‥(17)
这里，关系式的个数与未知数的个数(自由度)一致，所以通过求解联立线性方程式，唯一地确定p、q、D(λ2b)、H(λ1)的各值。此外，在散射起因变化量S(λ)的函数形式为(4)式或者(5)式时，能够沿着上述的顺序同样地计算。在这些情况下，留意由于关系式包括非线性函数，所以需要求解联立非线性方程式这一点。
图9是表示散射起因变化量S(λ)的计算结果的图表。图表的横轴是波长(λ)，图表的纵轴是散射起因变化量S(λ)。实线、虚线以及点划线分别表示基于“一次函数”、“幂函数”以及“指数函数”的计算结果。
这里，以通过共同的两点，具体而言λ1＝540nm、λ2b＝630nm的方式决定系数(p、q)。如根据本图所理解的那样，在λ1＜λ＜λ2a的波长范围内，无论使用哪个函数形式都几乎不产生差异。但是，随着远离该波长范围，根据选择的函数形式而计算结果有意义的不同。这样，期望选择离实际的散射起因变化量S(λ)近的函数形式。
在步骤S5中，浓度定量部77使用在步骤S4中计算出的p、q、D(λ2b)、H(λ1)，定量作为被测定成分的罂红的浓度。在该定量处理之前，吸光度修正部84通过修正浓度相当吸光度D(λ2b)，除去血液中的光散射以及/或者光吸收的影响。
首先，计算特定波长λ1下的血细胞比容值Hct(单位：％)。该“血细胞比容值”是指红血球的容积在血液中所占的比例。血细胞比容值Hct使用特定波长λ1下的校准曲线f(·)由以下的(18)式计算。
Hct＝f(H(λ1))‥‥(18)
这里，校准曲线f(·)是用于将吸收起因变化量H(λ)换算为血细胞比容值Hct的特性函数。该校准曲线f(·)和后述的校准曲线g(·)作为表格形式的校准曲线数据90(参照图5)，预先存储于存储器62。
除去了光散射以及光吸收的影响后的吸光度(以下，称为修正吸光度Dc)使用(12)式、(16)式以及(18)式而用以下的(19)式特定。
Dc＝(A(λ2b)－p·λ2b－q)/(1－Hct/100)‥‥(19)
最后，被测定成分的浓度(以下，定量浓度Dm)使用波长λ2b下的校准曲线g(·)，用以下的(20)式计算。
Dm＝g(Dc)‥‥(20)
这里，校准曲线g(·)是用于将修正吸光度Dc换算为定量浓度Dm的特性函数。由此，得到定量浓度Dm(步骤S5)。
这样，吸光度修正部84能够通过使用吸收起因变化量H(λ)修正以任意的波长测定的吸光度，来进一步除去光吸收的影响。通过不仅考虑光散射而也一并考虑光吸收的影响，从而被测定成分的测定精度进一步提高。
在步骤S6中，使在步骤S5中定量出的浓度信息显示于显示器20。在显示处理之前，运算部60在决定了使显示器20显示的可视信息之后，向显示器20侧供给与该可视信息对应的显示控制信号。此外，作为可视信息，除了浓度之外，例如能够列举趋势、测定的成功与否、测定时刻、诊断结果等。
如以上那样，成分测定装置10结束血液中的成分的测定动作。之后，从芯片安装部16取下测定用芯片14，并断开电源按钮18。
[验证实验]
接着，对验证该成分测定方法的效果的实验的顺序以及结果进行说明。
＜1.样品的制作＞
首先，对从被检体采血的全血实施离心分离处理，获取血浆成分。通过对该血浆成分添加罂红(西格玛奥德里奇公司(Sigma-Aldrich公司)制)来调整色素成分的浓度。然后，对色素浓度不同的各溶液添加血球成分，得到色素浓度以及/或者血细胞比容值分别不同的多个样品。色素浓度分别将(1)20mg/dl、(2)70mg/dl、(3)130mg/dl、(4)220mg/dl作为设计值。另外，血细胞比容值分别将(1)25％、(2)40％、(3)60％作为设计值。
＜2.血细胞比容值的校准曲线＞
通过在将多个样品分别取出到血细胞比容毛细管(VC－H075P；泰尔茂株式会社制)之后实施离心分离处理，从而分别得到血细胞比容值Hct(％)的实际测量值。另外，使用出售的紫外可见分光光度计(V－530；日本分光株式会社制)，测定分别溶血后的样品的吸光光谱，分别得到波长λ1＝540nm时的吸光度。然后，按照每个样品制成横轴为血细胞比容值、纵轴为吸光度的绘制点。
图10是表示血细胞比容值Hct的校准曲线的图表。实线示出的图表相当于每个被检体、每个样品的绘制点的回归直线。如本图所示，确认了如下情况：虽然根据含有的罂红的浓度而存在各绘制点的偏差，但若整体判断，则各绘制点的偏差比较少，校准曲线的线性度(正相关)较高。
＜3.验证A(色素浓度的校准曲线)＞
作为第一验证实验，求出波长λ2b＝630nm时的色素浓度的校准曲线。具体而言，按照每个样品制成横轴为色素浓度、纵轴为浓度相当吸光度的绘制点。这里，作为“比较例”使用实际测量吸光度A，并且作为“实施例”，使用利用一次函数计算散射起因变化量S(λ)而得到的修正吸光度Dc。
图11是表示色素浓度的校准曲线的图表。有涂黑的绘制点是比较例(以下称为“无修正”)，没有涂黑的绘制点是实施例(以下称为“一次函数修正”)。另外，以实线示出的图表相当于每个被检体、每个样品的绘制点的回归直线。
如根据本图所理解的那样，“无修正”时的各绘制点的偏差(特别是在低浓度区域)较多，并且校准曲线的线性度较低。另一方面，“一次函数修正”时的各绘制点的偏差总体上较少，校准曲线的线性度较高。
＜4.验证B(定量精度)＞
作为第二验证实验，求出色素浓度的定量精度。与图10以及图11所示的校准曲线不同，使用从一名被检体采血的全血。关于该全血，罂红的浓度为220mg/dl，血细胞比容值为35％。而且，根据上述的顺序，从该全血制作、测定多个样品(血细胞比容值为20～40％)。
这里，作为(18)式中的校准曲线f(·)，使用图10所示的特性曲线。另外，作为(20)式中的校准曲线g(·)，使用图11所示的特性曲线(“一次函数修正”)。
图12是表示该成分测定方法的定量误差的图表。图表的横轴是浓度(单位：mg/dl)，图表的纵轴是相对误差(单位：％)。该“相对误差”是根据100×{(实际浓度)－(定量浓度)}/(实际浓度)的式子计算出的值。如根据本图所理解的那样，全部的相对误差收敛在5％以内，示出了该方法的定量精度较高。
[应用例]
在上述，作为色素成分，以罂红为中心进行了说明，但是并不限定于此，也可以是与血液中的葡萄糖浓度对应地进行显色反应的色素成分。通过使用该色素成分，能够测定全血血浆中葡萄糖的浓度。作为显色试剂42的组成，例如，能够列举葡萄糖氧化酶(GOD)、过氧化物酶(POD)、4－氨基安替比林(4－AA)、N－乙基－N－(2－羟基－3－磺丙基)－3，5－二甲基苯胺(MAOS)的组合。
根据该组成，全血血浆中葡萄糖通过GOD的作用生成与其浓度对应的过氧化氢。而且，与在POD的共存下生成的过氧化氢的量对应的4－AA和MAOS缩合而成为在λ＝630nm具有极大吸收的色素。通过测定该缩合体的吸光度，能够测定、定量葡萄糖的浓度。
[该实施方式的效果]
如以上那样，成分测定装置10是基于显色反应后的体液所包含的色素成分(例如，罂红)的光学特性来测定体液中的被测定成分(例如，血浆成分)的装置。
而且，成分测定装置10具备：数据获取部78，其分别获取属于第一波长区域R1的特定波长(λ1)下的吸光度(A)作为第一实际测量值，获取属于第二波长区域R2的一个或者多个波长(λ2a～λ2c)下的吸光度(A)作为一组第二实际测量值，上述第一波长区域R1是与色素成分不同的其它成分(例如，血红蛋白)的光吸收率相对较大的波长区域，上述第二波长区域R2是光吸收率相对较小的波长区域；函数形式决定部80，其决定表示散射起因变化量(S)的波长特性、并且由一个以上的系数(p、q)确定的函数形式；系数计算部82，其基于包含吸收起因变化量(H)的第一关系式以及不包含吸收起因变化量(H)的一组第二关系式，计算作为未知数的一个以上的系数(p、q)；以及吸光度修正部84，其通过使用将一个以上的系数(p、q)应用于上述的函数形式而得到的函数，修正以任意的波长测定出的吸光度，从而至少除去光散射的影响。
通过这样构成，与吸收起因变化量(H)有关的自由度成为最小值(即、1)，该自由度越小，用于高精度地对散射起因变化量(S)的波长特性进行近似的数据数目越少。由此，即使是较少的数据数目(例如，四点)也能够适当地除去光散射的影响，能够充分地确保被测定成分的测定精度。
[补充]
此外，该发明并不限定于上述的实施方式，当然能够在不脱离该发明的主旨的范围内自由地变更。
在上述的实施方式中，作为样品，列举血液为例进行了说明，但并不限定于此。例如，也可以是包括淋巴液、髓液、唾液的体液。另外，能够应用于与体液的种类对应的任意的成分，也可以作为测定结果，不仅得到成分的量，而与其分别或者与其一并得到成分的性质。
在上述的实施方式中，作为色素成分，列举添加显色试剂42并使其显现的成分为例进行了说明，但也可以测定不添加显色试剂42的体液(即，原液)的色素成分。
在上述的实施方式中，作为发光部66，列举多种光源67、68a～68c为例进行了说明，但也可以组合单一的光源和配置在该光源的前方的多种光学滤波器(带通型)而构成。