JP2014232102A - 測定装置、及び測定方法 - Google Patents

Abstract

【課題】試料に印加した信号に対する応答から測定値を得る装置及び方法を、より簡素化する。
【解決手段】測定装置１は、試料に接触可能な第１の電極対に対して入力された第１信号に対する第１電気的応答を測定する第１測定部３１ａと、前記試料に接触可能な第２の電極対に対して入力された第２信号であって、第１のレベルから第２のレベルへ値が変化し、その後、一定の時間、前記第２のレベルを保つ第２信号に対する第２電気的応答を、前記第２信号の前記変化に対する応答信号のピーク値として測定する第２測定部３１ｂと、前記応答信号のピーク値に基づいて、第１電気的応答から得られる前記試料の測定対象成分の量を示す値を補正する制御部３３とを備える。
【選択図】図２

Description

本発明は、試料に信号を印加して得られる応答に基づいて、試料に含まれる成分を測定する技術に関する。

従来、血液のような生物学的試料に、信号を印加して得られる応答に基づいて、試料中の医学的に有意な成分の情報を得る装置及び方法が開発されてきた。例えば、下記特許文献１には、血液サンプルに印加したＡＣ信号に対する応答及び温度を用いて血液サンプルのヘマトクリット値を決定し、血液サンプルに印加したＤＣ信号に対する応答と、このヘマトクリット値及び温度とを組み合わせて、血液サンプルのグルコース濃度を表示する方法が開示されている。これにより、血液サンプルの温度及びヘマトクリットレベルの変化により生じるエラーをなくし、血液グルコースの正確な測定を図っている。なお、この方法では、ＡＣ信号に対する応答は、アドミッタンス値又は大きさ及び位相角情報として測定される。

また、下記特許文献２には、ＡＣ成分を持つ信号と、ＤＣ成分を持つ信号を、同時に、２つの別々の反応領域を持つ電極対に、それぞれ供給する測定器が開示されている。この測定器では、検体の濃度と、ヘマトクリットレベルとを別々の領域で取得することで、より正確な測定が図られている。

米国特許第７４０７８１１号明細書 米国特許出願公開第２０１１／０１３９６３４号明細書

本願の開示は、試料に印加した信号に対する応答から測定値を得る装置及び方法を、より簡素化することを目的とする。

本願に開示の測定方法は、試料の測定対象成分を測定する方法であって、第１信号を前記試料に印加する工程と、第１信号に対する前記試料の第１電気的応答を測定する工程と、第１のレベルから第２のレベルへ値が変化し、その後一定の時間、前記第２のレベルを保つ第２信号を、前記試料に印加する工程と、前記第２信号に対する前記試料の第２電気的応答を、前記第２信号の前記変化に対する応答信号のピーク値として、測定する工程と、前記第１電気的応答から得られる前記試料の測定対象成分の量を示す値を、前記応答信号のピーク値に基づいて補正する工程と、含む。

本願開示によれば、試料に印加した信号に対する応答から測定値を得る装置及び方法を、より簡素化することが可能になる。

図１は、実施形態１にかかる測定装置、及び分析用具を説明する斜視図である。 図２は、測定装置の一例である血糖値計１の構成例を示すブロック図である。 図３は、第２測定部の回路構成の例を示す図である。 図４は、第２の電極対への入力信号と、出力信号の一例を示す図である。 図５は、入力信号（第２信号）の形態について説明するための図である。 図６は、入力信号におけるパルス立ち上がり時間と、その応答信号のピーク値との関係を示すグラフである。 図７は、図８に示す階段状の波形で、ヘマトクリット値が既知の試料を測定した場合の例を示すグラフである。 図８は、階段状の波形を有する入力信号の例を示すグラフである。 図９は、図８に示す入力信号を、ヘマトクリット値が２０％の試料に印加した場合の、応答信号の一例を示すグラフである。 図１０は、図８に示す入力信号を、ヘマトクリット値が４０％の試料に印加した場合の応答信号の一例を示すグラフである。 図１１は、図８に示す入力信号を、ヘマトクリット値が７０％の試料に印加した場合の応答信号の一例を示すグラフである。 図１２は、実施形態１における測定装置の動作例を示すフローチャートである。 図１３は、実施形態１における測定装置の他の動作例を示すフローチャートである。 図１４は、図１に示した分析用具を説明する平面図である。 図１５は、上記分析用具の血液の導入孔側の構成を説明する拡大平面図である。 図１６は、図３のＩＶ−ＩＶ線断面図である。 図１７は、上記分析用具の主要部の構成を説明する拡大平面図である。 図１８は、実施形態２における測定装置の構成例を示すブロック図である。

例えば、上記特許文献１，２等に開示された先行技術では、グルコース値の補正に用いるヘマトクリット値の測定に、ＡＣ信号に対する応答として、抵抗値（admittance)、又は位相（phase angle）が使用される。このため、それらを測定するためのシステムが複雑になりやすい。また、上記先行技術では、複数の入力波によって、ヘマトクリット値が判断されるので、測定に要する時間が長くなる。

本願発明の一実施形態に係る測定方法は、試料の測定対象成分を測定する方法であって、第１信号を前記試料に印加する工程と、第１信号に対する前記試料の第１電気的応答を測定する工程と、第１のレベルから第２のレベルへ値が変化し、その後一定の時間、前記第２のレベルを保つ第２信号を、前記試料に印加する工程と、前記第２信号に対する前記試料の第２電気的応答を、前記第２信号の前記変化に対する応答信号のピーク値として、測定する工程と、前記第１電気的応答から得られる前記試料の測定対象成分の量を示す値を、と前記応答信号のピーク値に基づいて補正する工程とを含む。

本願発明の一実施形態に係る測定装置は、試料に接触可能な第１の電極対に対して入力された第１信号に対する第１電気的応答を測定する第１測定部と、前記試料に接触可能な第２の電極対に対して入力された第２信号であって、第１のレベルから第２のレベルへ値が変化し、その後一定の時間、前記第２のレベルを保つ第２信号に対する第２電気的応答を、前記第２信号の前記変化に対する応答信号のピーク値として測定する第２測定部と、前記応答信号のピーク値に基づいて、第１電気的応答から得られる前記試料の測定対象成分の量を示す値を補正する制御部とを備える。

上記測定方法及び測定装置では、第２信号として、第１のレベルから第２のレベルへ値が変化し、その後一定の時間、前記第２のレベルを保つ信号が、試料に印加される。この第２信号の第２電気的応答として、応答信号のピーク値が測定される。ここで、応答信号のピーク値を測定するという簡単な処理により値を得ることができる。そして、このピーク値に基づいて、第１電気的応答から得られる測定対象成分の量を示す値が、補正される。これにより、簡単な処理及び構成によって、測定精度を向上させることができる。すなわち、測定方法及び測定装置を簡素化することができる。

例えば、測定精度を向上させるための補正値を得るために、複数の周波数のＡＣ信号を印加したり、ＡＣ信号に対する応答として、アドミッタンスや位相角情報などを取得したりすると、装置の構成及び信号処理方法が複雑になるが、上記の測定装置及び測定方法によれば、このような複雑な構成及び処理は不要なので、簡単な構成及び処理で、精度を向上させることができる。

本発明の他の実施形態の測定方法は、血液試料のヘマトクリット値を測定する測定方法であって、前記血液試料に接触可能な電極対に対して、第１のレベルから第２のレベルへ値が変化し、その後一定の時間、前記第２のレベルを保つ信号を印加する工程と、前記信号に対する前記血液試料の電気的応答を、前記信号の変化に対する応答信号のピーク値として測定する工程と、前記ピーク値から前記血液試料のヘマトクリット値をプロセッサにより算出する工程と、を備える。

本発明の他の実施形態の測定装置は、血液試料のヘマトクリット値を測定する測定装置であって、前記血液試料に接触可能な電極対に対して入力された信号であって、第１のレベルから第２のレベルへ値が変化し、その後一定の時間、前記第２のレベルを保つ信号に対する電気的応答を、前記信号の変化に対する応答信号のピーク値として測定する測定部と、前記ピーク値から前記血液試料のヘマトクリット値を算出する制御部と、を備える。

上記測定方法及び測定装置では、応答信号のピーク値を測定するという簡単な処理によりヘマトリクット値を得ることができる。そのため、血液試料中のヘマトリクット値の測定装置及び測定方法を簡素化することができる。

上記実施形態において、前記第２信号又は前記電極対に対して入力される信号は、前記第１のレベルから前記第２のレベルへ値が変化し、その後一定の時間、前記第２のレベルを保つ波形として、矩形波又は台形波成分を含む態様とすることができる。これにより、試料へ印加する信号の波形を単純にできるとともに、応答信号のピーク値から得られる値の精度を向上させることができる。

上記実施形態において、前記第１信号を印加する時間と、前記第２信号を印加する時間は、共通しない態様とすることができる。これにより、第１信号の応答と第２信号の応答を同時に処理する必要がなくなるため、装置及び処理をより簡素化することができる。

上記実施形態において、前記第１信号は、試薬と反応した状態の前記試料に印加され、前記第２信号は、試薬と反応していない状態の前記試料に印加される態様とすることができる。すなわち、前記第１測定部は、試薬と反応した状態の前記試料に印加された前記第１信号に対する前記第１電気的応答を測定し、前記第２測定部は、試薬と反応していない状態の前記試料に印加された前記第２信号に対する前記第２電気的応答を測定する構成とすることができる。例えば、前記第１測定部は、試薬と反応した状態の前記試料に接触可能な第１の電極対、すなわち試薬が設けられた第１の電極対に対して入力された第１信号に対する第１電気的応答を測定し、前記第２測定部は、試薬と反応していない状態の前記試料に接触可能な第２の電極対、すなわち試薬が設けられていない第２の電極対に対して入力された第２信号に対する第２電気的応答を測定する構成とすることができる。

これにより、測定対象成分の量を示す値の測定と補正に用いる値の測定とを、別工程又は別の電極を用いて、それぞれ行うことができる。その結果、より測定精度を向上させることができる。

前記第２信号又は前記電極対に対して入力される信号において、前記第１のレベルから前記第２のレベルへと値が変化するのに費やされる時間が３０μ秒以下とすることができる。これにより、第１のレベルから第２のレベルへの変化を速くすることができ、測定精度を向上させることができる。なお、前記時間を７μ秒以下とすることにより、さらに、測定精度を向上させることができる。また、前記時間を２μ秒以下とすることにより、さらに、測定精度を向上させることができる。

なお、前記測定装置は、試料の流路に位置するとともに、試薬が設けられた前記第１の電極対と、前記流路に位置するとともに、前記試薬は設けられていない前記第２の電極対とを有する分析用具をさらに備えてもよい。

以下、本発明の測定装置及び測定方法の実施形態について、図面を参照しながら説明する。なお、以下の説明では、本発明を血糖値計に適用した場合を例示して説明する。また、各図中の構成部材の寸法は、実際の構成部材の寸法及び各構成部材の寸法比率等を忠実に表したものではない。

［実施形態１］
（システムの構成例）
図１は、実施形態１にかかる測定装置、及び分析用具を説明する斜視図である。本実施形態は、一例として、測定装置を、携帯型の血糖値計とした場合の例である。図１において、測定装置としての携帯型の血糖値計１と、この血糖値計１に着脱可能に構成された分析用具２とが設けられている。この分析用具２には、患者の血液（試料）が付着（導入）されるようになっており、分析用具２は、血液中の血糖値（グルコース値）を検出するための（バイオ）センサとしての機能を有するように構成されている。図１に示す血糖値計は、例えば、携帯型の血糖測定器（BGM：Blood Glucose Monitoring）や血糖自己測定（SMBG：Self Monitoring of Blood Glucose）メータなどの血糖値計として使用することができる。

また、血糖値計１は、本体１ａを備えており、この本体１ａには、短冊状の分析用具２を挿入するための挿入口１ｂが設けられている。また、本体１ａには、例えばマイクロプロセッサにて構成されるとともに、血糖値計１の各部の制御を行う制御部が設けられている。また、本体１ａは、分析用具２に対して、所定の電圧信号を供給するとともに、分析用具２から測定結果を示す電圧信号を受け取ってＡＤ変換し、測定値を示す測定データを生成する測定部と、測定部で得られた測定データを記録する記録部を備えており、上記制御部が、測定部で得られた測定データを測定時間や患者ＩＤなどと関連付けて、記録部に記録させるようになっている。

また、本体１ａには、測定データを表示する表示画面１ｃと、外部機器とデータ通信するためのコネクタ１ｄとが設けられている。このコネクタ１ｄは、外部機器としてのスマートフォンなどの携帯機器やパーソナルコンピュータなどとの間で、測定データ、測定時間、患者ＩＤなどのデータを送受信するようになっている。すなわち、血糖値計１では、コネクタ１ｄを介在させて、外部機器に測定データや測定時間を転送したり、外部機器から患者ＩＤ等を受信して測定データなどと関連付けたりすることができるように構成されている。

なお、上記の説明以外に、例えば上記測定部を分析用具２の端部に設けて、分析用具２側で測定データを生成する構成でもよい。また、血糖値計１の本体１ａにおいて、患者などのユーザがデータを入力するためのボタン、タッチパネル等の入力部を含むユーザインタフェースを備えてもよい。また、表示画面１ｃや記録部などを本体１ａに設けずに、本体１ａと接続可能な外部装置に設ける構成であってもよい。

（測定装置の構成例）
図２は、測定装置の一例である血糖値計１の構成例を示すブロック図である。図２に示す例では、センサ（分析用具）２は、試料の流路に設けられた２つの電極対（第１の電極対及び第２の電極対）を備える（図示せず）。血糖値計１は、第１測定部３１ａ、第２測定部３１ｂ、制御部３３、記録部３４及び出力部３５を備える。第１測定部３１ａは、試料に接触可能な第１の電極対に対して入力された第１信号に対する第１電気的応答を測定する。第２測定部３１ｂは、試料に接触可能な第２の電極対に対して入力された第２信号に対する電気的応答を測定する。ここで、第２信号は、第１のレベルから第２のレベルへ値が変化し、その後一定の時間、前記第２のレベルを保つ波形を含むものとなる。第２測定部３１ｂは、この第２信号に対する第２電気的応答を、第２信号の前記変化に対する応答信号のピーク値として測定する。制御部３３は、第１電気的応答から得られる試料の測定対象成分の量を示す値を、第２測定部３１ｂが測定した応答信号のピーク値に基づいて補正する。補正された測定対象成分の量を示す値は、例えば、記録部３４に記録され、出力部３５によって、表示画面１ｃに表示される。

測定装置の構成は、上記の携帯型の測定装置に限られない。例えば、携帯電話、スマートフォン、ゲーム機、パーソナルコンピュータ、又は、サーバコンピュータ等に測定部を接続した構成とすることもできる。この場合、制御部３３は、測定部を接続可能な機器のコンピュータにより構成することができる。

上記制御部３３は、測定装置のコンピュータが備えるプロセッサが、所定のプログラムを実行することによって実現することができる。例えば、血糖値計１には、マイクロコントローラを組み込むことができる。このようなマイクロコントローラは、一例として、制御部３３を構成するコアプロセッサを含む構成とすることができる。なお、コンピュータを、制御部３３として機能させるプログラム、及び、それらを記録した非一時的(non-transitory)な記録媒体も、本発明の実施形態に含まれる。さらに、これらのプログラムをコンピュータが実行する方法も、本発明の実施形態に含まれる。

本実施形態では、一例として、センサ２の第１の電極対を、試料中のグルコースを測定するための一対のグルコース電極とし、第２の電極対を、試料中のヘマトクリットを測定するための一対のヘマトクリット電極とする。このような第１の電極対及び第２の電極対は、センサ２における試料の流路に露出した電極として形成される。グルコース電極には、例えば、酸化還元酵素および電子伝達物質などの試薬が設けられる。ヘマトクリット電極には、そのような試薬は設けられない。

第１測定部３１ａは、制御部３３からの指示に基づき、試薬と反応した状態の試料が接触したグルコース電極に第１信号として例えば、ＤＣ信号を印加し、その応答信号を第１電気的応答として測定する。制御部３３は、応答信号値に基づいてグルコース濃度を示す値を決定することができる。

第２測定部３１ｂは、制御部３３から指示に基づき、試薬と反応していない状態の試料が接触したヘマトクリット電極に、第２信号として、例えば、矩形又は台形の波形を有するパルス信号を印加する。第２測定部３１ｂは、第２信号における信号レベルの変化、例えば、パルスの立ち上がりに対する応答信号のピーク値を測定する。このように、入力信号におけるレベルの変化に対する応答信号のピーク値を測定することで、制御部３３において、ピーク値を用いてヘマトクリットの量を示す値を決定することができる。すなわち、入力信号の急峻な変化によって得られるピーク電流を測定することで、ヘマトクリット値を算出することができる。さらに、制御部３３は、ヘマトクリット値を用いて、第１信号の第１応答信号値から得られるグルコース濃度を示す値を補正することができる。

図３は、第２測定部３１ｂの回路構成の例を示す図である。図３に示す例では、オペアンプ４０の＋端子に信号生成回路３１２が接続され、−端子にセンサ２の第２の電極対が接続される。オペアンプ４０の出力端子は、Ａ／Ｄ変換回路３１１に接続される。オペアンプ４０の−端子と出力端子間には、抵抗Ｒが接続される。図３に示す例においては、オペアンプ４０の＋端子に入力信号Ｉｎとしてパルス波が入力され、センサ２の第２の電極対へそのパルス波Ｉｎ（一例としてパルス電圧）が入力される。第２の電極対は試料と接しており、試料の応答電流Ｒｅｓはオペアンプ４０の−端子側へ入力され、オペアンプ４０の出力端子側から電圧信号Ｒｅｓ＿ｅに変換されて出力される。電圧信号Ｒｅｓ＿ｅはＡ／Ｄ変換回路３１１でデジタル信号に変換されて制御部３３へ入力される。なお、オペアンプ４０とＡ／Ｄ変換回路３１１の間に設けられた検出回路（図示せず）でピーク値を検出する構成であってもよいし、制御部３３でピーク値の算出をする構成とすることもできる。信号生成回路３１２は、制御部３３からの指示に基づいて、入力信号を生成する。

このように、第２測定部３１ｂは、立ち上がり成分と立ち上がり後一定値をとる波形成分を有する信号を、第２信号として、試料へ印加することができる。そして、第２測定部３１ｂは、矩形波又は台形波成分を有する試料の第２電気的応答を、応答信号のピーク値によって測定することができる。

ピーク値は、例えば、第２信号のレベル変化時点（例えば、パルスの立ち上がり時点）から一定期間内に検出された応答信号値のうち最も大きいものとすることができる。あるいは、ある一定の時間における応答信号のピーク値を保持する回路を用いて、例えば、第２信号のレベル変化時間からある一定の時間において保持されたピークの値を、応答信号のピーク値として測定することもできる。また、ピーク値の大きさは、応答信号値の立ち上がり前のレベル又は立ち上がり後に一定値に落ち着いたときのレベルとピーク時のレベルとの差として検出することができる。すなわち、応答信号値の変化前又は変化後の安定期におけるレベルを基準とした値をピーク値として測定することができる。

応答信号値は、応答電流値又は応答電圧値として測定することができる。上記図３に示す回路では、一例として、電圧信号を電極対へ印加することで応答としてピークトップ電流の出力を得る構成となっている。なお、ピーク値は、必ずしも厳密に最高到達点の値である必要はなく、一定期間内に所定周期で検出された離散値のうち最も大きい値をピーク値とすることができる。

本実施形態では、少なくとも１回の入力信号レベル変化に対する応答信号値が検出できれば、ピーク値を得ることができる。そのため、例えば、ヘマトクリット値を短時間で得ることが可能になる。なお、複数のパルスを連続的に入力し、複数回の信号レベル変化に対する応答信号のピーク値を、それぞれ取得してもよい。この場合、例えば、複数のピーク値の代表値（例えば、平均値等）を求めることにより、ピーク値の精度を向上させることも可能である。

図４は、センサ２の第２の電極対への入力信号（第２信号）：ＩｎｐｕｔＳｉｇｎａｌと、出力信号（第２応答信号）ＯｕｔｐｕｔＳｉｇｎａｌの一例を示す図である。図４に示すグラフにおいて、横軸は時間、縦軸は電圧レベルを示す。図４に示す例では、入力信号ＩｎｐｕｔＳｉｇｎａｌの電圧レベルがＶ１からＶ２へ変化することによって、出力信号の電圧レベルもＶ３から急激に変化してＶ４へ達し、その後ゆるやかに減少している。例えば、ここで、入力信号の立ち上がり時点（変化開始時点）ｔ１から６．４３μ秒後に出力信号のレベルがピーク（Ｐｅａｋｔｏｐ）に達している。

図５は、入力信号（第２信号）の形態について説明するための図である。図５では、入力信号の例として、電圧パルス波を示している。ここで、パルス波の周期Ｔ、第１のレベルと第２のレベルの電位差Ａ、立ち上がり時間ｔ（第１のレベルから第２のレベルへ変化する時間の一例）は、センサ２の構造や測定システムの環境等に応じて適宜設定することが可能である。例えば、１／Ｔは、１〜５００［Ｈｚ］、立ち上がり時間ｔは、３０μ秒より短く、電位差Ａは、５０〜１０００ｍＶの範囲で設定することができる。また、入力信号として、最大０．２秒のパルス波信号をヘマトクリット電極へ印加することで、ヘマトクリットを測定することができる。なお、図５に示す例では、印加する信号すなわち入力信号は、電圧で表されるが、入力信号は電流で表されてもよい。すなわち、ヘマトクリット電極へ印加する電圧を制御することで、入力信号を制御することもできるし、電流を制御することで入力信号を制御することもできる。

図５に示す例では、あるレベルから高いレベルへ立ち上がり一定の時間高いレベルを保った後、元のレベルへ戻る波形の信号である。これに対して、あるレベルから低いレベルへ下がって一定の時間低いレベルを保ったのち元のレベルへ戻る波形の信号を入力することもできる。この場合、信号は低いレベルへ下がる変化に対する応答信号か、もしくは、低いレベルから元のレベルへの変化に対する応答信号のピーク値を測定することができる。

発明者らは、入力信号のレベルの変化に費やす時間（例えば、立ち上がり時間）が、応答信号のピーク値を高精度に発生させるのに重要であることを見出した。図６は、入力信号におけるパルス立ち上がり時間と、その応答信号のピーク値との関係を示すグラフである。このグラフによれば、例えば、入力信号が第１のレベルから第２のレベルへ変化するのに費やす時間が、３０μ秒かもしくは３０μ秒より短ければ、応答信号のピーク値を高精度に発生させることができることが分かる。７μ秒かもしくは７μ秒より短ければ、応答信号のピーク値のヘマトクリット値による変動がより顕著に現れる。そのため、ピーク値高精度に発生させることができることが分かる。望ましくは、入力信号が第１のレベルから第２のレベルへ変化するのに費やす時間を、２μ秒もしくは２μ秒より短くすることで、ピーク値の大きさが大きくなり、さらに、高精度な応答信号のピーク値を得ることができる。

なお、入力信号の値が第１のレベルから第２のレベルに変化した後、第２のレベルを維持する時間は、特に限定はされない。例えば、入力信号の変化に対する応答信号のピークを過ぎて一定の値に落ち着くのに費やす時間より長い時間、第２のレベルを維持するようにすることができる。図５に示すパルス波の場合、パルスが立ち上がってから、再び元のレベルへ戻るまでの時間（すなわち、第２のレベルを維持する時間）は、応答信号のピークが過ぎて変動が収まるのに要する時間より長くなるよう、設定することができる。これにより、確実にピーク値を検出することができる。

また、発明者らは、ピーク値を得るには、入力信号において、信号のレベルが、ある値から異なる値へ短時間に変化することが重要であり、入力信号は、必ずしも一定周期で繰り返す一定の電位差のパルス波である必要はないことを見出した。例えば、間隔を空けて段階的にレベルが変化する階段状の波形を有する信号を試料へ印加することもできる。

図７は、図８に示す、時間の間隔をおいて段階的にレベルが上がっていく階段状の波形で、３種類のヘマトクリット値が既知の試料を測定した場合の例を示すグラフである。図７に示すグラフは縦軸が応答信号のピーク値、横軸がヘマトクリットの量を示している。図８に示す入力信号は、時刻ｔ３においてレベルがＶ５からＶ６に上がり、その後レベルをＶ６に保って、時刻ｔ４においてレベルがＶ６からＶ７に上がっている。図９は、図８に示す入力信号を、ヘマトクリット値が２０％の試料（が接触したヘマトリクット電極）に印加した場合の、応答信号の一例を示すグラフである。図９に示す場合、時刻ｔ４の入力信号の立ち上がりに対する応答信号のピーク値は、立ち上がりピークトップとその後の安定期の電流値との差ΔＩ１として測定される。同様に、図１０は、図８に示す入力信号を、ヘマトクリット値が４０％の試料に印加した場合の応答信号の一例を示すグラフである。図１０の例において、時刻ｔ４の入力信号の立ち上がりに対する応答信号のピーク値は、ピークトップとその後の安定期の電流値との差ΔＩ２として測定される。図１１は、図８に示す入力信号を、ヘマトクリット値が７０％の試料に印加した場合の応答信号の一例を示すグラフである。図１１の例において、時刻ｔ４の入力信号の立ち上がりに対する応答信号のピーク値は、ピークトップとその後の安定期の電流値との差ΔＩ３として測定される。

図７におけるプロットａは、図９の時刻ｔ４の立ち上がりに対する応答信号で検出されたピーク値ΔＩ１に、プロットｂは、図１０のピーク値ΔＩ２、プロットｃは、図１１のピーク値ΔＩ３に対応している。

（動作例）
図１２は、本実施形態における血糖値計１の動作例を示すフローチャートである。図１２に示す例では、試料がセンサ２の電極対へ接触すると測定が開始される（Ｓ１）。例えば、血糖値計１は、センサ２がセンサ挿入口１ｂに挿入されると起動するよう構成することができる。この場合、挿入されたセンサ２へ試料である血液が点着されたことが検出されると、制御部３３は、測定を開始することができる。

制御部３３は、第１信号を試料に印加する（Ｓ２）。例えば、制御部３３は、第１測定部３１ａへ指示を出し、ＤＣ信号を第１信号として、グルコース電極へ印加させる。グルコース電極には、予め試薬が設けられており、試料が試薬と反応した状態でグルコース電極に接している。

第１測定部３１ａは、第１信号に対する試料の第１電気的応答を測定する（Ｓ３）。例えば、第１測定部３１ａは、ＤＣ信号に対する応答電流を測定し、Ａ／Ｄ変換して制御部３３へ送信することができる。

制御部３３は、第１信号に対する試料の第１電気的応答を取得すると、第２信号を試料に印加する（Ｓ４）。例えば、制御部３３は、第２測定部３１ｂへ指示を出し、パルス信号を第２信号として、ヘマトクリット電極へ印加させる。ヘマトクリット電極には、試料が試薬と反応していない状態で接している。制御部３３は、例えば、パルス信号の立ち上がり時間、周期、大きさ、印加する時間の長さ等を、第２測定部３１ｂに対して指示することができる。

第２測定部３１ｂは、第２信号に対する試料の第２電気的応答を測定する（Ｓ５）。例えば、第２測定部３１ｂは、第２信号のパルスの立ち上がりに対する応答信号のピーク値を測定する。第２測定部３１ｂは、応答信号のピーク値を、Ａ／Ｄ変換して制御部３３へ送信してもよいし、応答信号を所定の周期（例えば、０．１μ秒）で検出した値をＡ／Ｄ変換して制御部３３へ送信してもよい。

制御部３３は、Ｓ３で取得した第１電気的応答と、Ｓ５で取得した第２電気的応答を用いて、試料に含まれる測定対象成分の量を示す値（ここでは、一例として、グルコース濃度）を算出する（Ｓ６）。これにより、Ｓ３で第１電気的応答から得られる前記試料の測定対象成分の量を示す値を、Ｓ５で得られる応答信号のピーク値に基づいて補正した値が得られる。

例えば、Ｓ６において、制御部３３は、Ｓ５で取得した応答信号のピーク値を用いて試料中のヘマトクリットの量を示す値を決定することができる。例えば、ヘマトクリット値は、予め記録された計算式にピーク値を代入する演算によって得ることができる。あるいは、制御部３３は、応答信号のピーク値と、ヘマトクリット値とを対応付けて記録したテーブルを参照することにより、ヘマトクリット値を決定することができる。制御部３３は、決定したヘマトクリット値を用いて、第１電気的応答から得られるグルコース濃度の値を補正することができる。なお、ピーク値からヘマトクリット値に換算せず、ピーク値（応答電流値又は応答電圧値）を、そのままグルコース値の補正に用いてもよい。

ここで、応答信号のピーク値をヘマトクリット値に変換する際の計算例について説明する。例えば、下記式（１）に、Ｓ５で得られるピーク値を代入してヘマトクリット値を求めることができる。

Y = aX + b ―――（１）
ヘマトクリット値：Y
ピーク値：X
a, b：予め決められた係数
なお、計算式は、上記式（１）に限られない。例えば、上記式（１）のような一次式だけでなく、高次式を用いることもできる。

また、計算式を用いるかわりに、演算用のテーブルを予め記録しておき、テーブルを参照することにより、ピーク値に対応するヘマトクリット値を決定することもできる。ピーク値とヘマトクリット値との対応関係を示すテーブルの例を以下に示す。

Ｓ６で補正された測定対象成分の量を示す値（例えば、グルコース濃度値）は、記録部３４に記録され、出力部３５により表示画面１ｃへ表示される（Ｓ７）。出力部３５は、有線又は無線ネットワークを介して他の装置へ値を送信することもできる。

以上、図１２に示す例では、第１信号の応答を測定する処理（Ｓ２、Ｓ３）の終了後、第２信号の応答を測定する処理（Ｓ４、Ｓ５）が実行されている。これは、第１信号及び第２信号を、共通しない時間のあいだで生物学的流体に印加する場合の例である。この場合、第１信号及び第２信号間で同期をとる必要がないため、処理や装置構成を簡素にすることができる。

図１３は、本実施形態における血糖値計１の他の動作例を示すフローチャートである。図１３に示す例では、第１信号の応答を測定する処理（Ｓ２、Ｓ３）と、第２信号の応答を測定する処理（Ｓ４、Ｓ５）は、並行して実行される。これにより、測定にかかる時間を短縮することができる。なお、Ｓ１〜Ｓ７の各処理の内容は、図１２のＳ１〜Ｓ７の各処理の内容と同様にすることができる。

以上のように、本実施形態における測定装置は、試薬が設けられた第１の電極への第１信号に対する第１電気的応答により、試薬と反応する試料の成分を測定する。さらに、この測定結果を補正するための値を、前記試薬は設けられていない第２の電極への第２信号のレベル変化に対する応答信号のピーク値により取得する。この構成により、単純な構成及び処理で、測定精度を向上させることができる。例えば、測定された成分を補正するための値を得るために、例えば、ＤＣおよびＡＣ成分を含む複合的な信号を１つの電極対に印加して、ＤＣ成分及びＡＣ成分の応答信号から求める場合に比べて、本実施形態では、第１電気的応答で試薬反応成分の検出、第２電気的応答でピーク値を取得するので、簡単な処理と構成で測定精度が向上できる。また、ＤＣ信号およびＡＣ信号を同時に２つの電極対に印加して、それぞれの応答信号を用いることで測定精度を求める場合に比べても、本実施形態では、同時にＤＣ信号とＡＣ信号を扱う必要はないので、簡単な処理と構成で、測定精度を向上できる。

（センサ２の構成例）
次に、図１４〜図１７を参照して、本実施形態の分析用具２について具体的に説明する。

図１４は、図１に示した分析用具を説明する平面図である。図１５は、上記分析用具の血液の導入孔側の構成を説明する拡大平面図である。図１６は、図１５のＩＶ−ＩＶ線断面図である。図１７は、上記分析用具の主要部の構成を説明する拡大平面図である。

図１４において、本実施形態の分析用具２には、基板３と、レジストインク９を介在させて基板３に対向する対向基板４とが設けられている。この分析用具２では、後に詳述するように、図１４の右端部に、血液の導入孔が設けられている。また、分析用具２では、図１４の矢印“Ｉ”方向に沿って、血糖値計１の挿入口１ｂ（図１）に挿入されるようになっている。

基板３には、例えば疎水性を有する合成樹脂が用いられており、この基板３上には、４本の信号配線５、６、７、及び８が形成されている。また、これらの各信号配線５、６、７、及び８には、例えばカーボンインクが用いられており、例えばスクリーン印刷法により基板３上に所定のパターンで形成されている。すなわち、信号配線５、６、７、及び８は、それぞれ直線状に設けられるとともに、同一の幅寸法を有する配線部５ａ、６ａ、７ａ、及び８ａと、これら配線部５ａ、６ａ、７ａ、及び８ａに対して、それぞれ直角に折り曲げられた電極部５ｂ、６ｂ、７ｂ、及び８ｂ（図１５）とを有している。

なお、この説明以外に、例えば金属薄膜を用いて、信号配線５、６、７、及び８を構成しもてよい。

また、分析用具２では、図１４に示すように、基板３は左端部（挿入部）が対向基板４とレジストインク９で覆われておらず、上述の各配線部５ａ、６ａ、７ａ、及び８ａの左端部が露出するようになっている。そして、分析用具２では、上記挿入口１ｂに挿入されたときに、各配線部５ａ、６ａ、７ａ、及び８ａの左端部が血糖値計１の本体１ａ（図１）の内部に設けられた接続部（図示せず）に接続されて、分析用具２は、血糖値計１と電圧信号のやりとりを行うように構成されている。

また、分析用具２では、図１４に示すように、その右端部（試料流入部）に一対のヘマトクリット電極１１と、一対のグルコース電極１２とが設けられており、上記導入孔から導入された血液が後述の流路を通って、これらヘマトクリット電極１１及びグルコース電極１２に到達するようになっている。

また、対向基板４には、例えば親水性を有する合成樹脂が用いられており、その左端（挿入側端部）４ａは、上述したように、各配線部５ａ、６ａ、７ａ、及び８ａの左端部が露出するように、位置決めされている。一方、対向基板４の右端（試料流入側端部）４ｂは、分析用具２の右端（すなわち、基板３の右端）と一致するように構成されている。また、対向基板４では、親水性を有しているので、上記流路内を通る血液が当該血液の流入方向の下流側に設けられた一対のグルコース電極１２に容易に達することができるようになっている。さらに、対向基板４には、上記流路に連通する空気孔Ａｎが設けられており、当該流路内に円滑に血液（試料）を流入させることができるようになっている。

また、レジストインク９には、例えば熱硬化インクなどの絶縁体が用いられており、例えばスクリーン印刷法により基板３上及び信号配線５、６、７、及び８上に所定のパターンで形成されている。具体的には、レジストインク９の左端９ａは、対向基板４の左端４ａと一致するように構成されている。一方、レジストインク９の右端９ｂは、図１４に示すように、対向基板４の右端９ｂよりも若干左側となるように構成されている。また、レジストインク９には、絶縁体が用いられているので、各信号配線５、６、７、及び８、ひいては測定精度に悪影響を及ぼすことがないようになっている。

また、レジストインク９上には、矩形状の両面テープ１０ａ、１０ｂ、及び１０ｃが対向基板４との間に設けられている。この両面テープ１０ａ、１０ｂ、及び１０ｃは、基板３と対向基板４とを接着するための接着層であり、基板３上に形成されたレジストインク９を介して基板３と対向基板４とを互いに接着させるようになっている。なお、両面テープ１０ｃには、基板３、対向基板４、及びレジストインク９と同じ幅を有するものが用いられており、また両面テープ１０ｃの一方の端（図１４の左端）は、対向基板４の左端４ａ及びレジストインク９の左端９ａと一致するようになっている。また、両面テープ１０ｃの他方の端（図１４の右端）と両面テープ１０ａ、１０ｂとの間において、上記空気孔Ａｎが対向基板４に設けられている。

なお、この説明以外に、例えば紫外線硬化樹脂を用いて、レジストインク９を構成してもよい。

また、本実施形態の分析用具２では、図１５に“Ａ”にて示すように、その下端部に血液の導入孔が設けられている。この導入孔では、その開口部分が基板３、対向基板４、レジストインク９、及び両面テープ１０ａ、１０ｂによって規定されている。上記開口部分から、図１５の上側に向かって血液の流路Ｒが分析用具２内に形成されている（図１６も参照。）。そして、この流路Ｒでは、血液は上記導入孔から毛細管現象によって図１５及び図１６に“Ｒｈ”にて示す流入方向に流入するようになっている。なお、この毛細管現象を容易なものとするために、対向基板４には上記空気孔Ａｎが設けられている。

つまり、本実施形態の分析用具２では、基板３、対向基板４、レジストインク（絶縁体）９、及び両面テープ（接着層）１０ａ、１０ｂ、及び１０ｃにより、血液（試料）の流路Ｒを規定する規定要素が構成されている。また、流路Ｒの長さは、例えば、１.１〜１０ｍｍ、１．５〜４．５ｍｍ、または２〜４ｍｍとしうる。また、流路Ｒの幅は、例えば、１〜１０ｍｍ、２〜３．５ｍｍ、または１．５〜２．５ｍｍとしうる。さらに、流路Ｒの容積は、例えば、０．１〜１０μＬ、０．１５〜０．５μＬ、または０．２５〜０．３５μＬとしうる。

また、流路Ｒでは、図１５〜図１７に示すように、切り欠き部９ｃがレジストインク９に設けられている。また、流路Ｒでは、その上流（導入孔側）に位置するように、第１の電極対としての一対のヘマトクリット電極１１が設けられ、その一対のヘマトクリット電極１１より下流に位置するように、第２の電極対としての一対のグルコース電極１２が設けられている。

具体的にいえば、一対のヘマトクリット電極１１は、電極部５ｂ及び８ｂのうち、切り欠き部９ｃ内に露出した各部分により、実質的に構成されている。そして、一対のヘマトクリット電極１１では、電極部５ｂ及び８ｂの上述の各部分に血液が接触した状態で、信号配線５及び８に対して、交流電圧（ＡＣ）または直流電圧（ＤＣ）による電圧信号が供給されることにより、血糖値計１において、ヘマトクリットの値が検出されるようになっている。

また、一対のグルコース電極１２は、電極部６ｂ及び７ｂのうち、切り欠き部９ｃ内に露出した各部分により、実質的に構成されている。また、一対のグルコース電極１２上には、図１７に二点鎖線にて示すように、固化した滴下試薬１５が設置されている。そして、一対のグルコース電極１２では、電極部６ｂ及び７ｂの上述の各部分と滴下試薬１５に血液が接触し当該血液が滴下試薬１５と反応した状態で、信号配線６及び７に対して、交流電圧（ＡＣ）または直流電圧（ＤＣ）による電圧信号が供給されることにより、血糖値計１において、グルコースの値（血糖値）が検出されるようになっている。また、測定装置１では、検出したヘマトクリットの値を用いて、検出したグルコースの値を補正して、この補正後のグルコースの値を測定データとして扱うようになっている。

また、滴下試薬１５は、分析用具２の製造工程において、対向基板４が基板３に貼り合わせられる前に、液体の状態で、例えばディスペンサなどの液体定量吐出装置により、一対のグルコース電極１２上に滴下された後、乾燥されることにより、当該グルコース電極１２上で固化する。

また、流路Ｒでは、図１７に例示するように、一対のヘマトクリット電極１１の下流側端部と一対のグルコース電極１２の上流側端部との間に、液体の状態の滴下試薬１５を規制する滴下試薬規制要素１３ａ及び１３ｂが設けられている。この滴下試薬規制要素１３ａ及び１３ｂは、レジストインク（規定要素）９と一体的に構成されており、図１７に示すように、一対のヘマトクリット電極１１の一方の電極部５ｂ上に形成されている。詳細には、滴下試薬規制要素１３ａ及び１３ｂの一部分は、電極部５ｂの一部分上に重なるように設けられ、滴下試薬規制要素１３ａ及び１３ｂの残りの部分は、一対のヘマトクリット電極１１の下流側端部と一対のグルコース電極１２の上流側端部との間に設けられている。

また、流路Ｒでは、図１７に例示するように、血液の流入方向Ｒｈに交差する交差方向（例えば、流入方向Ｒｈに直交する直交方向）において、滴下試薬規制要素１３ａ及び１３ｂと、間隙１４が設けられている。つまり、流路Ｒでは、間隙１４が２つの滴下試薬規制要素１３ａ及び１３ｂの間に形成されている。

以上のように構成された本実施形態の分析用具２では、滴下試薬規制要素１３ａ及び１３ｂが上記流路Ｒにおいて、一対のヘマトクリット電極（第１の電極対）１１の下流側端部と一対のグルコース電極（第２の電極対）１２の上流側端部との間に形成されている。さらに、本実施形態の分析用具２では、流路Ｒでは、血液（試料）の流入方向Ｒｈに交差する交差方向において、滴下試薬規制要素１３ａ及び１３ｂと、間隙１４とが設けられている。これにより、本実施形態の分析用具２では、上記従来例と異なり、流路Ｒの下流側に設けられた一対のグルコース電極１２に対しても、血液を十分に到達させることができる。

また、本実施形態では、滴下試薬規制要素１３ａ及び１３ｂが一対のヘマトクリット電極１１上に形成されているので、一対のグルコース電極１２に対して、十分な滴下試薬１５を滴下することができる。また、滴下試薬規制要素１３ａ及び１３ｂにより、滴下試薬１５を確実に規制することができる。すなわち、滴下試薬規制要素１３ａ及び１３ｂにより、滴下試薬１５の一対のヘマトクリット電極１１側への移動を確実に抑制することができる。

また、本実施形態では、滴下試薬規制要素１３ａ及び１３ｂはレジストインク（規定要素）９の一部分と一体的に構成されているので、部品点数が少なく、構造簡単な分析用具２を容易に構成することができる。

また、本実施形態では、滴下試薬規制要素１３ａ及び１３ｂは絶縁体であるので、製造簡単な分析用具２を容易に構成することができる。

また、本実施形態では、基板３に対向する対向基板４と、基板３と対向基板４とを接着するための両面テープ（接着層）１０ａ、１０ｂ、及び１０ｃとを備え、規定要素には、基板３上に設けられたレジストインク（絶縁体）９、両面テープ１０ａ、１０ｂ、及び１０ｃ、及び対向基板４が含まれている。これにより、本実施形態では、構造簡単で、薄型化されたコスト安価な分析用具２を容易に構成することができる。

また、本実施形態の分析用具２の製造方法は、基板３上で、流路Ｒの上流に一対のヘマトクリット電極（第１の電極対）１１を形成する第１の電極対形成工程と、基板３上で、流路Ｒの下流に一対のグルコース電極（第２の電極対）１２を形成する第２の電極対形成工程と、流路Ｒにおいて、一対のヘマトクリット電極１１の下流側端部と一対のグルコース電極１２の上流側端部との間に、血液（試料）の流入方向Ｒｈに交差する交差方向で間隙１４が生じるように、滴下試薬１５を規制する滴下試薬規制要素１３ａ及び１３ｂを形成する滴下試薬規制要素形成工程を具備している。これにより、本実施形態の分析用具２の製造方法では、滴下試薬規制要素形成工程により、流路Ｒにおいて、一対のヘマトクリット電極１１の下流側端部と一対のグルコース電極１２の上流側端部との間に、滴下試薬規制要素１３ａ及び１３ｂと、間隙１４が形成される。この結果、本実施形態の分析用具２の製造方法では、流路Ｒの下流側に設けられた一対のグルコース電極１２に対しても、血液を十分に到達させることができる分析用具２を製造することができる。

また、本実施形態の分析用具２の製造方法では、滴下試薬規制要素形成工程において、滴下試薬規制要素１３ａ及び１３ｂが一対のヘマトクリット電極１１上に形成されているので、一対のグルコース電極１２に対して、十分な滴下試薬１５を滴下することができる。

また、本実施形態の分析用具２の製造方法では、第１及び第２の電極対形成工程において、スクリーン印刷法を用いて、基板３上に一対のヘマトクリット電極１１及び一対のグルコース電極１２が同時に形成される。これにより、本実施形態では、一対のヘマトクリット電極１１及び一対のグルコース電極１２を高精度に、かつ、短時間で形成することができる。

また、本実施形態では、流路Ｒの下流側に設けられた一対のグルコース電極（第２の電極対）１２に対しても、血液（試料）を十分に到達させることができる分析用具２が用いられているので、当該血液について、高精度な測定を行うことができる血糖値計（測定装置）１を容易に構成することができる。

上記のような、試薬を十分に設けた第１の電極対（グルコース電極）と、第２の電極対（ヘマトクリット電極）とを有する分析用具２を、図２に示す血糖値計１のセンサ２として用いることで、測定精度をより向上させることができる。これにより、簡単な処理及び構成によって、測定精度を向上させることができるという効果をより奏することができる。なお、本実施形態の血糖値計１に用いることができる分析用具２は、上記例に限られない。

［実施形態２］
図１８は、実施形態２における測定装置の構成例を示すブロック図である。図１８に示す測定装置１ａは、血液試料のヘマトクリット値を測定する測定装置の一例である。測定装置１ａは、測定部３１、制御部３３、記録部３４、及び出力部３５を備える。また、測定装置１ａは、センサ２が挿入可能であり、挿入されたセンサ２の電極に対して信号を入力できるようになっている。

測定部３１は、センサ２の血液試料に接触可能な電極対に対して信号を入力し、入力された信号に対する電気的応答を測定する。ここで、入力される信号は、上記実施形態１と同様に、第１のレベルから第２のレベルへ値が変化し、その後一定の時間、前記第２のレベルを保つ信号とすることができる。また、測定部３１は、この入力信号に対する電気的応答を、入力信号の前記変化に対する応答信号のピーク値として測定する。

制御部３３は、測定部３により測定されたピーク値から血液試料のヘマトクリット値を決定する。ピーク値からヘマトクリット値を決定する処理は、例えば、上記実施形態１と同様の処理を用いることができる。このように、血液試料のヘマトクリット値を測定する装置も、本発明の実施形態の一つである。また、本実施形態は、ヘマトクリット値測定専用の装置とすることができる。

（実施形態による効果及び変形例）
上記実施形態１、２では、入力信号のレベル変化に対する応答信号のピーク値に着目し、そのピーク値を精度高く発生させるために好ましい波形の入力信号が用いられる。そのため、上記実施形態１、２によれば、電流値だけで測定できるため、システムが簡素化できる。また、最低限、一つの段差を有する入力波形で、その段差（例えば、立ち上がり）から信号レベルが一定になった時点で、試料の特定成分の量を判断することが可能になる。そのため、測定方法が簡素化できると共に、測定時間が短縮化できる。また、上記実施形態１、２では、入力信号として、sin波のような繰り返し波形の信号を入力する必要もないし、複数の周波数のＡＣ成分を持つ信号を入力する必要もない。さらに、上記実施形態１、２では、ＡＣ成分を有する入力信号に対する応答として、アドミッタンスや位相情報を測定する必要もないため、装置及び処理を簡素することができる。

上記実施形態１では、試料を血液とし、第１信号の応答によりグルコースを、第２信号の応答によりヘマトクリットを測定する例を説明したが、試料及び測定対象成分は、上記例に限られない。その他の様々な生物学的流体を、本願発明の試料とすることができる。例えば、グルコースの代わりに乳酸を測定対象成分とし、第１電気的応答から得られた乳酸の値を、ヘマトクリット値で補正する構成であってもよい。また、その他のヘマトクリット補正機能を備えた測定システムに本発明を適用することもできる。また、上記実施形態１、２における応答信号のピーク値を用いた測定は、ヘマトクリット値測定以外にも、例えば、血液検体の電解質及びＰＨ検査、血液凝固のモニタリング（血栓リスクの評価）、又は、コントロール液検知等の測定にも適用することができる。その他、入力信号の変化に対する応答信号のピーク値に相関がある成分の測定に、上記実施形態の測定方法及び測定装置を用いることができる。

１ 血糖値計（測定装置）
２ 分析用具（センサ）
３ 基板
４ 対向基板（規定要素）
９ レジストインク（規定要素、絶縁体）
１０ａ、１０ｂ 両面テープ（規定要素、接着層）
１１ 一対のヘマトクリット電極（第１の電極対）
１２ 一対のグルコース電極（第２の電極対）
１３ａ、１３ｂ 滴下試薬規制要素
１４ 間隙
１５ 滴下試薬
Ｒ 流路
３１ａ 第１測定部
３１ｂ 第２測定部
３３ 制御部
３４ 記録部
３５ 出力部

Claims (12)

1. 生物学的な試料の測定対象成分を測定する方法であって、
   第１信号を前記試料に印加する工程と、
   前記第１信号に対する前記試料の第１電気的応答を測定する工程と、
   第１のレベルから第２のレベルへ値が変化し、その後一定の時間、前記第２のレベルを保つ第２信号を、前記試料に印加する工程と、
   前記第２信号に対する前記試料の第２電気的応答を、前記第２信号の変化に対する応答信号のピーク値として、測定する工程と、
   前記第１電気的応答から得られる前記試料の測定対象成分の量を示す値を、前記応答信号のピーク値に基づいて補正する工程と、
   含む測定方法。
2. 前記第２信号は、前記第１のレベルから前記第２のレベルへ値が変化し、その後一定の時間、前記第２のレベルを保つ波形として、矩形波又は台形波成分を含む、請求項１に記載の測定方法。
3. 前記第１信号を印加する時間と、前記第２信号を印加する時間は、共通しない、請求項１又は２に記載の測定方法。
4. 前記第１信号は、試薬と反応した状態の前記試料に印加され、前記第２信号は、試薬と反応していない状態の前記試料に印加される、請求項１〜３のいずれか１項に記載の測定方法。
5. 前記第２信号において、前記第１のレベルから前記第２のレベルへと値が変化するのに費やされる時間が３０μ秒かもしくは３０μ秒より短い、請求項１〜４のいずれか１項に記載の測定方法。
6. 前記第２信号において、前記第１のレベルから前記第２のレベルへと値が変化するのに費やされる時間が７μ秒かもしくは７μ秒より短い、請求項１〜４のいずれか１項に記載の測定方法。
7. 前記第２信号において、前記第１のレベルから前記第２のレベルへと値が変化するのに費やされる時間が２μ秒かもしくは２μ秒より短い、請求項１〜４のいずれか１項に記載の測定方法。
8. 血液試料のヘマトクリット値を測定する測定方法であって、
   前記血液試料に接触可能な電極対に対して、第１のレベルから第２のレベルへ値が変化し、その後一定の時間、前記第２のレベルを保つ信号を印加する工程と、
   前記信号に対する前記血液試料の電気的応答を、前記信号の変化に対する応答信号のピーク値として測定する工程と、
   前記ピーク値から前記血液試料のヘマトクリット値を算出する工程と、を備えた測定方法。
9. 生物学的な試料に接触可能な第１の電極対に対して入力された第１信号に対する第１電気的応答を測定する第１測定部と、
   前記試料に接触可能な第２の電極対に対して入力された第２信号であって、第１のレベルから第２のレベルへ値が変化し、その後一定の時間、前記第２のレベルを保つ第２信号に対する第２電気的応答を、前記第２信号の変化に対する応答信号のピーク値として測定する第２測定部と、
   前記応答信号のピーク値に基づいて、第１電気的応答から得られる前記試料の測定対象成分の量を示す値を補正する制御部とを備えた測定装置。
10. 前記第１測定部は、試薬と反応した状態の前記試料に印加された前記第１信号に対する前記第１電気的応答を測定し、
    前記第２測定部は、試薬と反応していない状態の前記試料に印加された前記第２信号に対する前記第２電気的応答を測定する、請求項９に記載の測定装置。
11. 試料の流路に位置するとともに、試薬が設けられた前記第１の電極対と、前記流路に位置するとともに、前記試薬は設けられていない前記第２の電極対とを有する分析用具をさらに備えた、請求項９又は１０に記載の測定装置。
12. 血液試料のヘマトクリット値を測定する測定装置であって、
    前記血液試料に接触可能な電極対に対して入力された信号であって、第１のレベルから第２のレベルへ値が変化し、その後一定の時間、前記第２のレベルを保つ信号に対する電気的応答を、前記信号の変化に対する応答信号のピーク値として測定する測定部と、
    前記ピーク値から前記血液試料のヘマトクリット値を算出する制御部と、を備えた測定装置。

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