JP2019105558A - 血液中のヘマトクリット値を測定する測定方法および測定装置 - Google Patents

Abstract

【課題】バイオセンサの製造誤差によるヘマトクリット値の測定精度への影響を抑制する。【解決手段】本血液中のヘマトクリット値を測定する測定方法は、血液が接触している電極対に対して異なる周波数の交流信号を印加する第１の工程と、前記異なる周波数の交流信号各々について前記電極対からの応答値を取得する第２の工程と、前記異なる周波数の交流信号各々について前記交流信号と前記応答値との相対関係に係る値を算出し、前記異なる周波数の範囲における、前記相対関係に係る値の周波数に対する変化の割合を算出する第３の工程と、前記変化の割合に基づいて前記血液中のヘマトクリット値を算出する第４の工程と、を含む。【選択図】図５

Description

本発明は、血液中のヘマトクリット値を測定する測定方法および測定装置に関する。

血液中のヘマトクリット値を測定する技術として様々な技術が提案されている。特許文献１では、バイオセンサの電極の抵抗値をあらかじめ測定しておき、抵抗値の測定結果を用いてヘマトクリット値の測定値を補正する技術が提案されている。特許文献２では、バイオセンサの電極に対してパルス波を印加することでヘマトクリット値を測定する技術が提案されている。特許文献３では、５ｋＨｚ以下の低周波の交流電圧を印加した際の血液のインピーダンスと２０ＭＨｚ以上の高周波の交流電圧を印加した際の血液のインピーダンスとの比を用いてヘマトクリット値を測定する技術が開示されている。

特開２０１５−１１４１５３号公報 特許第６１５８１３３号公報 特公平５−１８３８２号公報

血液中のヘマトクリット値測定に利用されるバイオセンサは血液が付着することから衛生管理上使い捨てにされるため、可能な限り安価に製造することが要請される。また、バイオセンサの製品の多くは、指先サイズ以下の小型サイズである。低コスト要請のあるところで微小製品の製造となるため、バイオセンサが各々有する、電極の抵抗値や血液が流れる流路に製造誤差が生じやすい。上記した製造誤差は、バイオセンサを用いて測定されるヘマトクリット値の測定値について、所望の精度が得られない要因となるおそれがあった。

開示の技術の１つの側面は、バイオセンサの製造誤差によるヘマトクリット値の測定精度への影響を抑制することを課題とする。

開示の技術の１つの側面は、次のような血液中のヘマトクリット値を測定する測定方法によって例示される。本測定方法は、血液が接触している電極対に対して異なる周波数の交流信号を印加する第１の工程と、前記異なる周波数の交流信号各々について前記電極対からの応答値を取得する第２の工程と、前記異なる周波数の交流信号各々について前記交流信号と前記応答値との相対関係に係る値を算出し、前記異なる周波数の範囲における、前記相対関係に係る値の周波数に対する変化の割合を算出する第３の工程と、前記変化の割合に基づいて前記血液中のヘマトクリット値を算出する第４の工程と、を含む。開示の技術は、測定装置としても把握することが可能である。

開示の技術は、バイオセンサの製造誤差によるヘマトクリット値の測定精度への影響を抑制できる。

図１は、実施形態に係る測定システムの一例を示す図である。 図２は、バイオセンサの一例を示す斜視図である。 図３は、測定装置の筐体内部の一例を示す図である。 図４は、検量線データの一例を示す図である。 図５は、実施形態に係る測定システムの処理フローの一例を示す図である。 図６は、血液が接触した電極対に対して印加した交流電圧の周波数と、バイオセンサおよび測定装置を用いて算出したアドミッタンス値との関係を例示するグラフである。 図７は、図６に例示したグラフの各周波数における傾きを例示するグラフである。 図８は、検量線データによって換算されたヘマトクリット値と真値との乖離を例示する図の一例である。 図９は、図８に例示される図のうち、周波数５００ｋＨｚから１ＭＨｚを中心に拡大した図の一例である。 図１０は、各周波数における、図７に例示される傾きと検量線とを基に算出したヘマトクリット値の変動係数の一例を示す図である。

以下、実施形態について説明する。以下に示す実施形態の構成は例示であり、開示の技術は実施形態の構成に限定されない。

（血液中のヘマトクリット値を測定する測定方法）
本実施形態に係る血液中のヘマトクリット値を測定する測定方法は、
血液が接触している電極対に対して異なる周波数の交流信号を印加する第１の工程と、
前記異なる周波数の交流信号各々について前記電極対からの応答値を取得する第２の工程と、
前記異なる周波数の交流信号各々について前記交流信号と前記応答値との相対関係に係る値を算出し、前記異なる周波数の範囲における、周波数に対する前記相対関係に係る値の変化の割合を算出する第３の工程と、
前記変化の割合に基づいて前記血液中のヘマトクリット値を算出する第４の工程と、を含む。

（第１の工程）
交流信号は、例えば、交流電圧や交流電流である。交流信号の一例として交流電圧を使用した場合には、正弦波の交流電圧が好ましい。ただし、正弦波の交流電圧に限らず、例えば三角波や矩形波の交流電圧であってもよい。交流信号の一例として交流電流を使用した場合であっても、交流電圧の場合と同様に、多様な波形を取り得る。上記測定方法で用いられる電極対は、少なくとも作用極及び対極を含み、電極対は試薬を含まない。血液の成分の多数を占める赤血球の細胞膜は２層からなり、その電気的特性はコンデンサーに近似する。血液に印加する交流電圧の周波数が５０ｋＨｚ以下では赤血球が絶縁物と見なされ、１００ｋＨｚを超えると、赤血球の細胞膜を透過して容量性電流が流れはじめ、２０ＭＨｚ以上では細胞膜のインピーダンスがほぼ無視できること、並びに血液のインピーダンスは１００ｋＨｚ〜１０ＭＨｚで大きく低下することが、特許文献３（特公平５−１８３６２号公報）に記載されている。発明者は鋭意研究の結果、インピーダンス（またはアドミッタンス）の変化を利用することでヘマトクリット値を測定できることを突き止めるに至った。さらに、異なる周波数における交流信号に対するインピーダンスに変化があれば、どのような周波数の交流信号であってもヘマトクリット値を測定できることを確認した。そのため、実施形態に係る血液中のヘマトクリット値の測定方法では、血液が接触している電極対に印加する交流信号の周波数に限定は無いが、インピーダンスの変化の大きい周波数を利用することが好ましい。インピーダンスの変化の大きい周波数の範囲は、例えば、血液に含まれる血球の細胞膜を通過して容量性電流が流れ始める周波数から、容量
性電流の流れの変化が一定範囲となる周波数までの範囲である。第１の工程において血液に印加する交流信号は、詳細については後述するが、好ましくは周波数が４００ｋＨｚから３ＭＨｚまで間の交流信号であり、より好ましくは周波数が６００ｋＨｚから２ＭＨｚまでの間の交流信号である。また、交流信号の印加では、選択した少なくとも２点の周波数の交流信号を印加してもよいし、所定の範囲の周波数を連続的に変化させながら交流信号を印加してもよい。

（第２の工程）
第２の工程において、第１の工程で印加した異なる周波数の交流信号各々について電極対からの応答値を取得する。応答値は、例えば、交流信号が交流電圧であった場合には電流値が応答値であり、交流信号が交流電流であった場合には電圧値が応答値となる。しかしながら、応答値はこれらに限定されるものではない。応答値は、印加した交流信号に対する応答として電極対から取得できる値であればよい。第１の工程において周波数を連続的に変化させながら交流信号が印加された場合には、応答値を取得する周波数を決定し、決定した周波数における応答値を取得する。応答値を取得する周波数は、あらかじめ決められた周波数を使用してもよいし、実際に取得された交流信号に対する応答値の傾向から決定してもよい。

（第３の工程）
第３の工程において、異なる周波数の交流信号の各々について交流信号と応答値との相対関係に係る値を算出する。相対関係に係る値は、例えば、交流信号を交流電圧とし応答値が血液に流れる電流値とした場合は、インピーダンス値やアドミッタンス値である。インピーダンス値とアドミッタンス値とは、互いに逆数の関係にあるので、いずれか一方を算出すれば他方を算出することは容易である。

さらに、第３の工程では、異なる周波数の範囲における、相対関係に係る値の周波数に対する変化の割合を算出する。例えば、第１の工程において印加した交流電圧の周波数が異なる２つの周波数である場合、算出した相対関係に係る値の差を異なる２つの周波数の差で除算することで、変化の割合が算出される。また、例えば、第１の工程において印加した交流電圧の周波数が異なる３つの周波数（周波数の高い方からＦ１、Ｆ２、Ｆ３とする）である場合、Ｆ１についての相対関係に係る値とＦ２についての相対関係に係る値との差をＦ１とＦ２との差で割った第１の値を算出し、Ｆ２についての相対関係に係る値とＦ３についての相対関係に係る値との差をＦ２とＦ３との差で割った第２の値を算出し、第１の値および第２の値の平均値として変化の割合が算出されてもよい。第１の工程において周波数を連続的に変化させながら交流信号を印加した場合、第２の工程において決定した周波数と決定した周波数に対する応答値の組について同様の処理を実行すればよい。また、例えば、第１の工程において周波数を連続的に変化させながら交流信号を印加した場合における別の一例としては、一方の座標軸に相対関係に係る値、他方の座標軸に交流電圧の周波数をとった二次元座標上に、交流電圧の周波数と当該周波数についての相対関係に係る値を二次元座標上の点として記録し、記録した点を通る近似曲線を決定する。決定した近似曲線上の所定座標における微分値を変化の割合として算出してもよい。ここで、近似曲線を決定する近似法に限定は無い。近似法は、例えば、１次近似であっても２次近似であってもよい。また、所定座標は、例えば、決定した近似曲線上の点であって、一方の座標が、印加した異なる周波数から選択した一つの周波数に対応する座標であってもよい。

（第４の工程）
第４の工程では、算出した変化の割合に基づいて血液中のヘマトクリット値を算出する。算出においては、例えば、変化の割合とヘマトクリット値との対応関係に基づいてヘマトクリット値を算出する。対応関係は、例えば、変化の割合とヘマトクリット値とを対応
付けた検量線、変化の割合が入力されるとヘマトクリット値を出力する関数等である。バイオセンサでは、上述の通り、製造誤差等によって、製品毎に個体差が生じる場合がある。しかしながら、本実施形態では、測定した相対関係に係る値間の変化の割合を算出することにより、当該誤差の影響を抑制し、血液中のヘマトクリット値の測定精度低下を抑制できる。

上述した血液中のヘマトクリット値を測定する測定方法および測定方法を実行する測定装置について、以下図面を参照してさらに詳述する。以下では、バイオセンサを用いて血液中のヘマトクリット値を測定する場合について説明する。

図１は、実施形態に係る測定システム１の一例を示す図である。測定システム１は、測定装置３０とバイオセンサ４０とを含む。測定システム１は、バイオセンサ４０に点着された血液中のヘマトクリット値を測定する。測定装置３０は、筐体３１、複数の操作ボタン３２、表示パネル３３およびセンサ挿入口３４を備える。

図１に示すように、測定装置３０の筐体３１には、操作ボタン３２および表示パネル３３が設けられている。操作ボタン３２は、各種の設定（測定条件の設定やユーザのＩＤ入力など）や、測定の開始、終了等の動作を行うために使用される。操作ボタン３２は、接触式のタッチパネルであってもよい。表示パネル３３は、測定結果やエラーを表示するとともに、設定時における操作手順や操作状況等を表示する。表示パネル３３は、例えば、液晶表示装置、プラズマディスプレイパネル、ＣＲＴまたはエレクトロルミネッセンスパネル等である。表示パネル３３に接触式のタッチパネルが重畳して配置されることで、操作ボタン３２と表示パネル３３とが一体となっていてもよい。

バイオセンサ４０は、測定対象となる血液が接触する電極対を備える。図２は、バイオセンサ４０の一例を示す斜視図である。バイオセンサ４０は、基板４１、スペーサ４２、およびカバー４３を高さ方向に積層して形成される。基板４１の上面に形成される電極対４４は、ヘマトクリット値の測定における作用極４４ａと対極４４ｂとを含む。作用極４４ａおよび対極４４ｂの各々は、導電性を有し、所定距離離れて配置される。以下の説明において、電極対４４をなす２以上の電極（作用極４４ａと対極４４ｂなど）を特に区別しない場合には「電極」との表現を用いる。電極の素材は導電性のある素材であれば特に限定は無いが、例えば、金（Au）、白金（Pt）、銀（Ag）及びパラジウム（Pd）のような金属材料、或いはグラファイト、カーボンナノチューブ、グラフェン、メソポーラスカーボンなどのカーボンに代表される炭素材料を用いて形成される。電極は、例えば、絶縁性の基板４１上に形成され、好ましくは、電極対４４をなす各電極（作用極４４ａと対極４４ｂなど）は同一の基板４１上に形成される。絶縁性の基板４１、スペーサ４２およびカバー４３は、ポリエーテルイミド（ＰＥＩ）、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）、ポリエチレン（ＰＥ）のような熱可塑性樹脂、ポリイミド樹脂、エポキシ樹脂のような各種の樹脂（プラスチック）、ガラス、セラミック、紙のような絶縁性材料で形成される。作用極４４ａ、対極４４ｂおよび基板４１の大きさ、厚さ、位置は適宜設定可能である。電極は、例えば、カーボンインクを用いたスクリーン印刷により基板４１上に形成することができる。電極の一端は流路４６内の血液をその間に挟むよう配置され、他端は測定装置３０と電気的に接続可能なように基板４１上に露出する。バイオセンサでは血液中に含まれる成分（例えば、グルコース、乳酸、アスコルビン酸、アセトアミノフェン等）を検出するために成分と反応可能な酵素やメディエータなどの試薬を電極対に用いることがあるが、本実施形態に係るバイオセンサ４０の電極対４４はこのような試薬を用いない。作用極４４ａおよび対極４４ｂを含む電極対４４は、「電極対」の一例である。

流路４６は、絶縁性である基板４１、スペーサ４２、カバー４３によって形成され、その一端には血液が点着される採取口４５が設けられる。カバー４３には、流路４６の内部
の気体を外部に排気するための排気口４７が設けられる。採取口４５に点着された血液は、毛管現象を利用して、排気口４７に向けて流路４６内を移動する。排気口４７に向けて流れた血液は流路４６内の電極対４４と接触する。

図３は測定装置３０の筐体３１内部の一例を示す図であり、バイオセンサ４０が測定装置３０のセンサ挿入口３４に挿入された状態を示している。図３では、バイオセンサ４０の作用極４４ａ、対極４４ｂが簡略化して示されている。筐体３１の内部には、接続部１０１、印加部１０２、取得部１０３、制御部１０４、記憶部１０７および出力部１０８を備える。接続部１０１は、バイオセンサ４０の電極対４４と電気的に接続できるよう、電極対４４が有する電極に対応した本数の接続端子１０１ａ、１０１ｂを有する。

印加部１０２は、異なる周波数の交流信号を生成し、生成した交流信号を接続部１０１に接続されたバイオセンサ４０の電極対４４に対して印加する。印加部１０２は、交流信号として、交流電圧を生成してもよいし、交流電流を生成してもよい。印加部１０２が生成する交流信号の波形は正弦波であることが好ましいが、正弦波に限定されるわけではない。印加部１０２は、少なくとも２点の周波数を選択して、選択した周波数の交流信号を印加してもよいし、所定の範囲の周波数を連続的に変化させながら交流信号を印加してもよい。

取得部１０３は、印加部１０２がバイオセンサ４０の電極対４４に対して印加した異なる周波数の交流信号に対する応答値を取得する。例えば、印加部１０２が電極対４４に対して交流電圧を印加すると、電極対４４に接触している血液を介して、電極対４４の作用極４４ａと電極対４４の対極４４ｂとの間に電流が流れる。そして、対極４４ｂと接続した接続部１０１の接続端子１０１ｂを介して、取得部１０３は交流電圧に対する応答値である応答電流値を取得できる。ここで、少なくとも２点の周波数を選択し、選択した周波数の交流信号を印加部１０２が印加する場合には、取得部１０３は選択した各々の周波数の交流信号に対する応答値を取得する。印加部１０２が周波数を連続的に変化させながら交流信号を印加した場合には、応答値を取得する周波数が決定され、決定された周波数の交流信号に対する応答値を取得部１０３が取得する。応答値を取得する周波数は、例えば、あらかじめ所定の周波数が記憶部１０７に記憶されており、取得部１０３は記憶部１０７に記憶された所定の周波数に対する応答値を取得してもよい。また、例えば、応答値を取得する周波数は、取得した交流信号に対する応答値の傾向から、取得部１０３が決定してもよい。

制御部１０４は、印加部１０２が印加する交流電圧の制御ならびに取得部１０３が取得した応答電流値を用いて血液中のヘマトクリット値の算出等を行う。制御部１０４は、例えば、Central Processing Unit（ＣＰＵ）によって例示される演算処理装置である。Ｃ
ＰＵは、マイクロプロセッサユニット（ＭＰＵ）、プロセッサとも呼ばれる。ＣＰＵは、単一のプロセッサに限定される訳ではなく、マルチプロセッサ構成であってもよい。

記憶部１０７は、Random Access Memory（ＲＡＭ）、Read Only Memory（ＲＯＭ）やハードディスクなどの補助記憶装置を含む。記憶部１０７は、制御部１０４によって実行されるプログラムや、血液中のヘマトクリット値を算出するための検量線データおよび各種測定に用いられる情報を記憶する。図４は、検量線データの一例を示す図であり、検量線データでは変化の割合とヘマトクリット値（ヘマトクリット換算値）とが対応付けられているため、制御部１０４は変化の割合を基にヘマトクリット値を算出できる。なお、記憶部１０７に記憶された検量線データは一例であって、変化の割合と血液中のヘマトクリット値の対応関係が記憶部１０７に記憶されればよい。記憶部１０７に記憶される対応関係は、例えば、変化の割合が入力されるとヘマトクリット値を出力する関数であってもよい。また、記憶部１０７は、検量線データの他、各種測定に必要な情報を記憶し、第１算出
部１０５や第２算出部１０６等によって利用される。

制御部１０４が記憶部１０７に記憶されたプログラムを実行することで、第１算出部１０５および第２算出部１０６としての処理を実行したり、印加部１０２が印加する交流信号の制御を実行したりする。第１算出部１０５は、異なる周波数の各々について、印加部１０２が印加した周波数の交流信号と取得部１０３が取得した応答値との相対関係に係る値を算出し、異なる周波数の範囲における、相対関係に係る値の周波数に対する変化の割合を算出する。例えば、印加部１０２が交流信号として交流電圧を印加した場合、取得部１０３は、相対関係に係る値として、インピーダンス値やアドミッタンス値を算出する。第２算出部１０６は、第１算出部１０５が算出した変化の割合と記憶部１０７に記憶された検量線データとを基に、血液中のヘマトクリット値を算出する。出力部１０８は、制御部１０４によって算出された血液中のヘマトクリット値を含む各種情報を、表示パネル３３へ表示するよう出力する。

図５は、実施形態に係る測定システム１の処理フローの一例を示す図である。図５の処理フロー開始前の準備として、測定対象となる血液が電極対４４に接触した状態のバイオセンサ４０が測定装置３０のセンサ挿入口３４に挿入される。以下の処理フローでは、交流信号として交流電圧が印加される場合について説明する。以下、図５を参照して、測定システム１の処理フローの一例について説明する。

Ｓ１では、印加部１０２は、バイオセンサ４０の電極対４４に異なる周波数の交流電圧を印加する。本実施形態では、印加部１０２は、例えば、異なる周波数の交流電圧として８５５ｋＨｚの交流電圧と８４５ｋＨｚの交流電圧を電極対４４に印加する。Ｓ１の工程は、「第１の工程」の一例である。

Ｓ２では、取得部１０３は、８５５ｋＨｚの交流電圧に対する応答電流値と８４５ｋＨｚの交流電圧に対する応答電流値とを取得する。Ｓ２の工程は、「第２の工程」の一例である。

Ｓ３では、第１算出部１０５は、Ｓ１において印加部１０２が印加した交流電圧とＳ２において取得部１０３が取得した応答電流値とに基づいて８５５ｋＨｚの交流電圧が印加されたときのアドミッタンス値と８４５ｋＨｚの交流電圧が印加されたときのアドミッタンス値とを算出する。

Ｓ４では、第１算出部１０５は、Ｓ１で印加した交流電圧の周波数の差とＳ３で算出したアドミッタンス値の差とに基づいて、周波数に対するアドミッタンス値の変化の割合を算出する。変化の割合の算出においては、例えば、第１算出部１０５は、Ｓ３で算出した８５５ｋＨｚの交流電圧が印加されたときのアドミッタンス値と８４５ｋＨｚの交流電圧が印加されたときのアドミッタンス値との差を算出し、算出したアドミッタンス値の差を８５５ｋＨｚと８４５ｋＨｚとの差である１０ｋＨｚで除算することで、変化の割合を算出する。Ｓ３およびＳ４の工程は、「第３の工程」の一例である。８５５ｋＨｚの周波数は「第１の周波数」の一例であり、８４５ｋＨｚの周波数は「第２の周波数」の一例である。

Ｓ５では、第２算出部１０６は、Ｓ４で算出した周波数に対するアドミッタンス値の変化の割合と記憶部１０７が記憶する検量線データとに基づいて、ヘマトクリット値を算出する。Ｓ５の工程は、「第４の工程」の一例である。

ここで実施形態に係る測定方法の原理について説明する。図６は、血液が接触した電極対４４に対して印加した交流電圧の周波数と、バイオセンサ４０および測定装置３０を用
いて算出したアドミッタンス値との関係を例示するグラフである。図６では、縦軸はアドミッタンス値を示し、横軸は印加した交流電圧の周波数を示す。図６の横軸は対数で表記されている。図６に係る測定において、印加した電圧は０．２Ｖ_ｐ−ｐである。図６に係る測定では、１０ｋＨｚから５ＭＨｚの範囲で交流電圧の周波数を変更し、インピーダンス値が測定される。図６に例示されるアドミッタンス値は、５回測定したインピーダンス値の平均値を基に算出したものである。測定対象となる血液は、ヘマトクリット値が１０％のもの（図６のグラフＡ）、ヘマトクリット値が４２％のもの（図６のグラフＢ）、ヘマトクリット値が６５％のもの（図６のグラフＣ）の３種類である。測定対象となる血液のヘマトクリット値は、血液を遠心分離器によって遠心分離してあらかじめ測定している。

図７は、図６に例示したグラフの各周波数における傾きを例示するグラフである。図７では、図６に例示したグラフにおいて周波数１０ｋＨｚごとに傾きを算出してグラフ化している。図７では、縦軸は傾きを示し、横軸は印加した交流電圧の周波数を示す。図７の横軸は、図６と同様に対数で表記されている。図７におけるグラフＡ、グラフＢ、グラフＣは、各々図６におけるグラフＡ、グラフＢ、グラフＣに対応する。図７を参照すると理解できるように、８５０ｋＨｚ前後の周波数帯域では、他の周波数帯域よりもグラフＡ、Ｂ、Ｃ各々における周波数に対する傾きのバラつきが少なく、グラフＡ、Ｂ、Ｃ各々の間も離れている。８５０ｋＨｚ前後の周波数帯域は、グラフの傾きによってヘマトクリット値を他の周波数帯域よりも高い精度で算出できる周波数帯域であると考えられる。

図７に例示される傾きとヘマトクリット値との対応関係を基に、各周波数における、傾きからヘマトクリット値を算出する検量線を決定する。検量線は、例えば、上述の図４のように、傾きとヘマトクリット値とを対応付けたものである。図８は、検量線によって換算されたヘマトクリット値と真値との乖離を例示する図の一例である。図９は、図８に例示される図のうち、周波数５００ｋＨｚから１ＭＨｚを中心に拡大した図の一例である。図８および図９における真値は、例えば、血液を遠心分離器によって遠心分離して測定された値である。図８および図９では、縦軸は真値からの乖離の大きさを示し、横軸は印加した交流電圧の周波数を示す。図８および図９を参照すると、８５０ｋＨｚ前後の５００ｋＨｚから１ＭＨｚの周波数帯域では、他の周波数帯域よりも真値からの乖離が少ないことがわかる。

図１０は、各周波数における、図７に例示される傾きと検量線とを基に算出したヘマトクリット値の変動係数の一例を示す図である。図１０では、ヘマトクリット値１０％の血液、ヘマトクリット値４２％の血液およびヘマトクリット値６５％の血液の各々について、変動係数が例示される。ヘマトクリット値を好適に算出するには、変動係数が１０％以下が好ましく、５％以下ではさらに好ましい。このことから、ヘマトクリット値を算出する際に用いる交流電圧の周波数は、４００ｋＨｚから３ＭＨｚが好ましく、６００ｋＨｚから２ＭＨｚではさらに好ましい。以上の原理を踏まえ、本実施形態の図５に例示される処理フローでは、２点の異なる周波数として、８５５ｋＨｚと８４５ｋＨｚとを選択しているが、上記原理に沿って周波数の値、測定数、値間の周波数の差などを適宜選択すればよい。上記原理に沿って周波数を選択することは、交流電圧に対する応答電流値の傾向から、応答電流値を取得する周波数を決定しているといえる。

＜実施形態の効果＞
バイオセンサ４０では、上述の通り、製造誤差等によって、作用極４４ａ、対極４４ｂの抵抗値や流路４６の高さｈ等において製品毎に個体差が生じやすい。本実施形態では、測定した当該製造誤差等の影響を受けたインピーダンス値（またはアドミッタンス値）間の変化の割合を算出することで、作用極４４ａ、対極４４ｂの抵抗値や流路の高さｈの誤差による影響が抑制される。そのため、バイオセンサ４０が作用極４４ａ、対極４４ｂの
抵抗値や流路４６の高さｈ等に製造誤差等を有する場合でも、当該誤差の影響を抑制し、血液中のヘマトクリット値の測定精度低下を抑制できる。さらに、作用極４４ａ、対極４４ｂの抵抗値の誤差による影響が抑制されることから、作用極４４ａ、対極４４ｂの抵抗値をあらかじめ測定する工程や測定した抵抗値に基づいてヘマトクリット値を補正する工程を省略することができる。その結果、本実施形態では、バイオセンサに上記した製造誤差によるヘマトクリット値への測定精度への影響を簡易な構成で抑制できる。

本実施形態に係るヘマトクリット値の測定方法では、作用極４４ａ、対極４４ｂの抵抗値における誤差の影響が大きくなる低ヘマトクリット値（例えば、１０％程度）の測定であっても、位相測定と同程度の測定精度が実現される。また、本実施形態に係るヘマトクリット値の測定方法は、高速サンプリングが不要なため、高速サンプリングが必要となる位相測定を用いたヘマトクリット値の測定方法よりも安価なシステムで実現できる。

本実施形態に係るヘマトクリット値の測定方法は、パルス波を用いてヘマトクリット値を測定する特許文献２に係る技術と比較した場合、低ヘマトクリット値においてより高い測定精度であるため、低ヘマトクリット値を含む様々なヘマトクリット値の血液に対して高い測定精度が実現できる。

本実施形態に係るヘマトクリット値の測定方法は、特許文献３に係る技術のような２０ＭＨｚ以上の高周波を用いなくともよいため、特許文献３に係る技術よりも安価な装置によって実現できる。

１・・・測定システム
３０・・・測定装置
３１・・・筐体
３２・・・操作ボタン
３３・・・表示パネル
３４・・・センサ挿入口
４０・・・バイオセンサ
４１・・・基板
４２・・・スペーサ
４３・・・カバー
４４・・・電極対
４４ａ・・・作用極
４４ｂ・・・対極
４５・・・採取口
４６・・・流路
１０１・・・接続部
１０２・・・印加部
１０３・・・取得部
１０４・・・制御部
１０５・・・第１算出部
１０６・・・第２算出部
１０７・・・記憶部
１０８・・・出力部

Claims (9)

1. 血液が接触している電極対に対して異なる周波数の交流信号を印加する第１の工程と、
   前記異なる周波数の交流信号各々について前記電極対からの応答値を取得する第２の工程と、
   前記異なる周波数の交流信号各々について前記交流信号と前記応答値との相対関係に係る値を算出し、前記異なる周波数の範囲における、前記相対関係に係る値の周波数に対する変化の割合を算出する第３の工程と、
   前記変化の割合に基づいて前記血液中のヘマトクリット値を算出する第４の工程と、を含む、
   血液中のヘマトクリット値を測定する測定方法。
2. 前記電極対は試薬を含まない、
   請求項１に記載の測定方法。
3. 前記第３の工程では、前記相対関係は、前記交流信号と前記応答値との比であって、
   第１の周波数に対応する前記比の値と第２の周波数に対応する前記比の値との差を前記第１の周波数と前記第２の周波数との差で割ることで、前記変化の割合を算出する、
   請求項１または２に記載の測定方法。
4. 前記第４の工程では、前記変化の割合とヘマトクリット値とを対応付けた検量線に基づいて前記血液中のヘマトクリット値を算出する、
   請求項１から３のいずれか一項に記載の測定方法。
5. 前記交流信号は交流電圧であり、前記応答値は前記交流電圧によって前記血液に流れる電流値である、
   請求項１から４のいずれか一項に記載の測定方法。
6. 前記異なる周波数は、前記血液に含まれる血球の細胞膜を通過して容量性電流が流れ始める周波数から、前記容量性電流の流れの変化が一定範囲となる周波数までの間から選択される、
   請求項１から５のいずれか一項に記載のヘマトクリット値を測定する測定方法。
7. 前記異なる周波数は、４００ｋＨｚから３ＭＨｚまでの間から選択される、
   請求項１から６のいずれか一項に記載の測定方法。
8. 前記異なる周波数は、６００ｋＨｚから２ＭＨｚまでの間から選択される、
   請求項７に記載の測定方法。
9. 血液と接触させる電極対を含むバイオセンサとの接続部と、
   前記接続部と接続された前記電極対に対して異なる周波数の交流信号を印加する印加部と、
   前記異なる周波数の交流信号各々について前記電極対からの応答値を取得する取得部と、
   前記異なる周波数の各々について前記交流信号と前記応答値との相対関係に係る値を算出し、前記異なる周波数の範囲における、前記相対関係に係る値の周波数に対する変化の割合を算出する第１算出部と、
   前記変化の割合に基づいて前記血液中のヘマトクリット値を算出する第２算出部と、を備える、
   測定装置。