JP5801479B2 - 生体情報測定装置とそれを用いた生体情報測定方法 - Google Patents
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Description
本発明は、たとえば血糖値を測定する生体情報測定装置とそれを用いた生体情報測定方法に関するものである。
従来、第１の電極及び第２の電極と、これら第１の電極及び第２の電極間に設けた試薬部と、この試薬部に血液を案内する案内部を有するバイオセンサを装着するための生体情報測定装置の構成は、以下のような構成となっていた。
すなわち、前記第１の電極が接続される第１の入力端子と、前記第２の電極が接続される第２の入力端子と、前記第１の入力端子および前記第２の入力端子に電圧を印加する電圧印加部と、前記第１の入力端子および前記第２の入力端子に接続された判定部と、この判定部および前記電圧印加部に接続された制御部と、前記制御部に接続された表示部と、を備えた構成となっていた（例えば、下記特許文献１）。
前記従来例において、前記制御部は、第１の入力端子および第２の入力端子に前処理電圧を印加する前処理電圧印加モードと、この前処理電圧印加モードの後に、前記第１の入力端子および前記第２の入力端子への電圧印加を休止する電圧印加休止モードと、この電圧印加休止モードの後に、前記第１の入力端子および前記第２の入力端子に測定電圧を印加し、生体情報を測定する生体情報測定モードと、を実行させる構成となっていた。
このような従来例における課題は、適切な測定が行えないという事であった。
すなわち、上記従来例においては、血液中に含まれるヘマトクリット値によって、測定される血糖値の値がバラついてしまうので、このバラつきを抑制するために、生体情報測定モードの時間を長くしている。
具体的には、ヘマトクリット値が高くなると、測定される血糖値の値は大きくバラついてしまう。従来例においては、このバラつきを抑制するために、生体情報測定モードの時間を長くしている。
しかしながら、血糖値を測定する多くの測定者は、ヘマトクリット値がそれほど高くない状況である。このような測定者であっても、生体情報測定モードの時間が長くなるということは、測定を少しでも早く終わりたいと思っている測定者にとっては、適切な測定とは言えない状態となる。
しかしながら、生体情報測定モードの時間を一律に短くすると、ヘマトクリット値が高い測定者の血糖値は、大きくバラついてしまい、この場合にも適切な測定が行えない状態となる。
そこで、本発明は適切な測定が行えることを目的とするものである。
そしてこの目的を達成するために本発明は、前記制御部により、前記前処理電圧印加モードおよび前記生体情報測定モードのいずれか一つのモードにおいて、前記血液中のヘマトクリット値を算出し、この算出したヘマトクリット値によって、このヘマトクリット値算出以降における第１の入力端子および第２の入力端子への測定電圧の印加時間を変更する構成とし、これにより、所期の目的を達成するものである。
以上のように本発明は、第１の電極及び第２の電極と、前記第１の電極及び第２の電極間に設けた試薬部と、前記試薬部に血液を案内する案内部とを有するバイオセンサを装着するための生体情報測定装置であって、
前記第１の電極が接続される第１の入力端子と、前記第２の電極が接続される第２の入力端子と、
前記第１の入力端子および前記第２の入力端子に電圧を印加する電圧印加部と、
前記電圧印加部に接続された制御部と、
を備え、
前記制御部は、前記電圧印加部により前記第１の入力端子および前記第２の入力端子に前処理電圧を印加する前処理電圧印加モードと、
前記前処理電圧印加モードの後に、前記電圧印加部により前記第１の入力端子および前記第２の入力端子に測定電圧を印加し、生体情報を測定する生体情報測定モードと、
を実行させる構成であり、
前記制御部は、前記前処理電圧印加モードおよび前記生体情報測定モードのいずれか一つのモードにおいて、前記血液中のヘマトクリット値を算出し、前記算出したヘマトクリット値によって、前記ヘマトクリット値算出以降における前記第１の入力端子および前記第２の入力端子への測定電圧の印加時間を変更する構成である生体情報測定装置である。
前記第１の電極が接続される第１の入力端子と、前記第２の電極が接続される第２の入力端子と、
前記第１の入力端子および前記第２の入力端子に電圧を印加する電圧印加部と、
前記電圧印加部に接続された制御部と、
を備え、
前記制御部は、前記電圧印加部により前記第１の入力端子および前記第２の入力端子に前処理電圧を印加する前処理電圧印加モードと、
前記前処理電圧印加モードの後に、前記電圧印加部により前記第１の入力端子および前記第２の入力端子に測定電圧を印加し、生体情報を測定する生体情報測定モードと、
を実行させる構成であり、
前記制御部は、前記前処理電圧印加モードおよび前記生体情報測定モードのいずれか一つのモードにおいて、前記血液中のヘマトクリット値を算出し、前記算出したヘマトクリット値によって、前記ヘマトクリット値算出以降における前記第１の入力端子および前記第２の入力端子への測定電圧の印加時間を変更する構成である生体情報測定装置である。
また、本発明は、第１の電極及び第２の電極と、前記第１の電極及び第２の電極間に設けた試薬部と、前記試薬部に血液を案内する案内部とを有するバイオセンサを装着するための生体情報測定装置であって、
前記第１の電極が接続される第１の入力端子と、前記第２の電極が接続される第２の入力端子と、
前記第１の入力端子および前記第２の入力端子に電圧を印加する電圧印加部と、
前記電圧印加部に接続された制御部と、
を備え、
前記制御部は、前記電圧印加部により前記第１の入力端子および前記第２の入力端子に前処理電圧を印加する前処理電圧印加モードと、
前記前処理電圧印加モードの後に、前記電圧印加部により前記第１の入力端子および第２の入力端子への電圧印加を休止する電圧印加休止モードと、
前記電圧印加休止モードの後に、前記電圧印加部により前記第１の入力端子および第２の入力端子に測定電圧を印加し、生体情報を測定する生体情報測定モードと、
を実行させる構成であり、
前記制御部は、前記生体情報測定モードの初期において、前記血液中のヘマトクリット値を算出し、前記算出したヘマトクリット値によって、前記ヘマトクリット値算出以降における測定電圧の印加時間を変更する構成である生体情報測定装置である。
前記第１の電極が接続される第１の入力端子と、前記第２の電極が接続される第２の入力端子と、
前記第１の入力端子および前記第２の入力端子に電圧を印加する電圧印加部と、
前記電圧印加部に接続された制御部と、
を備え、
前記制御部は、前記電圧印加部により前記第１の入力端子および前記第２の入力端子に前処理電圧を印加する前処理電圧印加モードと、
前記前処理電圧印加モードの後に、前記電圧印加部により前記第１の入力端子および第２の入力端子への電圧印加を休止する電圧印加休止モードと、
前記電圧印加休止モードの後に、前記電圧印加部により前記第１の入力端子および第２の入力端子に測定電圧を印加し、生体情報を測定する生体情報測定モードと、
を実行させる構成であり、
前記制御部は、前記生体情報測定モードの初期において、前記血液中のヘマトクリット値を算出し、前記算出したヘマトクリット値によって、前記ヘマトクリット値算出以降における測定電圧の印加時間を変更する構成である生体情報測定装置である。
以上のように本発明は、前記制御部により、前記前処理電圧印加モードおよび前記生体情報測定モードのいずれか一つのモードにおいて、前記血液中のヘマトクリット値を算出し、この算出したヘマトクリット値によって、このヘマトクリット値算出以降における測定電圧の印加時間を変更する構成としたものであるので、適切な測定を行うことが出来る。
すなわち、算出したヘマトクリット値が所定値よりも高いと測定される生体情報のバラつきが大きくなるので、そのバラつきを抑制するために測定電圧の印加時間を長くする。このようにする事で、測定される生体情報のバラつきを抑制する事ができ、この結果として、適切な測定を行うことが出来る。
また、算出したヘマトクリット値が所定値よりも低い時には、測定電圧の印加時間を短くする。このようにする事で、測定時間の短縮を図り、これによっても、適切な測定を行うことが出来るのである。
以下、本発明の一実施形態を、添付図面を用いて説明する。
（実施の形態１）
図１は本発明の一実施形態の生体情報測定装置の電気ブロック図を示す。図２（ａ）は、本発明の一実施形態にかかる生体情報測定装置に用いるバイオセンサの分解斜視図である。図２（ｂ）は、本発明の一実施形態にかかる生体情報測定装置に用いるバイオセンサの断面図である。図１に示すように、この生体情報測定装置において、本体ケース１の一端にはバイオセンサ２の挿入口３が設けられている。
図１は本発明の一実施形態の生体情報測定装置の電気ブロック図を示す。図２（ａ）は、本発明の一実施形態にかかる生体情報測定装置に用いるバイオセンサの分解斜視図である。図２（ｂ）は、本発明の一実施形態にかかる生体情報測定装置に用いるバイオセンサの断面図である。図１に示すように、この生体情報測定装置において、本体ケース１の一端にはバイオセンサ２の挿入口３が設けられている。
前記バイオセンサ２は、図２（ａ）に示す一例のごとく、長方形状である絶縁基板４の上に、血液成分測定作用極５、血液成分測定対極６、血液成分導入検知極７を所定の間隔を置いて対向配置形成されている。本発明の生体情報測定装置が測定すべき生体情報としては、例えば、グルコース値、乳酸値、尿酸値、ビリルビン値、コレステロール値等が挙げられる。また、そのような生体情報を得るための生体試料としては、血液、尿、汗等が挙げられる。このバイオセンサ２は、生体試料として血液を用いる場合の一例である。
また、このバイオセンサ２においては、絶縁基板４の一端側（図２における右端側）における、血液成分測定作用極５、血液成分測定対極６、および血液成分導入検知極７が、図１に示す入力端子部８に接触する事で生体情報測定装置に電気的に接続されている。
さらに、このバイオセンサ２においては、血液成分測定作用極５、血液成分測定対極６、および血液成分導入検知極７が形成する電極部上に試薬部９が配置されている。
さらに、このバイオセンサ２においては、試薬部９には、試薬１０が配置されている。前記試薬１０は、グルコースデヒドロゲナーゼ等の酸化還元酵素、およびメディエータ（電子伝達体）を含み、任意成分として、高分子材料、酵素安定化剤、結晶均質化剤等を選択的に含む。このバイオセンサ２において、前記絶縁基板４および試薬１０の上には、一方の端部を残してスペーサー１１を介しカバー１２が配置されている。
また、バイオセンサ２のスペーサー１１には、血液を導入するための血液供給路（案内部の一例）１３が形成されている。この血液供給路１３は、バイオセンサ２の他端側（図２における左端側）から試薬１０の上方まで延びており、外部に対し開口する他端側が、血液供給口１４となっている。
さらに、血液成分測定作用極５、血液成分測定対極６、および血液成分導入検知極７は、前記バイオセンサ２の一端側（図２における右端側）に延びており、前期血液成分測定作用極５、血液成分測定対極６、および血液成分導入検知極７の一部は、カバー１２に覆われずに露出している。
そして、これら各電極の一端側が図１に示す入力端子部８において、それぞれ接続されている。
具体的には、このバイオセンサ２においては、血液成分測定作用極５は、入力端子部８の第１の入力端子（図示せず）に、さらに、血液成分測定対極６は、入力端子部８の第２の入力端子（図示せず）に、さらにまた、血液成分導入検知極７は、入力端子部８の第３の入力端子（図示せず）にそれぞれ接続されるようになっている。
また、図２からも理解されるように、このバイオセンサ２においては、血液供給口１４に最も近くから配置されているのは、血液成分測定対極６で、次に、血液成分測定作用極５、最後に、血液成分導入検知極７が配置されている。
つまり、このバイオセンサ２においては、血液供給口１４側から順に、血液成分測定対極（第１の電極の一例）６、血液成分測定作用極（第２の電極の一例）５、および血液成分導入検知極７が配置された状態となっている。
なお、前記バイオセンサ２のカバー１２には、血液が血液供給口１４に点着された際に毛細管現象を促進させ、血液成分導入検知極８まで浸入させるための空気孔１５が形成されている。
次に、バイオセンサ２の構成についてさらに詳細に述べる。
本発明において、前記絶縁基板４の材質は特に制限されず、例えば、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）、ポリカーボネート（ＰＣ）、ポリイミド（ＰＩ）、ポリエチレン（ＰＥ）、ポリプロピレン（ＰＰ）、ポリスチレン（ＰＳ）、ポリ塩化ビニル（ＰＶＣ）、ポリオキシメチレン（ＰＯＭ）、モノマーキャストナイロン（ＭＣ）、ポリブチレンテレフタレート（ＰＢＴ）、メタクリル樹脂（ＰＭＭＡ）、ＡＢＳ樹脂（ＡＢＳ）、ガラス等が使用でき、このなかで、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）、ポリカーボネート（ＰＣ）、ポリイミド（ＰＩ）が好ましく、より好ましくは、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）である。
また、絶縁基板４の大きさは、特に制限されず、例えば、全長５〜１００ｍｍ、幅２〜５０ｍｍ、厚み０．０５〜２ｍｍであり、好ましくは、全長７〜５０ｍｍ、幅３〜２０ｍｍ、厚み０．１〜１ｍｍであり、より好ましくは、全長１０〜３０ｍｍ、幅３〜１０ｍｍ、厚み０．１〜０．６ｍｍである。
絶縁基板４上の各電極は、例えば、金、白金、パラジウム等を材料として、スパッタリング法あるいは蒸着法により導電層を形成し、これをレーザーにより特定の電極パターンに加工することで形成できる。レーザーとしては、例えば、ＹＡＧレーザー、ＣＯ２レーザー、エキシマレーザー等が使用できる。電極パターンについては、本発明において開示されたもののみには限定されず、本発明における効果を実現できるものであれば構わない。本発明において用いられるバイオセンサ２における電極は、不純物の付着防止および酸化防止等の目的で、高分子材料により被覆されていてもよい。前記電極の表面の被覆は、例えば、高分子材料の溶液を調製し、これを前記電極表面に滴下若しくは塗布し、ついで乾燥させることにより実施できる。乾燥は、例えば、自然乾燥、風乾、熱風乾燥、加熱乾燥などがある。
使用されるバイオセンサ２の電子伝達体は、特に制限されず、例えば、フェリシアン化物、ｐ−ベンゾキノン、ｐ−ベンゾキノン誘導体、フェナジンメトサルフェート、メチレンブルー、フェロセン、フェロセン誘導体等があげられる。この中で、フェリシアン化物が好ましく、より好ましくはフェリシアン化カリウムである。前記電子伝達体の配合量は、特に制限されず、１回の測定当り若しくはバイオセンサ１個当り、例えば、０．１〜１０００ｍＭであり、好ましくは１〜５００ｍＭであり、より好ましくは、１０〜２００ｍＭである。
本発明における酸化還元酵素は、前記生体情報の種類に応じ適宜選択してもよい。前記酸化還元酵素としては、例えば、グルコースオキシダーゼ、ラクテートオキシダーゼ、コレステロールオキシダーゼ、ビリルビンオキシダーゼ、グルコースデヒドロゲナーゼ、ラクテートデヒドロゲナーゼなどがある。前記酸化還元酵素の量は、例えば、センサ１個当り、もしくは１回の測定当り、例えば、０．０１〜１００Ｕであり、好ましくは、０．０５〜１０Ｕであり、より好ましくは、０．１〜５Ｕである。このなかでも、生体情報としてグルコースが好ましく、この場合の酸化還元酵素は、グルコースオキシダーゼおよびグルコースデヒドロゲナーゼが好ましい。
本発明において、試薬１０は、例えば、０．０１〜２．０ｗｔ％カルボキシメチルセルロース（ＣＭＣ）水溶液に、フラビンアデノシンジヌクレオチド依存性グルコース脱水素酵素（ＦＡＤ−ＧＤＨ）を０．１〜５．０Ｕ／センサ、フェリシアン化カリウムを１０〜２００ｍＭ、マルチトールを１〜５０ｍＭ、タウリンを２０〜２００ｍＭ添加して溶解させて試薬溶液を調製し、これを、前記絶縁基板４の電極の上に滴下し、乾燥させることで形成できる。
次に、本発明において、スペーサー１１の材質は、特に制限されず、例えば、絶縁基板４と同様の材料が使用できる。また、スペーサー１１の大きさは、特に制限されず、例えば、全長５〜１００ｍｍ、幅２〜５０ｍｍ、厚み０．０１〜１ｍｍであり、好ましくは、全長７〜５０ｍｍ、幅３〜２０ｍｍ、厚み０．０５〜０．５ｍｍであり、より好ましくは、全長１０〜３０ｍｍ、幅３〜１０ｍｍ、厚み０．０５〜０．２５ｍｍである。スペーサー１１には、血液導入のための血液供給路１３となるＩ字形状の切欠部が形成されている。
また、本発明において、カバー１２の材質は、特に制限されず、例えば、絶縁基板４と同様の材料が使用できる。カバー１２の血液供給路１３の天井部に相当する部分は、親水性処理することが、更に好ましい。親水性処理としては、例えば、界面活性剤を塗布する方法、プラズマ処理などによりカバー１２表面に水酸基、カルボニル基、カルボキシル基などの親水性官能基を導入する方法がある。カバー１２の大きさは、特に制限されず、例えば、全長５〜１００ｍｍ、幅３〜５０ｍｍ、厚み０．０１〜０．５ｍｍであり、好ましくは、全長１０〜５０ｍｍ、幅３〜２０ｍｍ、厚み０．０５〜０．２５ｍｍであり、より好ましくは、全長１５〜３０ｍｍ、幅５〜１０ｍｍ、厚み０．０５〜０．１ｍｍである。カバー１２には、空気孔１５が形成されていることが好ましく、形状は、例えば、円形、楕円形、多角形などであり、その大きさは、例えば、最大直径０．０１〜１０ｍｍ、好ましくは、最大直径０．０５〜５ｍｍ、より好ましくは、最大直径０．１〜２ｍｍである。この空気孔１５は、例えば、レーザーやドリル等で穿孔して形成してもよいし、カバー１２の形成時に、空気抜き部が形成できるような金型を使用して形成してもよい。次に、このバイオセンサ２は、図２のごとく、絶縁基板４、スペーサー１１およびカバー１２をこの順序で積層し、一体化することにより製造できる。一体化には、前記３つの部材を接着剤で貼付けたり、もしくは熱融着してもよい。前記接着剤としては、例えば、エポキシ系接着剤、アクリル系接着剤、ポリウレタン系接着剤、また熱硬化性接着剤（ホットメルト接着剤等）、ＵＶ硬化性接着剤等が使用できる。
ふたたび、図１に戻って説明を続けると、本発明の一実施形態にかかる生体情報測定装置の入力端子部８には、電圧を印加する電圧印加部１６と、電流−電圧変換部１７が接続されている。
電圧印加部１６には、制御部１８から電圧が印加され、この電圧は、入力端子部８を介して、バイオセンサ２の血液成分測定作用極５、血液成分測定対極６、および血液成分導入検知極７のうち所望の電極へ一定時間印加される。この電圧印加により、バイオセンサ２において電極間に流れる電流は、電流−電圧変換部１７にて電圧に変換され、その後、この電圧はＡＤ変換部１９でデジタル変換され、このデジタル変換された電圧が判定手段２０によって閾値と比較される。
また、制御部１８に接続された表示部２１には、前記バイオセンサ２で検出した血糖値や、前記判定手段２０による判定結果が表示されるようになっている。
なお、図１の符号２２は電源部で、前記各部に電源を供給するためのものである。符号２３は、ヘマトクリット値とグルコース測定時の印加電圧、印加時間等からなるテーブルや環境温度から予め作成した検量線および検量テーブルを備えたメモリ部である。
また、前記制御部１８には、時計２４が接続され、制御部１８は、この時計２４の時刻および時間を活用して、各種制御動作を実行するように構成されている。
さらに、制御部１８内には、補正手段２５が設けられ、測定した血糖値をヘマトクリット値によって補正することで、血糖値の測定精度を高めるものである。
以上の構成において、血糖値の測定を行う場合、まず、図２に示したバイオセンサ２は、使用前の状態では、乾燥容器（図示せず）内に複数枚保管されており、グルコース値（血糖値、生体情報）を測定するたびに一枚ずつ乾燥容器内から取り出され、図１に示すように、バイオセンサ２を本体ケース１の挿入口３に装着する（図３のＳ１、「バイオセンサを装着」）。
すると、制御部１８は、入力端子部８にバイオセンサ２が装着されたことを理解し、測定動作を起動させるために、図示していないスイッチがオン状態となり、これにより電源部２２から各部に電源が供給される（図３のＳ２、「測定器の電源が起動」）。なお、この状態では、使用者の血液はまだ血液供給口１５部分に点着されていない。
測定動作の起動により、制御部１８は、バイオセンサ２の血液成分測定作用極５、血液成分測定対極６、および血液成分導入検知極７に対してそれぞれ電圧を印加するよう、電圧印加部１６を動作させる（図３のＳ３、「作用極、対極、検知極に電圧印加」）。なお、この実施形態において、血液成分測定作用極５、血液成分測定対極６、および血液成分導入検知極７に供給する印加電圧は、それぞれ、例えば、０．５Ｖである
測定者は、次に、ランセットなどで指等を穿刺する事により、血液を滲出させ、その状態で、バイオセンサ２の血液供給口１４に血液を点着する（図３のＳ４、「バイオセンサの供給口へ血液を点着」）。
点着された血液は、毛細管現象により、血液供給路１３内を奥側に向かって進行していく。すると、血液成分測定作用極５と血液成分測定対極６との間に電流が流れ始め、その電流は電流―電圧変換部１６で電圧に変換され、その後、Ａ／Ｄ変換部１９でＡ／Ｄ変換され、制御部１８の判定手段２０によって、判定が行われる。
具体的には、制御部１８は、血液成分測定作用極５と血液成分測定対極６との間に流れる電流値を測定し、その電流が閾値（例えば、１０ｍＶ）以上であるか否かを確認する。前記血液成分測定作用極５と血液成分測定対極６との間に流れる電流値に比例する電圧値が閾値より低ければ、制御部１８の判定手段２０は、まだ点着された血液が十分に試薬１０に浸透していないと判断し、血液成分測定作用極５と血液成分測定対極６との間に流れる電流値が閾値以上になるまで、この比較が繰返される。つまり、制御部１８は、血液が血液成分測定作用極５まで到達したか否かを確認している（図３のＳ５、「作用極−対極間電流≧閾値」）。
血液が血液成分測定作用極５まで到達した後は、次に同様に、血液成分測定作用極５と血液成分導入検知極７との間に流れる電流値を測定し、その電流が閾値（例えば、１０ｍＶ）以上であるか否かを確認する。前記閾値より低ければ、まだ点着された血液が十分に試薬１０および血液成分導入検知極７まで浸透していないと判断され、前記閾値以上になるまでこの比較が繰り返される。つまり、血液が血液成分導入検知極７まで到達したか否かを確認している（図３のＳ６、「作用極−検知極間電流≧閾値」）。
そして、図３のＳ５、次いでＳ６において、流れる電流値が閾値以上になると、制御部１８の判定手段２０は、十分に測定できる程度に血液量が導入されたと判断する。この状態になると、制御部１８は、図４に示す電圧を血液成分測定作用極５と血液成分測定対極６との間に所定の時間、例えば０．５〜４．０秒間（本実施の形態においては、２．０秒間）印加する（図３のＳ７、「作用極−対極間に電圧印加」、Ｓ８、「電圧印加を停止」、Ｓ９、「作用極−対極間に電圧印加」）。
本実施形態においては、前記制御部１８により、図４に示す前処理電圧印加モードＡ、電圧印加停止モードＢ、生体情報測定モードＣを実行させるようにした。図４は、本発明の一実施形態にかかる生体情報測定装置において経時的に印加される電圧の状態を示す図である。
この実施形態において、前処理電圧印加モードＡは、入力端子部８の第１の入力端子および第２の入力端子（図示せず）、つまり、前処理電圧印加モードＡとは、血液成分測定作用極５と血液成分測定対極６との間に図４に示す電圧を前処理電圧として印加するものである。
この実施形態において、電圧印加停止モードＢは、前記前処理電圧印加モードＡの後に、図１に示す入力端子部８の第１の入力端子（図示せず）および入力端子部８の第２の入力端子（図示せず）、つまり、血液成分測定対極６および血液成分測定作用極５に対する電圧印加を０．１〜５．０秒間ほど（本実施の形態においては、１．０秒間）停止するものである。この停止されている間に、血液中のグルコースと酸化還元酵素とが、一定時間、反応する。
この実施形態において、生体情報測定モードＣは、前記電圧印加停止モードＢの後に、これら入力端子部８の第１の入力端子（図示せず）および入力端子部８の第２の入力端子（図示せず）、つまり、血液成分測定対極６および血液成分測定作用極５に電圧を印加し、生体情報（血糖値）を測定するものである。生体情報測定モードＣとは、電圧印加停止モードＢにおける酵素反応により血液成分測定作用極５の上に生じた還元状態の電子伝達体を酸化し、その酸化電流を検出することにより血糖値を測定するものである。
本実施形態における特徴点は、制御部１８が、前記生体情報測定モードＣの初期において、血液中のヘマトクリット値を算出し、この算出したヘマトクリット値によって、このヘマトクリット値算出以降における測定電圧の印加時間を変更することである。
つまり、制御部１８が、前記生体情報測定モードＣの初期（たとえば、３．４秒経過）時のヘマトクリット値に対応するパラメータの算出を行い、ヘマトクリット値算出以降における測定電圧の印加時間を変更するようにした（図３のＳ１０、「３．４ｓｅｃ経過時のヘマトクリット値に対応するパラメータの算出」、およびＳ１１、「グルコース測定追加印加時間の決定」）。
具体的に説明すると、制御部１８は、ヘマトクリット値を算出するために、前記前処理電圧印加モードＡおよび前記生体情報測定モードＣにおいて、複数の所定時間における測定電流値から複数のパラメータ（ｘ１，ｘ２，ｘ３・・・，ｘ１０）を算出し、次に重回帰式（たとえば、下記式１）に入力することにより、ヘマトクリット値を算出する。
ｙ＝ａｘ１＋ｂｘ２＋ｃｘ３・・・＋ｋｘ１０＋１ （式１）
（ｙはヘマトクリット値、ｘ１，ｘ２，ｘ３・・・，ｘ１０はパラメータ、ａ，ｂ，ｃ，・・・ｋは係数を示す）
（なお、このようなヘマトクリット値の算出については、特開２００５−１４７９９０号公報を参照）
この（式１）において算出されたヘマトクリット値にもとづき、前記制御部１８は、生体情報測定モードＣにおいて、このヘマトクリット値算出以降における測定電圧（血液成分測定対極６および血液成分測定作用極５間）への印加時間を変更させる（図３のＳ１２、「決定された印加時間に応じて作用極−対極間に電圧印加」）。
ｙ＝ａｘ１＋ｂｘ２＋ｃｘ３・・・＋ｋｘ１０＋１ （式１）
（ｙはヘマトクリット値、ｘ１，ｘ２，ｘ３・・・，ｘ１０はパラメータ、ａ，ｂ，ｃ，・・・ｋは係数を示す）
（なお、このようなヘマトクリット値の算出については、特開２００５−１４７９９０号公報を参照）
この（式１）において算出されたヘマトクリット値にもとづき、前記制御部１８は、生体情報測定モードＣにおいて、このヘマトクリット値算出以降における測定電圧（血液成分測定対極６および血液成分測定作用極５間）への印加時間を変更させる（図３のＳ１２、「決定された印加時間に応じて作用極−対極間に電圧印加」）。
図５は、ヘマトクリット値の値によって測定される血糖値がどのようにバラつくものかを示したものである。この図５から明らかなように、ヘマトクリット値が４５％または、５５％のものでは、生体情報測定モードＣにおいて、血液成分測定対極６および血液成分測定作用極５間に印加する時間が異なっていてもバラツキは小さく抑えられている。
しかしながら、ヘマトクリット値が５５％を超えたもの、一例として、ヘマトクリット値が７０％になったものでは、生体情報測定モードＣにおいて、血液成分測定対極６および血液成分測定作用極５間に印加する時間を長くした方が血糖値の測定バラツキが小さくなる事が明らかとなった。
そこで、本実施形態では、ヘマトクリット値が４５％の場合は、生体情報測定モードＣにおいて、ヘマトクリット値算出以降は、測定電圧（血液成分測定対極６および血液成分測定作用極５の間）への印加時間を０．１秒後、つまり、図５における３．５秒時点で、生体情報測定モードＣにおける血液成分測定対極６および血液成分測定作用極５に対する電圧を停止し、その状態で、制御部１８は、血糖値（生体情報）を算出する。
なお、上記算出された血糖値（生体情報）は、従来から知られている温度補正を行う（図３のＳ１３、「グルコース値を測定し、補正」）。
つまり、血糖値を測定する際の酵素反応は、環境温度に影響されるため、このような温度補正を行うのである。
そして、上記のように補正して求められた血糖値を、表示部２１に最終血糖値として表示する（図３のＳ１４、「グルコース値を表示」）。
これに対して、ヘマトクリット値が５５％の場合は、生体情報測定モードＣにおいて、ヘマトクリット値算出以降は、測定電圧（血液成分測定対極６および血液成分測定作用極５の間）への印加時間を０．６秒後、つまり、図５における４．０秒時点で、生体情報測定モードＣにおける血液成分測定対極６および血液成分測定作用極５に対する電圧を停止し、その状態で、制御部１８は、血糖値（生体情報）を算出する。
なお、上記算出された血糖値（生体情報）は、従来から知られている温度補正を行う（図３のＳ１３、「グルコース値を測定し、補正」）。
つまり、血糖値を測定する際の酵素反応は、環境温度に影響されるため、このような温度補正を行うのである。
そして、上記のように補正して求められた血糖値を、表示部２１に最終血糖値として表示する（図３のＳ１４、「グルコース値を表示」）。
さらに、ヘマトクリット値が７０％の場合は、生体情報測定モードＣにおいて、ヘマトクリット値算出以降は、測定電圧（血液成分測定対極６および血液成分測定作用極５間）への印加時間を１．６秒後、つまり、図５における５．０秒時点で、生体情報測定モードＣにおける血液成分測定対極６および血液成分測定作用極５に対する電圧を停止し、その状態で、制御部１８は、血糖値（生体情報）を算出する。
なお、上記算出された血糖値（生体情報）は、従来から知られている温度補正を行う（図３のＳ１３、「グルコース値を測定し、補正」）。
つまり、血糖値を測定する際の酵素反応は、環境温度に影響されるため、このような温度補正を行うのである。
そして、上記のように補正して求められた血糖値を、表示部２１に最終血糖値として表示する（図３のＳ１４、「グルコース値を表示」）。
本実施形態における特徴は、制御部１８によって血液中のヘマトクリット値が算出され、この算出したヘマトクリット値によって、生体情報測定モードＣにおける測定電圧の印加時間を変更した事であり、その結果として、表示部２１に表示された血糖値は、適切な測定が行われる。
すなわち、算出したヘマトクリット値が所定値よりも高いと（例えば、図５のヘマトクリット値が７０％のもの）測定される生体情報のバラつきが大きくなるので、そのバラつきを抑制するために測定電圧の印加時間を長くする事で、測定される生体情報のバラつきを抑制する事ができ、この結果として、適切な測定を行うことが出来る。
また、算出したヘマトクリット値が所定値よりも低い時には（例えば、図５のヘマトクリット値が４５％、および５５％のもの）、測定電圧の印加時間を短くする事で、測定時間の短縮を図り、これによっても、適切な測定を行うことが出来るのである。
なお、このような血糖値の測定は、バイオセンサ２に血液を点着した状態で行われる。測定者によっては、他人にそのような血液を見せることを好まぬ者もあり、そのような人のためにも一刻も早く測定を終了させることができ、好ましい。
なお、上記実施形態においては、前処理電圧印加モードＡ、電圧印加停止モードＢ、生体情報測定モードＣをこの順番で実行させるようにしたが、電圧印加停止モードＢを廃止し、前処理電圧印加モードＡに引き続き、生体情報測定モードＣを実行させるようにしてもよい。
この場合、前処理電圧印加モードＡ、たとえば、その最終ポイントにおいて、前記血液中のヘマトクリット値を算出し、この算出したヘマトクリット値によって、このヘマトクリット値算出以降における測定電圧の印加時間を変更する。
つまり、このようにヘマトクリット値を算出した後は、それ以降のモードは、生体情報測定モードＣとし、この生体情報測定モードＣにおける測定電圧の印加時間を変更する構成としてもよい。
そして、この場合にも、たとえば、前記制御部１８は、算出したヘマトクリット値が５５％よりも高い値になるとヘマトクリット値が５５％以下の値になった時よりも、生体情報測定モードＣにおける測定電圧の印加時間を長くする。
つぎに、本発明の実施例について説明する。
＜実施例１＞
図１に示す構成のバイオセンサおよび図２に示す生体情報測定装置を作製した。前記センサにおいて、フェリシアン化カリウムおよびタウリンを、ＣＭＣ水溶液に溶解して調製した試薬液を、滴下して乾燥させ、試薬１０を形成した。３種類の血液試料に含有されるグルコース量は４２ｍｇ／ｄＬ、ヘマトクリットの量はそれぞれ、４５％、５５％および７５％であった。これら３つの血液試料について、前記センサにより、図６に示す印加時間および３００ｍＶ印加電圧の条件で、センサの電極に流れる電流を３５℃で測定した（ｎ＝６）。その結果を図７に示す。図７は、印加電圧に対する感度差（ＣＶ、％）の経時変化のグラフである。
＜実施例１＞
図１に示す構成のバイオセンサおよび図２に示す生体情報測定装置を作製した。前記センサにおいて、フェリシアン化カリウムおよびタウリンを、ＣＭＣ水溶液に溶解して調製した試薬液を、滴下して乾燥させ、試薬１０を形成した。３種類の血液試料に含有されるグルコース量は４２ｍｇ／ｄＬ、ヘマトクリットの量はそれぞれ、４５％、５５％および７５％であった。これら３つの血液試料について、前記センサにより、図６に示す印加時間および３００ｍＶ印加電圧の条件で、センサの電極に流れる電流を３５℃で測定した（ｎ＝６）。その結果を図７に示す。図７は、印加電圧に対する感度差（ＣＶ、％）の経時変化のグラフである。
図６に示すように、このセンサによれば、ヘマトクリット値が４５％の場合は、生体情報測定モードＣにおいて、測定電圧への印加時間を１秒、つまり、図６における４秒時点で、生体情報測定モードＣにおける血液成分測定対極６および血液成分測定作用極５に対する電圧を停止し、その状態で、制御部１８は、血糖値（生体情報）を算出する。また、ヘマトクリット値が５５％の場合は、生体情報測定モードＣにおいて、測定電圧への印加時間を５秒、つまり、図６における８秒時点で、生体情報測定モードＣにおける血液成分測定対極６および血液成分測定作用極５に対する電圧を停止し、その状態で、制御部１８は、血糖値（生体情報）を算出する。また、ヘマトクリット値が７０％の場合は、生体情報測定モードＣにおいて、測定電圧への印加時間を５秒、つまり、図６における８秒時点で、生体情報測定モードＣにおける血液成分測定対極６および血液成分測定作用極５に対する電圧を停止し、その状態で、制御部１８は、血糖値（生体情報）を算出する。そして、これらの血糖値は、従来から知られている温度補正を行った。このようにして得られた血糖値を、表示部２１に最終血糖値として表示した。
この実施例１における特徴は、制御部１８によって血液中のヘマトクリット値が算出され、この算出したヘマトクリット値によって、生体情報測定モードＣにおける測定電圧の印加時間を変化したことである。その結果、図７に示すように、表示部２１に示された血糖値は、バラツキを抑制することができた。また、この図７に示すように、ヘマトクリット値が異なる試料の場合では、生体情報測定モードＣにおいて、血液成分測定対極６および血液成分測定作用極５との間に印加する時間が異なっていても、バラツキは小さく抑えられることが確認できた。
＜実施例２＞
前記センサにより、図８に示す印加時間および３５０ｍＶ印加電圧の条件で、センサの電極に流れる電流を３５℃で測定した（ｎ＝６）以外は、実施例１と同様にして行った。その結果を図９に示す。図９は、印加電圧に対する感度差（ＣＶ、％）の経時変化のグラフである。
前記センサにより、図８に示す印加時間および３５０ｍＶ印加電圧の条件で、センサの電極に流れる電流を３５℃で測定した（ｎ＝６）以外は、実施例１と同様にして行った。その結果を図９に示す。図９は、印加電圧に対する感度差（ＣＶ、％）の経時変化のグラフである。
図８に示すように、このセンサによれば、ヘマトクリット値が４５％の場合は、生体情報測定モードＣにおいて、測定電圧への印加時間を４秒、つまり、図８における７秒時点で、生体情報測定モードＣにおける血液成分測定対極６および血液成分測定作用極５に対する電圧を停止し、その状態で、制御部１８は、血糖値（生体情報）を算出する。また、ヘマトクリット値が５５％の場合は、生体情報測定モードＣにおいて、測定電圧への印加時間を５秒、つまり、図８における８秒時点で、生体情報測定モードＣにおける血液成分測定対極６および血液成分測定作用極５に対する電圧を停止し、その状態で、制御部１８は、血糖値（生体情報）を算出する。また、ヘマトクリット値が７０％の場合は、生体情報測定モードＣにおいて、測定電圧への印加時間を６秒、つまり、図８における９秒時点で、生体情報測定モードＣにおける血液成分測定対極６および血液成分測定作用極５に対する電圧を停止し、その状態で、制御部１８は、血糖値（生体情報）を算出する。そして、これらの血糖値は、従来から知られている温度補正を行った。このようにして得られた血糖値を、表示部２１に最終血糖値として表示した。
この実施例２における特徴は、制御部１８によって血液中のヘマトクリット値が算出され、この算出したヘマトクリット値によって、生体情報測定モードＣにおける測定電圧の印加時間を変化したことである。その結果、図９に示すように、表示部２１に示された血糖値は、バラツキを抑制することができた。また、この図９に示すように、ヘマトクリット値が異なる試料の場合では、生体情報測定モードＣにおいて、血液成分測定対極６および血液成分測定作用極５との間に印加する時間が異なっていても、バラツキは小さく抑えられることが確認できた。
＜実施例３＞
前記センサにより、図１０に示す印加時間および３００ｍＶ印加電圧の条件で、センサの電極に流れる電流を３５℃で測定した（ｎ＝６）以外は、実施例１と同様にして行った。その結果を図１１に示す。図１１は、印加電圧に対する感度差（ＣＶ、％）の経時変化のグラフである。
前記センサにより、図１０に示す印加時間および３００ｍＶ印加電圧の条件で、センサの電極に流れる電流を３５℃で測定した（ｎ＝６）以外は、実施例１と同様にして行った。その結果を図１１に示す。図１１は、印加電圧に対する感度差（ＣＶ、％）の経時変化のグラフである。
図１０に示すように、このセンサによれば、ヘマトクリット値が４５％の場合は、生体情報測定モードＣにおいて、測定電圧への印加時間を１秒、つまり、図１０における４秒時点で、生体情報測定モードＣにおける血液成分測定対極６および血液成分測定作用極５に対する電圧を停止し、その状態で、制御部１８は、血糖値（生体情報）を算出する。また、ヘマトクリット値が５５％の場合は、生体情報測定モードＣにおいて、測定電圧への印加時間を５秒、つまり、図１０における８秒時点で、生体情報測定モードＣにおける血液成分測定対極６および血液成分測定作用極５に対する電圧を停止し、その状態で、制御部１８は、血糖値（生体情報）を算出する。また、ヘマトクリット値が７０％の場合は、生体情報測定モードＣにおいて、測定電圧への印加時間を７秒、つまり、図１０における１０秒時点で、生体情報測定モードＣにおける血液成分測定対極６および血液成分測定作用極５に対する電圧を停止し、その状態で、制御部１８は、血糖値（生体情報）を算出する。そして、これらの血糖値は、従来から知られている温度補正を行った。このようにして得られた血糖値を、表示部２１に最終血糖値として表示した。
この実施例３における特徴は、制御部１８によって血液中のヘマトクリット値が算出され、この算出したヘマトクリット値によって、生体情報測定モードＣにおける測定電圧の印加時間を変化したことである。その結果、図１１に示すように、表示部２１に示された血糖値は、バラツキを抑制することができた。また、この図１１に示すように、ヘマトクリット値が異なる試料の場合では、生体情報測定モードＣにおいて、血液成分測定対極６および血液成分測定作用極５との間に印加する時間が異なっていても、バラツキは小さく抑えられることが確認できた。
＜実施例４＞
前記センサにより、図１２に示す印加時間および３５０ｍＶ印加電圧の条件で、センサの電極に流れる電流を３５℃で測定した（ｎ＝６）以外は、実施例１と同様にして行った。その結果を図１３に示す。図１３は、印加電圧に対する感度差（ＣＶ、％）の経時変化のグラフである。
前記センサにより、図１２に示す印加時間および３５０ｍＶ印加電圧の条件で、センサの電極に流れる電流を３５℃で測定した（ｎ＝６）以外は、実施例１と同様にして行った。その結果を図１３に示す。図１３は、印加電圧に対する感度差（ＣＶ、％）の経時変化のグラフである。
図１２に示すように、このセンサによれば、ヘマトクリット値が４５％の場合は、生体情報測定モードＣにおいて、測定電圧への印加時間を２秒、つまり、図１２における５秒時点で、生体情報測定モードＣにおける血液成分測定対極６および血液成分測定作用極５に対する電圧を停止し、その状態で、制御部１８は、血糖値（生体情報）を算出する。また、ヘマトクリット値が５５％の場合は、生体情報測定モードＣにおいて、測定電圧への印加時間を５秒、つまり、図１２における８秒時点で、生体情報測定モードＣにおける血液成分測定対極６および血液成分測定作用極５に対する電圧を停止し、その状態で、制御部１８は、血糖値（生体情報）を算出する。また、ヘマトクリット値が７０％の場合は、生体情報測定モードＣにおいて、測定電圧への印加時間を６秒、つまり、図１２における９秒時点で、生体情報測定モードＣにおける血液成分測定対極６および血液成分測定作用極５に対する電圧を停止し、その状態で、制御部１８は、血糖値（生体情報）を算出する。そして、これらの血糖値は、従来から知られている温度補正を行った。このようにして得られた血糖値を、表示部２１に最終血糖値として表示した。
この実施例４における特徴は、制御部１８によって血液中のヘマトクリット値が算出され、この算出したヘマトクリット値によって、生体情報測定モードＣにおける測定電圧の印加時間を変化したことである。その結果、図１３に示すように、表示部２１に示された血糖値は、バラツキを抑制することができた。また、この図１３に示すように、ヘマトクリット値が異なる試料の場合では、生体情報測定モードＣにおいて、血液成分測定対極６および血液成分測定作用極５との間に印加する時間が異なっていても、バラツキは小さく抑えられることが確認できた。
以上のように本発明は、制御部により、前記前処理電圧印加モードおよび前記生体情報測定モードのいずれか一つのモードにおいて、前記血液中のヘマトクリット値を算出し、この算出したヘマトクリット値によって、このヘマトクリット値算出以降における測定電圧の印加時間を変更する構成としたものであるので、適切な測定を行うことが出来る。
すなわち、算出したヘマトクリット値が所定値よりも高いと測定される生体情報のバラつきが大きくなるので、そのバラつきを抑制するために測定電圧の印加時間を長くする事で、測定される生体情報のバラつきを抑制する事ができ、この結果として、適切な測定を行うことが出来る。
また、算出したヘマトクリット値が所定値よりも低い時には、測定電圧の印加時間を短くする事で、測定時間の短縮を図り、これによっても、適切な測定を行うことが出来るのである。
そして、例えば、血糖値などの生体情報を検出する生体情報検出装置としての活用が期待されるものとなる。
１ 本体ケース
２ バイオセンサ
３ 挿入口
４ 絶縁基板
５ 血液成分測定作用極
６ 血液成分測定対極
７ 血液成分導入検知極
８ 入力端子部
９ 試薬部
１０ 試薬
１１ スペーサー
１２ カバー
１３ 血液供給路
１４ 血液供給口
１５ 空気孔
１６ 電圧印加部
１７ 電流−電圧変換部
１８ 制御部
１９ Ａ−Ｄ変換部
２０ 判定手段
２１ 表示部
２２ 電源部
２３ メモリ部
２４ 時計
２５ 補正手段
２ バイオセンサ
３ 挿入口
４ 絶縁基板
５ 血液成分測定作用極
６ 血液成分測定対極
７ 血液成分導入検知極
８ 入力端子部
９ 試薬部
１０ 試薬
１１ スペーサー
１２ カバー
１３ 血液供給路
１４ 血液供給口
１５ 空気孔
１６ 電圧印加部
１７ 電流−電圧変換部
１８ 制御部
１９ Ａ−Ｄ変換部
２０ 判定手段
２１ 表示部
２２ 電源部
２３ メモリ部
２４ 時計
２５ 補正手段
Claims (10)
- 第１の電極及び第２の電極と、前記第１の電極及び第２の電極間に設けた試薬部と、前記試薬部に血液を案内する案内部とを有するバイオセンサを装着するための生体情報測定装置であって、
前記第１の電極が接続される第１の入力端子と、前記第２の電極が接続される第２の入力端子と、
前記第１の入力端子および前記第２の入力端子に電圧を印加する電圧印加部と、
前記電圧印加部に接続された制御部と、
を備え、
前記制御部は、前記電圧印加部により前記第１の入力端子および前記第２の入力端子に前処理電圧を印加する前処理電圧印加モードと、
前記前処理電圧印加モードの後に、前記電圧印加部により前記第１の入力端子および前記第２の入力端子に測定電圧を印加し、生体情報を測定する生体情報測定モードと、
を実行させる構成であり、
前記制御部は、前記前処理電圧印加モードおよび前記生体情報測定モードのいずれか一つのモードにおいて、前記血液中のヘマトクリット値を算出し、前記算出したヘマトクリット値によって、前記ヘマトクリット値算出以降における前記第１の入力端子および前記第２の入力端子への測定電圧の印加時間を変更する構成である生体情報測定装置。 - 前記制御部は、算出したヘマトクリット値が５５％よりも高い値になるとヘマトクリット値が５５％以下の値になった時よりも、生体情報測定モードにおける測定電圧の印加時間を長くする構成である請求項１に記載の生体情報測定装置。
- 前記第１の電極及び前記第２の電極に対する案内部とは反対側に第３の電極を設け、前記第３の電極は、生体情報測定装置の第３の入力端子に接続される構成であり、前記第３の入力端子を前記制御部に接続し、前記制御部は、前記前処理電圧印加モード前に前記試薬部に血液が到達したことを検出する血液到達検出モードを実行させる請求項１または請求項２に記載の生体情報測定装置。
- 前記生体情報測定装置が、前記第１の入力端子および前記第２の入力端子に接続された判定部をさらに備え、
前記判定部は、前記制御部に接続され、
前記判定部が、前記第１の入力端子と前記第２の入力端子を通じて、前記第１の電極と前記第２の電極の間を流れる電流を、閾値と比較する
請求項１から請求項３のいずれか一つに記載の生体情報測定装置。 - 請求項１から請求項４のいずれか一つに記載の生体情報測定装置を用いた生体情報測定方法であって、
前記前処理電圧印加モードおよび前記生体情報測定モードのいずれか一つのモードにおいて、前記血液中のヘマトクリット値を算出し、
次に、前記算出したヘマトクリット値によって、前記ヘマトクリット値算出以降における測定電圧の印加時間を設定する生体情報測定方法。 - 第１の電極及び第２の電極と、前記第１の電極及び第２の電極間に設けた試薬部と、前記試薬部に血液を案内する案内部とを有するバイオセンサを装着するための生体情報測定装置であって、
前記第１の電極が接続される第１の入力端子と、前記第２の電極が接続される第２の入力端子と、
前記第１の入力端子および前記第２の入力端子に電圧を印加する電圧印加部と、
前記電圧印加部に接続された制御部と、
を備え、
前記制御部は、前記電圧印加部により前記第１の入力端子および前記第２の入力端子に前処理電圧を印加する前処理電圧印加モードと、
前記前処理電圧印加モードの後に、前記電圧印加部により前記第１の入力端子および第２の入力端子への電圧印加を休止する電圧印加休止モードと、
前記電圧印加休止モードの後に、前記電圧印加部により前記第１の入力端子および第２の入力端子に測定電圧を印加し、生体情報を測定する生体情報測定モードと、
を実行させる構成であり、
前記制御部は、前記生体情報測定モードの初期において、前記血液中のヘマトクリット値を算出し、前記算出したヘマトクリット値によって、前記ヘマトクリット値算出以降における測定電圧の印加時間を変更する構成である生体情報測定装置。 - 前記制御部は、算出したヘマトクリット値が５５％よりも高い値になるとヘマトクリット値が５５％以下の値になった時よりも、生体情報測定モードにおける測定電圧の印加時間を長くする構成である請求項６に記載の生体情報測定装置。
- 第１の電極及び第２の電極に対する案内部とは反対側に第３の電極を設け、この第３の電極は、生体情報測定装置の第３の入力端子に接続される構成とし、前記第３の入力端子を前記制御部に接続し、前記制御部は、前記前処理電圧印加モード前に前記試薬部に血液が到達したことを検出する血液到達検出モードを実行させる請求項６または請求項７に記載の生体情報測定装置。
- 前記生体情報測定装置が、前記第１の入力端子および前記第２の入力端子に接続された判定部をさらに備え、
前記判定部は、前記制御部に接続され、
前記判定部が、前記第１の入力端子と前記第２の入力端子を通じて、前記第１の電極と前記第２の電極の間を流れる電流を、閾値と比較する
請求項６から請求項８のいずれか一つに記載の生体情報測定装置。 - 請求項６から請求項９のいずれか一つに記載の生体情報測定装置を用いた生体情報測定方法であって、
前記電圧印加部から前記第１の入力端子および前記第２の入力端子に前処理電圧を印加し、
次に、前記第１の入力端子および前記第２の入力端子への電圧印加を休止し、
その後、前記第１の入力端子および前記第２の入力端子に前記測定電圧を印加し、
この測定電圧の印加初期において、血液中のヘマトクリット値を算出し、
次に、前記算出したヘマトクリット値によって、前記ヘマトクリット値算出以降における測定電圧の印加時間を設定する生体情報測定方法。
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