JP5940719B2 - 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

生体情報測定装置とそれを用いた生体情報測定方法 Download PDF

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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。
従来のたとえば血糖値を測定する生体情報測定装置の構成は、以下のようになっていた。
すなわち、第１の電極、第２の電極、および第３の電極と、前記第２の電極および前記第３の電極の間に設けた試薬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３の電極が接続される第３の入力端子と、前記第１の入力端子、前記第２の入力端子、および前記第３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、前記第２の入力端子、および前記第３の入力端子に接続された判定部と、前記判定部および前記電圧印加部に接続された制御部と、この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（たとえば、下記特許文献１）。
国際公開第２００８／０４７８４３号
前記従来例においては、バイオセンサを前記生体情報測定装置に装着し、次に前記バイオセンサに生体試料として血液を点着し、その後、生体情報として血糖値を測定するようにしている。
この場合、血液中に含まれるヘマトクリットによって、測定される血糖値の値が変動するので、従来は血糖値を測定した後に、ヘマトクリット値を測定し、その後、このヘマトクリット値に応じて前記血糖値を補正し、表示部に表示させるようになっていた。
しかしながら、このような測定を行った場合には、ヘマトクリット値によって血糖値の測定精度が低くなるおそれがあった。
すなわち、血糖値の測定時においてもヘマトクリット値による影響は大きく受けており、このように大きく影響された血糖値をその後、ヘマトクリット値に応じて補正しようとした場合には、最終血糖値への補正量が大きくなり、その結果として、補正後の血糖値の測定精度が低くなる状態が発生するのであった。
そこで本発明は、生体情報の測定精度を高めることを目的とするものである。
この目的を達成するために本発明は、第１の電極、第２の電極、および第３の電極と、前記第２の電極および前記第３の電極の間に設けた試薬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３の電極が接続される第３の入力端子と、前記第１の入力端子、前記第２の入力端子、および前記第３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、前記制御部に接続された表示部と、を備え、前記制御部は、第１の入力端子に流れる電流にもとづいて第１の生体情報を測定する第１の生体情報測定モードと、この第１の生体情報測定モードの後に、これら第２の入力端子および第３の入力端子に電圧を印加し、第２の生体情報を測定する第２の生体情報測定モードと、を実行させる構成であり、前記表示部は、前記第２の生体情報を表示させる構成であり、前記制御部は、前記第２の生体情報測定モードにおける前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に対する電圧の印加値または電圧の印加時間の少なくとも一方を、第１の生体情報測定モードにおける第１の生体情報に基づいて可変させる構成である。
また、本発明は、第１の電極、第２の電極、および第３の電極と、前記第２の電極および前記第３の電極の間に設けた試薬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３の電極が接続される第３の入力端子と、
前記第１の入力端子、前記第２の入力端子、および前記第３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、
前記制御部に接続された表示部と、
を備え、
前記制御部は、前記第１の入力端子に流れる電流にもとづいて第１の生体情報を測定する第１の生体情報測定モードと、前記第１の生体情報測定モードの後に前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に電圧を印加する前処理印加モードと、前記前処理印加モードの後に前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に対する電圧印加を停止する電圧印加停止モードと、前記電圧印加停止モードの後に、前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に電圧を印加し、第２の生体情報を測定する第２の生体情報測定モードと、を実行させる構成であり、
前記表示部は、前記第２の生体情報を表示させる構成であり、
前記制御部は、前記前処理印加モードにおける前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に対する電圧の印加値を、前記第１の生体情報測定モードにおける前記第１の生体情報に基づいて可変する構成である。
また、さらに本発明は、第１の電極、第２の電極、および第３の電極と、前記第２の電極および前記第３の電極の間に設けた試薬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３の電極が接続される第３の入力端子と、
前記第１の入力端子、前記第２の入力端子、および前記第３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、
前記制御部に接続された表示部と、
を備え、
前記制御部は、第１の入力端子に流れる電流にもとづいて第１の生体情報を測定する第１の生体情報測定モードと、前記第１の生体情報測定モードの後に前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に電圧を印加する前処理印加モードと、前記前処理印加モードの後に前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に対する電圧印加を停止する電圧印加停止モードと、前記電圧印加停止モードの後に、前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に電圧を印加し、第２の生体情報を測定する第２の生体情報測定モードと、
を実行させる構成であり、
前記表示部は、前記第２の生体情報を表示させる構成であり、
前記制御部は、前記前処理印加モードにおける前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に対する電圧の印加値を、前記第１の生体情報測定モードにおける前記第１の生体情報に基づいて可変させる構成であり、
前記制御部は、前記第２の生体情報測定モードにおける前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に対して電圧を印加する電圧印加時間を、前記第１の生体情報測定モードにおける前記第１の生体情報に基づいて可変させる構成である。
そして、これらにより、所期の目的である、生体情報の測定精度の向上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、第２の電極、および第３の電極と、前記第２の電極および前記第３の電極の間に設けた試薬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３の電極が接続される第３の入力端子と、前記第１の入力端子、前記第２の入力端子、および前記第３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、前記制御部に接続された表示部と、を備え、前記制御部は、第１の入力端子に流れる電流にもとづいて第１の生体情報を測定する第１の生体情報測定モードと、この第１の生体情報測定モードの後に、これら第２の入力端子および第３の入力端子に電圧を印加し、第２の生体情報を測定する第２の生体情報測定モードと、を実行させる構成であり、前記表示部は、前記第２の生体情報を表示させる構成であり、前記制御部は、前記第２の生体情報測定モードにおける前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に対する電圧の印加値または電圧の印加時間の少なくとも一方を、第１の生体情報測定モードにおける第１の生体情報に基づいて可変させる構成であるので、測定精度を高めることが出来るのである。
すなわち、本発明は、第２の生体情報測定モードにおける前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に対する電圧の印加値または電圧の印加時間の少なくとも一方を、第１の生体情報測定モードにおける第１の生体情報に基づいて可変させる構成であり、第１の生体情報測定モードにおいて、第１の生体情報、例えば、ヘマトクリット値を測定し、このヘマトクリット値に基づいて、第２の生体情報測定モードにおける第２の生体情報、例えば、血糖値を測定するものである。
また、以上のように本発明は、第１の電極、第２の電極、および第３の電極と、前記第２の電極および前記第３の電極の間に設けた試薬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３の電極が接続される第３の入力端子と、
前記第１の入力端子、前記第２の入力端子、および前記第３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、
前記制御部に接続された表示部と、
を備え、
前記制御部は、前記第１の入力端子に流れる電流にもとづいて第１の生体情報を測定する第１の生体情報測定モードと、前記第１の生体情報測定モードの後に前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に電圧を印加する前処理印加モードと、前記前処理印加モードの後に前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に対する電圧印加を停止する電圧印加停止モードと、前記電圧印加停止モードの後に、前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に電圧を印加し、第２の生体情報を測定する第２の生体情報測定モードと、を実行させる構成であり、
前記表示部は、前記第２の生体情報を表示させる構成であり、
前記制御部は、前記前処理印加モードにおける前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に対する電圧の印加値を、前記第１の生体情報測定モードにおける前記第１の生体情報に基づいて可変させる構成であるので、測定精度を高めることが出来るのである。
すなわち、本発明は、前記前処理印加モードにおける前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に対する電圧の印加値が、第１の生体情報測定モードにおける第１の生体情報に基づいて可変される構成であり、第１の生体情報測定モードにおいて、第１の生体情報、例えば、ヘマトクリット値を測定し、このヘマトクリット値に基づいて、第２の生体情報測定モードにおける第２の生体情報、例えば、血糖値を測定するものである。
また、以上のように本発明は、第１の電極、第２の電極、および第３の電極と、前記第２の電極および前記第３の電極の間に設けた試薬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３の電極が接続される第３の入力端子と、
前記第１の入力端子、前記第２の入力端子、および前記第３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、
前記制御部に接続された表示部と、
を備え、
前記制御部は、第１の入力端子に流れる電流にもとづいて第１の生体情報を測定する第１の生体情報測定モードと、前記第１の生体情報測定モードの後に前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に電圧を印加する前処理印加モードと、前記前処理印加モードの後に前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に対する電圧印加を停止する電圧印加停止モードと、前記電圧印加停止モードの後に、前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に電圧を印加し、第２の生体情報を測定する第２の生体情報測定モードと、
を実行させる構成であり、
前記表示部は、前記第２の生体情報を表示させる構成であり、
前記制御部は、前記前処理印加モードにおける前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に対する電圧の印加値を、前記第１の生体情報測定モードにおける前記第１の生体情報に基づいて可変させる構成であり、
前記制御部は、前記第２の生体情報測定モードにおける前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に対して電圧を印加する電圧印加時間を、前記第１の生体情報測定モードにおける前記第１の生体情報に基づいて可変させる構成であるので、測定精度を高めることが出来るのである。
すなわち、本発明は、前記前処理印加モードにおける前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に対する電圧の印加値が、第１の生体情報測定モードにおける第１の生体情報に基づいて可変され、かつ、前記第２の生体情報測定モードにおける前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に対して電圧を印加する電圧印加時間が、前記第１の生体情報測定モードにおける前記第１の生体情報に基づいて可変される構成であり、第１の生体情報測定モードにおいて、第１の生体情報、例えば、ヘマトクリット値を測定し、このヘマトクリット値に基づいて、第２の生体情報測定モードにおける第２の生体情報、例えば、血糖値を測定するものである。
したがって、これらの本発明によれば、第２の生体情報（例えば血糖値）の測定自体が第１の生体情報（例えばヘマトクリット値）による影響を大きく受けない状態で測定されているので、測定精度を高いものとすることが出来るのである。
本発明の一実施形態にかかる生体情報測定装置の電気ブロック図である。 （ａ）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。（ｂ）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。 本発明の一実施形態にかかる生体情報測定装置の動作フローチャートである。 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。 本発明の一実施形態にかかる生体情報測定装置の電圧の印加に対する応答電流値（μＡ）の経時変化を示すグラフである。 本発明の一実施形態にかかる生体情報測定装置の電圧の印加に対する応答電流値（μＡ）の経時変化を示すグラフである。 本発明の一実施形態にかかる生体情報測定装置の血糖値に対する出力電圧（ｍＶ）の変化を示すグラフである。 本発明の一実施形態にかかる生体情報測定装置のヘマトクリット値に対する出力電圧（ｍＶ）の感度差を示すグラフである。 本発明の一実施形態にかかる生体情報測定装置のヘマトクリット値に対する出力電圧（ｍＶ）の感度差を示すグラフである。 本発明の一実施形態にかかる生体情報測定装置のヘマトクリット値に対する出力電圧（ｍＶ）の感度差を示すグラフである。 従来例の生体情報測定装置の血糖値に対する出力電圧（ｍＶ）の変化を示すグラフである。 従来例の生体情報測定装置のヘマトクリット値に対する出力電圧（ｍＶ）の感度差を示すグラフである。 従来例の生体情報測定装置のヘマトクリット値に対する出力電圧（ｍＶ）の感度差を示すグラフである。 従来例の生体情報測定装置のヘマトクリット値に対する出力電圧（ｍＶ）の感度差を示すグラフである。 本発明の別の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。 本発明の別の実施形態にかかる生体情報測定装置の電圧の印加に対する応答電流値（μＡ）の経時変化を示すグラフである。 本発明の別の実施形態にかかる生体情報測定装置の電圧の印加に対する応答電流値（μＡ）の経時変化を示すグラフである。 本発明の別の実施形態にかかる生体情報測定装置の血糖値に対する出力電圧（ｍＶ）の変化を示すグラフである。 本発明の別の実施形態にかかる生体情報測定装置のヘマトクリット値に対する出力電圧（ｍＶ）の感度差を示すグラフである。 本発明の別の実施形態にかかる生体情報測定装置のヘマトクリット値に対する出力電圧（ｍＶ）の感度差を示すグラフである。 本発明の別の実施形態にかかる生体情報測定装置のヘマトクリット値に対する出力電圧（ｍＶ）の感度差を示すグラフである。 本発明の別の実施形態にかかる生体情報測定装置の動作フローチャートである。 本発明のさらに別の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。 本発明のさらに別の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。 本発明のさらに別の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。 本発明のさらに別の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。 本発明のさらに別の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。
以下、本発明の一実施形態を、血糖値を測定する生体情報測定装置に適応したものを、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。
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、４個の電極である、ヘマトクリット測定作用極（第１の電極の一例）５、血液成分測定作用極（第３の電極の一例）６、血液成分測定対極（第２の電極の一例）７、および血液成分導入検知極８が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）における各電極ヘマトクリット測定作用極５、血液成分測定作用極６、血液成分測定対極７、および血液成分導入検知極８が、図１に示す入力端子部９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６、血液成分測定対極７、および血液成分導入検知極８が形成する電極部上に試薬部１０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１０には、試薬１１が配置されている。前記試薬１１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１１の上には、一方の端部を残してスペーサー１２を介しカバー１３が配置されている。
また、バイオセンサ２のスペーサー１２には、血液を導入するための血液供給路１４が形成されている。この血液供給路１４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１１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１５となっている。
さらに、前記ヘマトクリット測定作用極５、血液成分測定作用極６、血液成分測定対極７、および血液成分導入検知極８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、前記ヘマトクリット測定作用極５、血液成分測定作用極６、血液成分測定対極７、および血液成分導入検知極８の一部は、カバー１３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９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、ヘマトクリット測定作用極５は、入力端子部９の第１の入力端子（図示せず）に、また、血液成分測定作用極６は、入力端子部９の第３の入力端子（図示せず）に、さらに、血液成分測定対極７は、入力端子部９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８は、入力端子部９の第４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１５に最も近く配置されているのは、ヘマトクリット測定作用極５で、次に血液成分測定対極７、その次に、血液成分測定作用極６、最後に、血液成分導入検知極８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１５側から順に、ヘマトクリット測定作用極（第１の電極の一例）５、血液成分測定対極（第２の電極の一例）７、血液成分測定作用極（第３の電極の一例）６、および血液成分導入検知極８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１３には、血液が血液供給口１５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１６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。
本発明において、第１の生体情報は、例えば、ヘマトクリット値である。本発明において、第２の生体情報は、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。本発明における酸化還元酵素は、前記第２の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、第２の生体情報としてグルコース値が好ましく、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１１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。また、スペーサー１２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１２には、血液導入のための血液供給路１４となるＩ字形状の切欠部が形成されている。また、例えば血液供給路１４の切欠部をＴ字形状に形成することにより、ヘマトクリット測定およびグルコース測定を別々に行えるように、血液供給路の各々端部に試薬部および電極部をそれぞれ適当に設け、本発明を実施することも可能である。
また、本発明において、カバー１３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１３の血液供給路１４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１３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１３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１３には、空気孔１６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１６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１３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１２およびカバー１３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９には、電圧を印加する電圧印加部１７と、電流−電圧変換部１８が接続されている。
電圧印加部１７には、制御部１９から電圧が印加され、この電圧は、入力端子部９を介して、バイオセンサ２のヘマトクリット測定作用極５、血液成分測定作用極６、血液成分測定対極７、および血液成分導入検知極８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１８にて電圧に変換され、その後、この電圧はＡＤ変換部２０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２１によって閾値と比較される。
また、制御部１９に接続された表示部２２には、前記バイオセンサ２で検出したグルコース値や、前記判定手段２１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２３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２４は、ヘマトクリット値（第１の生体情報）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１９には、時計２５が接続され、制御部１９は、この時計２５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１９内には、補正手段２６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。
本実施形態における特徴点は、前記制御部１９が、図４に示す第１の生体情報測定モードＡ、前処理印加モードＢ、電圧印加停止モードＣ、第２の生体情報測定モードＤを実行させるようにしたことである。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、第１の生体情報測定モードＡは、入力端子部９の第１の入力端子（図示せず）、つまり、ヘマトクリット測定作用極５に流れる電流にもとづいて第１の生体情報（ヘマトクリット値）を測定するものである。
この実施形態において、前処理印加モードＢは、前記第１の生体情報測定モードＡの後に、図１に示す入力端子部９の第２の入力端子（図示せず）および入力端子部９の第３の入力端子（図示せず）、つまり、血液成分測定対極７および血液成分測定作用極６に電圧を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Ｃは、前記前処理印加モードＢの後にこれら入力端子部９の第２の入力端子（図示せず）および入力端子部９の第３の入力端子（図示せず）、つまり、血液成分測定対極７および血液成分測定作用極６に対する電圧印加を停止するものである。
この実施形態において、第２の生体情報測定モードＤは、前記電圧印加停止モードＣの後に、これら入力端子部９の第２の入力端子（図示せず）および入力端子部９の第３の入力端子（図示せず）、つまり、血液成分測定対極７および血液成分測定作用極６に電圧を印加し、第２の生体情報（グルコース値）を測定するものである。
また、この実施形態において、制御部１９は、前記前処理印加モードＢにおける入力端子部９の第２の入力端子（図示せず）および入力端子部９の第３の入力端子（図示せず）、つまり、血液成分測定対極７および血液成分測定作用極６に対する電圧を、第１の生体情報測定モードＡにおける第１の生体情報（ヘマトクリット値）に基づいて可変させる構成を有する。
図５は、この実施形態にかかる生体情報測定装置の電圧の印加に対する応答電流値（μＡ）の経時変化を示すグラフである。具体的には、図５は、上記の構成において、ヘマトクリット値（第１の生体情報）２０％、４５％、および６０％における、第１の生体情報測定モードＡ、前処理印加モードＢ、電圧印加停止モードＣ、および第２の生体情報測定モードＤの特性を表す図であり、それぞれのモードにおける応答電流値（μＡ）が示されている。図５に示すように、ヘマトクリット値が高い（例えば、６０％）場合は、応答電流値が低く、ヘマトクリット値が低い（例えば、２０％）場合は、応答電流値が高いことが分かる。
これは、ヘマトクリット値の高い血液（高Ｈｃｔ値）の場合、血液の粘性が高く、電流応答は相対的に低くなり、ヘマトクリット値の低い血液（低Ｈｃｔ値）の場合、血液の粘性は低く、電流応答は相対的に高くなるためである。
なお、図５においては、前処理印加モードＢ、および第２の生体情報測定モードＤにおける応答電流変化の状態が理解しにくいので、その部分を図６において拡大表示している。この図６から理解されるように、前処理印加モードＢ、および第２の生体情報測定モードＤにおいても上述した第１の生体情報測定モードＡと同じように、ヘマトクリット値の高い血液（高Ｈｃｔ値）の場合、血液の粘性が高く、電流応答は相対的に低くなり、ヘマトクリット値の低い血液（低Ｈｃｔ値）の場合、血液の粘性は低く、電流応答は相対的に高くなる。
次に、図２および図３を用いて、第１の生体情報測定モードＡ、前処理印加モードＢ、電圧印加停止モードＣ、および第２の生体情報測定モードＤにおける測定フローについて、さらに詳細に説明する。図３は、この実施形態にかかる生体情報測定装置の動作フローチャートである。
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、第２の生体情報）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のごとく、その一端側が挿入口３に挿入され（図３のＳ１、「バイオセンサを装着」）、入力端子部９と電気的に接続される。その結果、制御部１９は、入力端子部９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（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１９は、電圧印加部１７および入力端子部９を介して、印加電圧をバイオセンサ２の血液成分測定作用極６、血液成分測定対極７、および血液成分導入検知極８にそれぞれ供給させる（図３のＳ３、「測定作用極、測定対極、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６、血液成分測定対極７、および血液成分導入検知極８に供給する印加電圧は、それぞれ、例えば、０．５Ｖである。
次に、使用者は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、その血液をバイオセンサ２の血液供給口１５に点着させる（図３のＳ４、「バイオセンサの供給口へ血液を点着」）。
すると、血液成分測定作用極６と血液成分測定対極７との間および血液成分測定作用極６と血液成分導入検知極８との間に電流が流れ始め、その電流は電流―電圧変換部１８で電圧に変換され、その後、Ａ／Ｄ変換部２０でＡ／Ｄ変換され、制御部１９の判定手段２１によって、判定が行われる。
具体的には、制御部１９は、血液成分測定作用極６と血液成分測定対極７との間に流れる電流値を測定し、その電流値に比例する電圧値と所定の閾値（例えば、１０ｍＶ）を比較し、閾値以上であれば、次に、血液成分測定作用極６と血液成分導入検知極８との間に流れる電流値を測定する。
前記血液成分測定作用極６と血液成分測定対極７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１９の判定手段２１は、まだ点着された血液が十分に試薬１１に浸透していないと判断し、血液成分測定作用極６と血液成分測定対極７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（図３のＳ５、「測定作用極−測定対極間電流≧閾値」）。
次に同様に、血液成分測定作用極６と血液成分導入検知極８との間に流れる電流値を測定し、その電流値に比例する電圧値と所定の閾値（例えば、１０ｍＶ）を比較し、閾値以上か否かが判断される。前記電流値が閾値より低ければ、まだ点着された血液が十分に試薬１１および血液成分導入検知極８まで浸透していないと判断され、閾値以上になるまでこの比較が繰り返される（図３のＳ６、「測定作用極−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１９の判定手段２１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。
次に、十分に測定できる程度に血液量が導入されたと判断されると、制御部１９は、第１の生体情報測定モードＡにおいて、ヘマトクリット測定作用極５と血液成分測定対極７との間に、例えば、印加電圧１．０〜３．０Ｖ（本実施の形態においては、印加電圧は２．５Ｖ）、印加時間は０．０１〜３．０秒間（本実施の形態においては、印加時間は０．５秒間）を印加する（図３のＳ７、「ヘマト作用極−測定対極間に印加し、ヘマトクリット値を算出」）。
ヘマトクリット測定作用極５と血液成分測定対極７との間には、図２から理解されるように、一定の間隙（例えば、０．０１ｍｍ〜１０ｍｍ）があり、この間隙には電子伝達体など試薬が配置されていない。
このため、ヘマトクリット測定作用極５と血液成分測定対極７との間においては、試薬１１の影響を受けることなくヘマトクリット値（第１の生体情報）に依存した酸化電流が検出できる。
この酸化電流は、電流―電圧変換部１８、およびＡ／Ｄ変換部２０を介して、電圧値として、制御部１９に認識される。
本実施形態における特徴は、制御部１９によって認識されたヘマトクリット値（第１の生体情報）に依存した酸化電流（電圧値に変換済み）により、前処理印加モードＢにおける印加電圧を可変することとした事である。
具体的には、この実施形態において、前処理印加モードＢにおける印加電圧は、予めメモリ部２４に記憶されているヘマトクリット値（第１の生体情報）とグルコース測定時の印加電圧、印加時間等からなる管理テーブルが使用され、上記検出されたヘマトクリット値（第１の生体情報）に依存した酸化電流（電圧値に変換済み）に応じて決定される。
つまり、ヘマトクリット値の高い血液（高Ｈｃｔ値）の場合、血液の粘性が高く、グルコース測定時における電流応答は相対的に低下する。このため、高Ｈｃｔ血液の場合、高い電流応答を得るための電圧が必要となる。また、ヘマトクリット値の低い血液（低Ｈｃｔ値）の場合、血液の粘性は低く、グルコース測定時における電流応答は相対的に高くなる。このため、低Ｈｃｔ血液の場合、低い電流応答を得るための電圧の選択が必要となる。
本実施形態においては、例えば、メモリ部２４において、ヘマトクリット値（第１の生体情報）２０％の場合０．７５Ｖ、ヘマトクリット値４５％の場合０．３５Ｖ、ヘマトクリット値６０％の場合０．１５Ｖが設定記憶されており、これらヘマトクリット値に応じた印加電圧が、制御部１９により適宜選択される（図３のＳ８、「ヘマトクリット値に応じて、前処理印加電圧を決定」）。なお、この実施形態において、上記ヘマトクリット値に応じた印加電圧は、環境温度に応じて、変更を加えてもよい。このような環境温度は、後記するような、従来から知られている環境温度の測定方法により測定したものであればよい。このような修正を行うのは、血液中のグルコースと酸化還元酵素との反応が、酵素反応であり、環境温度に影響されるためである。なお、印加電圧を印加する所定の時間についても、同様に、環境温度に応じて変更を加えてもよい。
すなわち、本実施の形態においては、メモリ部２４において、ヘマトクリット値（第１の生体情報)が、第１のヘマトクリット値を示す時には、前記前処理印加モードにおいて、前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に対して、第１の電圧を印加し、第２のヘマトクリット値を示す時には、前記前処理印加モードにおいて、前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に対して、第２の電圧を印加し、前記第１のヘマトクリット値は、前記第２のヘマトクリット値よりも大きく、前記第１の電圧は前記第２の電圧よりも小さくなるように選択すればよい。
または、本実施の形態においては、メモリ部２４において、ヘマトクリット値（第１の生体情報)が、第１のヘマトクリット値を示す時には、前記前処理印加モードにおいて、前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に対して、第１の電圧を印加し、第２のヘマトクリット値を示す時には、前記前処理印加モードにおいて、前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に対して、第２の電圧を印加し、第３のヘマトクリット値を示す時には、前記前処理印加モードにおいて、前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に対して、第３の電圧を印加し、前記第１のヘマトクリット値は、前記第２のヘマトクリット値および前記第３のヘマトクリット値よりも大きく、前記第２のヘマトクリット値は前記第３のヘマトクリット値よりも大きく、前記第１の電圧は、前記第２の電圧および前記第３の電圧よりも小さく、前記第２の電圧は前記第３の電圧よりも小さくなるように選択すればよい。
次に、この実施形態において、制御部１９は、前処理印加モードＢにおいて、上記測定されたヘマトクリット値（第１の生体情報）に応じて決められた印加電圧を、血液成分測定作用極６と血液成分測定対極７間に所定の時間、例えば０．５〜４．０秒間（本実施形態においては、２．０秒間）印加する（図３のＳ９、「決定された印加電圧を測定作用極−測定対極間に印加」）。
その後、この実施形態において、制御部１９は、電圧印加停止モードＣにおいて、血液中のグルコースと酸化還元酵素および電子伝達体を含む試薬１１中の反応をさらに促進させるために、バイオセンサ２の全電極（ヘマトクリット測定作用極５、血液成分測定作用極６、血液成分測定対極７、および血液成分導入検知極８）への電圧印加を０．１〜５．０秒間ほど（本実施形態においては、１．０秒間）停止する（図３のＳ１０、「電圧印加を停止」）。
すると、この電圧印加停止モードＣにおいて、血液中のグルコースと酸化還元酵素とが一定時間反応させられる。
次の第２の生体情報測定モードＤにおいて、制御部１９は、血液成分測定作用極６、および血液成分測定対極７の間に電圧を印加し、酵素反応により血液成分測定作用極６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グルコース（血糖）値（第２の生体情報）を測定する。
この第２の生体情報測定モードＤにおけるグルコースと酸化還元酵素との反応時間は、例えば、０．５〜２０秒、より好ましくは０．５〜１０秒である。本実施形態においては、血液成分測定作用極６と血液成分測定対極７との間に、１．５秒、印加電圧として、０．０５〜１．０Ｖ、より好ましくは０．１〜０．８Ｖ（本実施の形態においては、０．２５Ｖ）印加する。
そして、この実施形態において、印加時間の１．５秒が経過すると、制御部１９は、グルコース値（第２の生体情報）を算出する（図３のＳ１１、「測定作用極−測定対極間に電圧を最終印加」）。
なお、この実施形態において、上記算出されたグルコース値（第２の生体情報）は、従来から知られている温度補正を行う（図３のＳ１２、「グルコース値を測定し、補正」）。
つまり、グルコース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。なお、前記図３のＳ８、「ヘマトクリット値に応じて、前処理印加電圧を決定の段階で、上記ヘマトクリット値に応じた印加電圧および／または時間に、環境温度に応じて、変更を加えた場合、この段階でのグルコース値の補正は、行っても、行わなくても、いずれでも、よい。一方、前記図３のＳ８、「ヘマトクリット値に応じて、前処理印加電圧を決定の段階で、上記ヘマトクリット値に応じた印加電圧および時間に、環境温度に応じて、変更を加えない場合、この段階でのグルコース値の補正は、行う必要がある。
そして、上記のように補正して求められたグルコース値を、表示部２２に最終グルコース（血糖）値（第２の生体情報）として表示する（図３のＳ１３、「グルコース値を表示」）。
本実施形態における特徴は、制御部１９によって認識されたヘマトクリット値（第１の生体情報）に依存した酸化電流（電圧値に変換済み）により、前処理印加モードＢにおける印加電圧を可変した事であり、その結果として、表示部２２に表示された血糖値は、極めて精度の高いものとなる。
以下、この点について、図７〜１４を用いて説明する。
図７は、本発明の一実施形態にかかる生体情報測定装置の血糖値に対する出力電圧（ｍＶ）の変化を示すグラフである。具体的には、図７は、本実施形態において、ヘマトクリット値が２０％、４５％、および６０％の時に血糖値に対して、第２の生体情報測定モードＤにおいて、図１におけるＡ／Ｄ変換部２０の出力が、どのように変化するのかを表した図である（図３のＳ１２における補正前の状態）。この図７から理解されるように、ヘマトクリット値が２０％、４５％、および６０％でも血糖値が上がれば出力電圧も上昇する。
これに対して、図１１は、従来例の生体情報測定装置の血糖値に対する出力電圧（ｍＶ）の変化を示すグラフである。具体的には、図１１は、従来例において、ヘマトクリット値が２０％、４５％、および６０％の時に血糖値に対して、第２の生体情報測定モードＤにおいて、図１におけるＡ／Ｄ変換部２０の出力が、どのように変化するのかを表した図である。この図１１から理解されるように、この場合も、ヘマトクリット値が２０％、４５％、および６０％でも血糖値が上がれば出力電圧も上昇する。
これらの図７（本実施形態）と図１１（従来例）との比較から理解される事は、本実施形態においては、ヘマトクリット値（第１の生体情報）が異なっても検出された血糖値（第２の生体情報）のばらつきが小さいという事である。例えば、図１１（従来例）では、血糖値３５０ｍｇ／ｄｌで、ヘマトクリット値が４５％の時には、出力電圧が２８０ｍＶであったものが、ヘマトクリット値が２０％の時には、出力電圧が３９０ｍＶと、１１０ｍＶの差が出ている。
また、図１１（従来例）では、ヘマトクリット値が４５％の時には、出力電圧が２８０ｍＶであったものが、ヘマトクリット値が６０％の時には、出力電圧が２００ｍＶと、８０ｍＶの差が出ている。
これに対して、図７（本実施形態）では、血糖値３５０ｍｇ／ｄｌで、ヘマトクリット値が４５％の時には、出力電圧が２９０ｍＶであったものが、ヘマトクリット値が２０％の時には、出力電圧が３６０ｍＶと、７０ｍＶの差しか出ていない。
また、図７（本実施形態）では、ヘマトクリット値が４５％の時には、出力電圧が２９０ｍＶであったものが、ヘマトクリット値が６０％の時には、出力電圧が２５０ｍＶと、４０ｍＶの差しか出ていない。
つまり、本実施形態においては、前処理印加モードＢにおいて、血液成分測定作用極６と血液成分測定対極７との間に印加する出力電圧を、図４に示すごとく、可変させた結果として、ヘマトクリット値による出力電圧の差異を小さくすることが出来た。
これは、上述のごとく、ヘマトクリット値の高い血液（高Ｈｃｔ値）の場合、血液の粘性が高く、グルコース測定時における電流応答は相対的に低下するので、高Ｈｃｔ血液の場合、高い電流応答を得るための電圧が必要となる。また、ヘマトクリット値の低い血液（低Ｈｃｔ値）の場合、血液の粘性は低く、グルコース測定時における電流応答は相対的に高くなるので、低Ｈｃｔ血液の場合、低い電流応答を得るための電圧の選択が必要となるという事に対応した対策となる。
これに対して、従来例では、この前処理印加モードＢにおいて、ヘマトクリット値に関わらず、同じ電圧を血液成分測定作用極６と血液成分測定対極７との間に印加していたので（図１１）、結論として、出力電圧は、大きくばらつくものとなっていた。なお、図１１は、従来例の生体情報測定装置の血糖値に対する出力電圧（ｍＶ）の変化を示すグラフである。
図１２は、従来例の生体情報測定装置のヘマトクリット値に対する出力電圧（ｍＶ）の感度差を示すグラフである。具体的には、図１２は、この従来例における血糖値１００ｍｇ／ｄｌと３５０ｍｇ／ｄｌのものが、それぞれのヘマトクリット値が４５％の時に比較して、ヘマトクリット値が２０％の時と６０％になった時の差（影響度合）を示したものである。
この図１２（従来例）から言えることは、血糖値が１００ｍｇ／ｄｌの時も、３５０ｍｇ／ｄｌの時も、ヘマトクリット値が４５％を中心に、ヘマトクリット２０％側では３５％以上の差異が発生し、また、ヘマトクリット６０％側では２０％以上の差異が発生している。
つまり、従来例では、図１１および図１２からも理解されるように、ヘマトクリット値によって、Ａ／Ｄ変換部２０の出力電圧は、大きくばらついてしまう。
従来例でも、Ａ／Ｄ変換部２０の出力電圧を、その後検出するヘマトクリット値に応じて、補正することで、最終的な血糖値を算出しようと試みが行われている。
しかしながら、この従来例においては、図１３に示すように、血糖値が１００ｍｇ／ｄｌの時には、ヘマトクリット値が２０％の時には＋７．５％〜−４．０％のばらつきが発生し、ヘマトクリット値が４５％の時には＋９．０％〜−５．０％のばらつきが発生し、ヘマトクリット値が６０％の時には＋９．５％〜−７．０％のばらつきが発生している。図１３は、従来例の生体情報測定装置のヘマトクリット値に対する出力電圧（ｍＶ）の感度差を示すグラフである。
また、図１４に示すように、血糖値が３５０ｍｇ／ｄｌの時には、ヘマトクリット値が２０％の時には＋８．０％〜−４．０％のばらつきが発生し、ヘマトクリット値が４５％の時には＋１０．０％〜−６．０％のばらつきが発生し、ヘマトクリット値が６０％の時には＋１１．０％〜−７．５％のばらつきが発生している。図１４は、従来例の生体情報測定装置のヘマトクリット値に対する出力電圧（ｍＶ）の感度差を示すグラフである。
そして、このような大きなばらつきが発生した状態で、以降の補正を行ったとしても、最終的な血糖値には、大きなばらつきが残ってしまう。
つまり、従来の生体情報測定装置によれば、測定精度は低い。
それに対して、図８は、この実施形態にかかる生体情報測定装置のヘマトクリット値に対する出力電圧（ｍＶ）の感度差を示すグラフである。具体的には、図８は、本実施形態において、血糖値１００ｍｇ／ｄｌと３５０ｍｇ／ｄｌのものが、それぞれのヘマトクリット値が４５％の時に比較して、ヘマトクリット値が２０％の時と６０％になった時の差（影響度合）を示したものである。
この図８（本実施形態）から言えることは、血糖値が１００ｍｇ／ｄｌの時も、３５０ｍｇ／ｄｌの時も、ヘマトクリット値が４５％を中心に、ヘマトクリット２０％側では２０％程度の差異しか発生せず、また、ヘマトクリット６０％側では１０％程度の差異しか発生していない。
つまり、本実施形態では、図７および図８からも理解されるように、ヘマトクリット値によって、Ａ／Ｄ変換部２０の出力電圧は、ばらつきが小さい。
したがって、本実施形態では、Ａ／Ｄ変換部２０の出力電圧から、最終的な血糖値を算出した場合、ばらつきが小さい。
この点を図９および図１０を用いてさらに説明を続ける。図９および図１０はこの実施形態にかかる生体情報測定装置のヘマトクリット値に対する出力電圧（ｍＶ）の感度差を示すグラフである。図９に示すように、血糖値が１００ｍｇ／ｄｌの時には、ヘマトクリット値が２０％の時には＋３．０％〜−３．０％のばらつきしか発生せず、ヘマトクリット値が４５％の時には＋２．０％〜−３．０％のばらつきしか発生せず、ヘマトクリット値が６０％の時には＋５．０％〜−２．０％のばらつきしか発生しない。
また、図１０に示すように、血糖値が３５０ｍｇ／ｄｌの時には、ヘマトクリット値が２０％の時には＋４．５％〜−３．０％のばらつきしか発生せず、ヘマトクリット値が４５％の時には＋４．０％〜−４．０％のばらつきしか発生せず、ヘマトクリット値が６０％の時には＋６．０％〜−４．０％のばらつきしか発生しない。
したがって、本実施形態によれば、血糖値の測定自体がヘマトクリット値による影響を大きく受けない状態で測定されているので、高い測定精度を得ることが出来るのである。
ただし、本実施形態においては、温度による影響を小さくするために、図３のＳ１２において、温度補正を行っており、その結果として、測定精度をさらに高めることが出来ている。
なお、この実施の形態において、得られたヘマトクリット値（第１の生体情報）が、標準値（例えば、ヘマトクリット値が４２）の場合には、処理印加モードＢにおける印加電圧と、第２の生体情報測定モードＤにおける血液成分測定対極７および血液成分測定作用極６間への電圧印加時間を、可変させる必要は無い。
（実施の形態２）
図１５〜図２２は、本発明の実施の形態２を示すものである。この実施の形態２においては、第１の生体情報測定モードＡで測定したヘマトクリット値（第１の生体情報）に応じて、前処理印加モードＢにおける血液成分測定対極７および血液成分測定作用極６間への印加電圧を実施の形態１と同様に可変し、さらに、第２の生体情報測定モードＤにおける血液成分測定対極７および血液成分測定作用極６間への電圧印加時間を、第１の生体情報測定モードＡにおける第１の生体情報（ヘマトクリット値）に基づいて可変させる構成であることを特徴とする。
図１５は、この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。図１５に示す、第１の生体情報測定モードＡは、入力端子部９の第１の入力端子（図示せず）、つまり、ヘマトクリット測定作用極５に流れる電流にもとづいて第１の生体情報（ヘマトクリット値）を測定するものである。
この実施形態において、前処理印加モードＢは、前記第１の生体情報測定モードＡの後に、図１に示す入力端子部９の第２の入力端子（図示せず）および入力端子部９の第３の入力端子（図示せず）、つまり、血液成分測定対極７および血液成分測定作用極６に電圧を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Ｃは、前記前処理印加モードＢの後にこれら入力端子部９の第２の入力端子（図示せず）および入力端子部９の第３の入力端子（図示せず）、つまり、血液成分測定対極７および血液成分測定作用極６に対する電圧印加を停止するものである。
この実施形態において、第２の生体情報測定モードＤは、前記電圧印加停止モードＣの後に、これら入力端子部９の第２の入力端子（図示せず）および入力端子部９の第３の入力端子（図示せず）、つまり、血液成分測定対極７および血液成分測定作用極６に電圧を印加し、第２の生体情報（グルコース値）を測定するものである。
また、この実施形態において、制御部１９は、前記前処理印加モードＢにおける入力端子部９の第２の入力端子（図示せず）および入力端子部９の第３の入力端子（図示せず）、つまり、血液成分測定対極７および血液成分測定作用極６に対する電圧を、第１の生体情報測定モードＡにおける第１の生体情報（ヘマトクリット値）に基づいて可変させる構成を有する。
図１６は、本発明の別の実施形態にかかる生体情報測定装置の電圧の印加に対する応答電流値（μＡ）の経時変化を示すグラフである。具体的には、図１６は、上記の構成において、ヘマトクリット値２０％、４５％、および６０％における、第１の生体情報測定モードＡ、前処理印加モードＢ、電圧印加停止モードＣ、および第２の生体情報測定モードＤの特性を表す図であり、それぞれのモードにおける応答電流値（μＡ）が示されている。図１６に示すように、ヘマトクリット値が高い（例えば、６０％）場合は、応答電流値が低く、ヘマトクリット値が低い（例えば、２０％）場合は、応答電流値が高いことが分かる。
これは、ヘマトクリット値の高い血液（高Ｈｃｔ値）の場合、血液の粘性が高く、電流応答は相対的に低くなり、ヘマトクリット値の低い血液（低Ｈｃｔ値）の場合、血液の粘性は低く、電流応答は相対的に高くなるためである。
なお、図１６においては、前処理印加モードＢ、および第２の生体情報測定モードＤにおける応答電流変化の状態が理解しにくいので、その部分を図１７において拡大表示している。この図１７から理解されるように、前処理印加モードＢ、および第２の生体情報測定モードＤにおいても上述した第１の生体情報測定モードＡと同じように、ヘマトクリット値の高い血液（高Ｈｃｔ値）の場合、血液の粘性が高く、電流応答は相対的に低くなり、ヘマトクリット値の低い血液（低Ｈｃｔ値）の場合、血液の粘性は低く、電流応答は相対的に高くなる。
次に、図２および図２２を用いて、第１の生体情報測定モードＡ、前処理印加モードＢ、電圧印加停止モードＣ、および第２の生体情報測定モードＤにおける測定フローについて、さらに詳細に説明する。図２２は、この実施形態にかかる生体情報測定装置の動作フローチャートである。
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、第２の生体情報）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のごとく、その一端側が挿入口３に挿入され（図２２のＳ１、「バイオセンサを装着」）、入力端子部９と電気的に接続される。その結果、制御部１９は、入力端子部９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（図２２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。
測定起動により、制御部１９は、電圧印加部１７および入力端子部９を介して、印加電圧をバイオセンサ２の血液成分測定作用極６、血液成分測定対極７、および血液成分導入検知極８にそれぞれ供給させる（図２２のＳ３、「測定作用極、測定対極、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６、血液成分測定対極７、および血液成分導入検知極８に供給する印加電圧は、それぞれ、例えば、０．５Ｖである。
次に、使用者は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、その血液をバイオセンサ２の血液供給口１５に点着させる（図２２のＳ４、「バイオセンサの供給口へ血液を点着」）。
すると、血液成分測定作用極６と血液成分測定対極７との間および血液成分測定作用極６と血液成分導入検知極８との間に電流が流れ始め、その電流は電流―電圧変換部１８で電圧に変換され、その後、Ａ／Ｄ変換部２０でＡ／Ｄ変換され、制御部１９の判定手段２１によって、判定が行われる。
具体的には、制御部１９は、血液成分測定作用極６と血液成分測定対極７との間に流れる電流値を測定し、その電流値に比例する電圧値と所定の閾値（例えば、１０ｍＶ）を比較し、閾値以上であれば、次に、血液成分測定作用極６と血液成分導入検知極８との間に流れる電流値を測定する。
前記血液成分測定作用極６と血液成分測定対極７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１９の判定手段２１は、まだ点着された血液が十分に試薬１１に浸透していないと判断し、血液成分測定作用極６と血液成分測定対極７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（図２２のＳ５、「測定作用極−測定対極間電流≧閾値」）。
次に同様に、血液成分測定作用極６と血液成分導入検知極８間に流れる電流値を測定し、その電流値に比例する電圧値と所定の閾値（例えば、１０ｍＶ）を比較し、閾値以上か否かが判断され、閾値より低ければ、まだ点着された血液が十分に試薬１１および血液成分導入検知極８まで浸透していないと判断され、閾値以上になるまでこの比較が繰り返される（図２２のＳ６、「測定作用極−検知極間電流≧閾値」）。
そして、図２２のＳ５、次いでＳ６において、流れる電流が閾値以上になると、制御部１９の判定手段２１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。
次に、十分に測定できる程度に血液量が導入されたと判断されると、制御部１９は、第１の生体情報測定モードＡにおいて、ヘマトクリット測定作用極５と血液成分測定対極７との間に、例えば、印加電圧１．０〜３．０Ｖ（本実施の形態においては、印加電圧は２．５Ｖ）、印加時間は０．０１〜３．０秒間（本実施の形態においては、印加時間は０．５秒間）を印加する（図２２のＳ７、「ヘマト作用極−測定対極間に印加し、ヘマトクリット値を算出」）。
ヘマトクリット測定作用極５と血液成分測定対極７との間には、図２から理解されるように、一定の間隙（例えば、０．０１ｍｍ〜１０ｍｍ）があり、この間隙には電子伝達体など試薬が配置されていない。
このため、ヘマトクリット測定作用極５と血液成分測定対極７との間においては、ここに流入する血液のみが電子伝達体となり、その結果として、試薬１１の影響を受けることなくヘマトクリット値（第１の生体情報）に依存した酸化電流が検出できることになる。
この酸化電流は、電流―電圧変換部１８、およびＡ／Ｄ変換部２０を介して、電圧値として、制御部１９に認識される。
本実施形態における特徴は、制御部１９によって認識されたヘマトクリット値（第１の生体情報）に依存した酸化電流（電圧値に変換済み）により、前処理印加モードＢにおける印加電圧と、第２の生体情報測定モードＤにおける血液成分測定対極７および血液成分測定作用極６間への電圧印加時間を可変することとした事である。
具体的には、この実施形態において、前処理印加モードＢにおける印加電圧は、予めメモリ部２４に記憶されているヘマトクリット値（第１の生体情報）とグルコース測定時の印加電圧、印加時間等からなる管理テーブルが使用され、上記検出されたヘマトクリット値（第１の生体情報）に依存した酸化電流（電圧値に変換済み）に応じて決定されることになる。
つまり、ヘマトクリット値の高い血液（高Ｈｃｔ値）の場合、血液の粘性が高く、グルコース測定時における電流応答は相対的に低下する。このため、高Ｈｃｔ血液の場合、高い電流応答を得るための電圧が必要となる。また、ヘマトクリット値の低い血液（低Ｈｃｔ値）の場合、血液の粘性は低く、グルコース測定時における電流応答は相対的に高くなる。このため、低Ｈｃｔ血液の場合、低い電流応答を得るための電圧の選択が必要となる。
本実施の形態においては、例えば、メモリ部２４において、ヘマトクリット値（第１の生体情報）２０％の場合０．７５Ｖ、ヘマトクリット値４５％の場合０．３５Ｖ、ヘマトクリット値６０％の場合０．１５Ｖが設定記憶されており、これらヘマトクリット値に応じた印加電圧が、制御部１９により適宜選択されることになる（図２２のＳ８、「ヘマトクリット値に応じて、前処理印加電圧と最終印加時間を決定」）。なお、この実施形態において、上記ヘマトクリット値に応じた印加電圧は、環境温度に応じて、変更を加えてもよい。このような環境温度は、後記するような、従来から知られている環境温度の測定方法により測定したものであればよい。このような修正を行うのは、血液中のグルコースと酸化還元酵素との反応が、酵素反応であり、環境温度に影響されるためである。なお、印加電圧を印加する所定の時間についても、同様に、環境温度に応じて変更を加えてもよい。
すなわち、本実施の形態においては、メモリ部２４において、前記ヘマトクリット値（第１の生体情報）が、第１のヘマトクリット値を示す時には、前記前処理印加モードにおいて、前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に対して、第１の電圧を印加し、第２のヘマトクリット値を示す時には、前記前処理印加モードにおいて、前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に対して、第２の電圧を印加し、前記第１のヘマトクリット値は、前記第２のヘマトクリット値よりも大きく、前記第１の電圧は前記第２の電圧よりも小さくなるよう選択すればよい。
または、本実施の形態においては、メモリ部２４において、前記ヘマトクリット値（第１の生体情報）が、第１のヘマトクリット値を示す時には、前記前処理印加モードにおいて、前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に対して、第１の電圧を印加し、第２のヘマトクリット値を示す時には、前記前処理印加モードにおいて、前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に対して、第２の電圧を印加し、第３のヘマトクリット値を示す時には、前記前処理印加モードにおいて、前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に対して、第３の電圧を印加し、前記第１のヘマトクリット値は、前記第２のヘマトクリット値および前記第３のヘマトクリット値よりも大きく、前記第２のヘマトクリット値は前記第３のヘマトクリット値よりも大きく、前記第１の電圧は、前記第２の電圧および前記第３の電圧よりも小さく、前記第２の電圧は前記第３の電圧よりも小さくなるよう選択すればよい。
次に、この実施形態において、制御部１９は、前処理印加モードＢにおいて、上記測定されたヘマトクリット値（第１の生体情報）に応じて決められた印加電圧を、血液成分測定作用極６と血液成分測定対極７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２２のＳ９、「決定された印加電圧を測定作用極−測定対極間に印加」）。
その後、この実施形態において、制御部１９は、電圧印加停止モードＣにおいて、血液中のグルコースと酸化還元酵素および電子伝達体を含む試薬１１中の反応をさらに促進させるために、バイオセンサ２の全電極（ヘマトクリット測定作用極５、血液成分測定作用極６、血液成分測定対極７、および血液成分導入検知極８）への電圧印加を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（図２２のＳ１０、「電圧印加を停止」）。
すると、この電圧印加停止モードＣにおいて、血液中のグルコースと酸化還元酵素とが一定時間反応させられる。
次の第２の生体情報測定モードＤにおいて、制御部１９は、血液成分測定作用極６、および血液成分測定対極７間に電圧を印加し、酵素反応により血液成分測定作用極６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グルコース（血糖）値（第２の生体情報）を測定することになる。
この第２の生体情報測定モードＤにおけるグルコースと酸化還元酵素との反応時間は、例えば、０．５〜２０秒、より好ましくは０．５〜１０秒である。本実施形態においては、この第２の生体情報測定モードＤにおける血液成分測定対極７および血液成分測定作用極６間への電圧印加時間を、第１の生体情報測定モードＡにおける第１の生体情報（ヘマトクリット値）に基づいて可変する。
具体的には、本実施の形態においては、血液成分測定作用極６と血液成分測定対極７間に、印加電圧として、０．０５〜１．０Ｖ、より好ましくは０．１〜０．８Ｖ（本実施の形態においては、０．２５Ｖ）印加するが、その電圧印加時間を、第１の生体情報測定モードＡにおける第１の生体情報（ヘマトクリット値）に基づいて可変する（図２２のＳ１１、「測定作用極−測定対極間に電圧を最終印加」）。
具体的には、第１の生体情報測定モードＡにおける第１の生体情報（ヘマトクリット値）が、ヘマトクリット値２０％の時には、この第２の生体情報測定モードＤにおいて、血液成分測定対極７および血液成分測定作用極６間への電圧印加時間を、２．０秒とする。
ヘマトクリット値４５％の時には、この第２の生体情報測定モードＤにおいて、血液成分測定対極７および血液成分測定作用極６間への電圧印加時間を、１．０秒とする。
ヘマトクリット値６０％の時には、この第２の生体情報測定モードＤにおいて、血液成分測定対極７および血液成分測定作用極６間への電圧印加時間を、０．８秒とする。
すなわち、本実施の形態においては、メモリ部２４において、前記ヘマトクリット値（第１の生体情報）が、第１のヘマトクリット値を示す時には、第２の生体情報測定モードにおいて、前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に対して、第４の電圧を第１の時間印加し、第２のヘマトクリット値を示す時には、前記第２の生体情報測定モードにおいて、前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に対して、第４の電圧を第２の時間印加し、
前記第１のヘマトクリット値は、前記第２のヘマトクリット値よりも大きく、前記第２の時間は、前記第１の時間よりも長くなるよう選択すればよい。
または、本実施の形態においては、メモリ部２４において、前記ヘマトクリット値（第１の生体情報）が、第１のヘマトクリット値を示す時には、前記第２の生体情報測定モードにおいて、前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に対して、第４の電圧を第１の時間印加し、第２のヘマトクリット値を示す時には、前記第２の生体情報測定モードにおいて、前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に対して、第４の電圧を第２の時間印加し、第３のヘマトクリット値を示す時には、前記第２の生体情報測定モードにおいて、前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に対して、第４の電圧を第３の時間印加し、前記第１のヘマトクリット値は、前記第２のヘマトクリット値および前記第３のヘマトクリット値よりも大きく、前記第２のヘマトクリット値は前記第３のヘマトクリット値よりも大きく、前記第２の時間および前記第３の時間は、前記第１の時間よりも長く、前記第３の時間は、前記第２の時間よりも長なるよう選択すればよい。
その後、この実施形態において、制御部１９は、グルコース値（第２の生体情報）を算出する。
なお、上記算出されたグルコース値（第２の生体情報）は、従来から知られている温度補正を行う（図２２のＳ１２、「決定された最終印加時間において、グルコース値を測定し、補正」）。
つまり、グルコース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。なお、前記図３のＳ８、「ヘマトクリット値に応じて、前処理印加電圧を決定の段階で、上記ヘマトクリット値に応じた印加電圧および／または時間に、環境温度に応じて、変更を加えた場合、この段階でのグルコース値の補正は、行っても、行わなくても、いずれでも、よい。一方、前記図３のＳ８、「ヘマトクリット値に応じて、前処理印加電圧を決定の段階で、上記ヘマトクリット値に応じた印加電圧および時間に、環境温度に応じて、変更を加えない場合、この段階でのグルコース値の補正は、行う必要がある。
そして、上記のように補正して求められたグルコース値を、表示部２２に最終グルコース（血糖）値（第２の生体情報）として表示する（図２２のＳ１３、「グルコース値を表示」）。
本実施形態における特徴は、制御部１９によって認識されたヘマトクリット値（第１の生体情報）に依存した酸化電流（電圧値に変換済み）により、前処理印加モードＢにおける印加電圧を可変し、かつ、第２の生体情報測定モードＤにおける電圧印加時間を、第１の生体情報測定モードＡにおける第１の生体情報（ヘマトクリット値）に基づいて可変した事であり、その結果として、表示部２２に表示された血糖値は、極めて精度の高いものとなる。
以下、この点について、図１１〜２１を用いて説明する。
図１８は、本発明の別の実施形態にかかる生体情報測定装置の血糖値に対する出力電圧（ｍＶ）の変化を示すグラフである。具体的には、図１８は、本実施形態において、ヘマトクリット値が２０％、４５％、および６０％の時に血糖値に対して、第２の生体情報測定モードＤにおいて、図１におけるＡ／Ｄ変換部２０の出力が、どのように変化するのかを表した図である（図２２のＳ１２における補正前の状態）。この図１８から理解されるように、ヘマトクリット値が２０％、４５％、および６０％でも血糖値が上がれば出力電圧も上昇する。
これに対して、図１１は、従来例の生体情報測定装置の血糖値に対する出力電圧（ｍＶ）の変化を示すグラフである。具体的には、図１１は、従来例において、ヘマトクリット値が２０％、４５％、および６０％の時に血糖値に対して、第２の生体情報測定モードＤにおいて、図１におけるＡ／Ｄ変換部２０の出力が、どのように変化するのかを表した図である。この図１１から理解されるように、この場合も、ヘマトクリット値が２０％、４５％、および６０％でも血糖値が上がれば出力電圧も上昇する。
これらの図１８（本実施形態）と図１１（従来例）との比較から理解される事は、本実施形態においては、ヘマトクリット値（第１の生体情報）が異なっても検出された血糖値（第２の生体情報）のばらつきが小さいという事である。例えば、図１１（従来例）では、血糖値３５０ｍｇ／ｄｌで、ヘマトクリット値が４５％の時には、出力電圧が２８０ｍＶであったものが、ヘマトクリット値が２０％の時には、出力電圧が３９０ｍＶと、１１０ｍＶの差が出ている。
また、図１１（従来例）では、ヘマトクリット値が４５％の時には、出力電圧が２８０ｍＶであったものが、ヘマトクリット値が６０％の時には、出力電圧が２００ｍＶと、８０ｍＶの差が出ている。
これに対して、図１８（本実施の形態）では、血糖値３５０ｍｇ／ｄｌで、ヘマトクリット値が４５％の時には、出力電圧が３３０ｍＶであったものが、ヘマトクリット値が２０％の時には、出力電圧が３３０ｍＶと、差がない。
また、図１８（本実施の形態）では、ヘマトクリット値が４５％の時には、出力電圧が３３０ｍＶであったものが、ヘマトクリット値が６０％の時には、出力電圧が３００ｍＶと、３０ｍＶの差しか出ていない。
つまり、本実施形態においては、前処理印加モードＢにおいて、血液成分測定作用極６と血液成分測定対極７との間に印加する出力電圧を、図１５に示すごとく、可変させると共に、第２の生体情報測定モードＤにおける電圧印加時間を可変する事により、ヘマトクリット値による出力電圧の差異を小さくすることが出来た。
これは、上述のごとく、ヘマトクリット値の高い血液（高Ｈｃｔ値）の場合、血液の粘性が高く、グルコース測定時における電流応答は相対的に低下するので、高Ｈｃｔ血液の場合、高い電流応答を得るための電圧が必要となる。また、ヘマトクリット値の低い血液（低Ｈｃｔ値）の場合、血液の粘性は低く、グルコース測定時における電流応答は相対的に高くなるので、低Ｈｃｔ血液の場合、低い電流応答を得るための電圧の選択が必要となるという事に対応した対策となる。
これに対して、従来例では、この前処理印加モードＢにおいて、ヘマトクリット値に関わらず、同じ電圧を血液成分測定作用極６と血液成分測定対極７間に印加していたので(図１１）、結論として、出力電圧は、大きくばらつくものとなっていた。なお、図１１は、従来例の生体情報測定装置の血糖値に対する出力電圧（ｍＶ）の変化を示すグラフである。
図１２は、従来例の生体情報測定装置のヘマトクリット値に対する出力電圧（ｍＶ）の感度差を示すグラフである。具体的には、図１２は、この従来例における血糖値１００ｍｇ／ｄｌと３５０ｍｇ／ｄｌのものが、それぞれのヘマトクリット値が４５％の時に比較して、ヘマトクリット値が２０％の時と６０％になった時の差（影響度合）を示したものである。
この図１２（従来例）から言えることは、血糖値が１００ｍｇ／ｄｌの時も、３５０ｍｇ／ｄｌの時も、ヘマトクリット値が４５％を中心に、ヘマトクリット２０％側では３５％以上の差異が発生し、また、ヘマトクリット６０％側では２０％以上の差異が発生している。
つまり、従来例では、図１１および図１２からも理解されるように、ヘマトクリット値によって、Ａ／Ｄ変換部２０の出力電圧は、大きくばらついてしまう。
従来例でも、Ａ／Ｄ変換部２０の出力電圧を、その後検出するヘマトクリット値に応じて、補正することで、最終的な血糖値を算出しようとする試みが行われている。
しかしながら、この従来例においては、図１３に示すように、血糖値が１００ｍｇ／ｄｌの時には、ヘマトクリット値が２０％の時には＋７．５％〜−４．０％のばらつきが発生し、ヘマトクリット値が４５％の時には＋９．０％〜−５．０％のばらつきが発生し、ヘマトクリット値が６０％の時には＋９．５％〜−７．０％のばらつきが発生している。図１３は、従来例の生体情報測定装置のヘマトクリット値に対する出力電圧（ｍＶ）の感度差を示すグラフである。
また、図１４に示すように、血糖値が３５０ｍｇ／ｄｌの時には、ヘマトクリット値が２０％の時には＋８．０％〜−４．０％のばらつきが発生し、ヘマトクリット値が４５％の時には＋１０．０％〜−６．０％のばらつきが発生し、ヘマトクリット値が６０％の時には＋１１．０％〜−７．５％のばらつきが発生している。図１４は、従来例の生体情報測定装置のヘマトクリット値に対する出力電圧（ｍＶ）の感度差を示すグラフである。
そして、このような大きなばらつきが発生した状態で、以降の補正を行ったとしても、最終的な血糖値には、大きなばらつきが残ってしまう。
つまり、従来の生体情報測定装置によれば、測定精度は低い。
それに対して、図１９は、この実施形態にかかる生体情報測定装置のヘマトクリット値に対する出力電圧（ｍＶ）の感度差を示すグラフである。具体的には、図１９は、本実施形態において、血糖値１００ｍｇ／ｄｌと３５０ｍｇ／ｄｌのものが、それぞれのヘマトクリット値が４５％の時に比較して、ヘマトクリット値が２０％の時と６０％になった時の差（影響度合）を示したものである。
この図１９（本実施形態）から言えることは、血糖値が１００ｍｇ／ｄｌの時も、３５０ｍｇ／ｄｌの時も、ヘマトクリット値が４５％を中心に、ヘマトクリット２０％側では２％程度の差異しか発生せず、また、ヘマトクリット６０％側では９％程度の差異しか発生していない。
つまり、本実施形態では、図１８および図１９からも理解されるように、ヘマトクリット値によって、Ａ／Ｄ変換部２０の出力電圧は、ばらつきが小さい。
したがって、本実施形態では、Ａ／Ｄ変換部２０の出力電圧から、最終的な血糖値を算出した場合、ばらつきが小さい。
この点を図２０および図２１を用いてさらに説明を続ける。図２０および図２１は、この実施形態にかかる生体情報測定装置のヘマトクリット値に対する出力電圧（ｍＶ）の感度差を示すグラフである。図２０に示すように、血糖値が１００ｍｇ／ｄｌの時には、ヘマトクリット値が２０％の時にはばらつきが略ゼロしか発生せず、ヘマトクリット値が４５％の時には＋２．５％〜０．０％のばらつきしか発生せず、ヘマトクリット値が６０％の時には＋２．５％〜−２．５％のばらつきしか発生しない。
また、図２１に示すように、血糖値が３５０ｍｇ／ｄｌの時には、ヘマトクリット値が２０％の時にはばらつきが略ゼロしか発生せず、ヘマトクリット値が４５％の時には＋３．０％〜０．０％のばらつきしか発生せず、ヘマトクリット値が６０％の時には＋０．０％〜−３．０％のばらつきしか発生しない。
したがって、本実施形態によれば、血糖値の測定自体がヘマトクリット値による影響を大きく受けない状態で測定されているので、測定精度を高いものとすることが出来るのである。
ただし、本実施形態においては、温度による影響を小さくするために、図２２のＳ１２において、温度補正を行うようにしており、その結果として、測定精度をさらに高めることが出来ている。
なお、この実施の形態において、得られたヘマトクリット値（第１の生体情報）が、標準値（例えば、ヘマトクリット値が４２）の場合には、処理印加モードＢにおける印加電圧と、第２の生体情報測定モードＤにおける電圧印加時間を、可変させる必要は無い。
（実施の形態３）
以上の実施の形態１では前印加処理モードＢにおける印加電圧の可変、実施の形態２では、前印加処理モードＢにおける印加電圧の可変および第２の生体情報測定モードＤにおける印加時間の可変を行ったが、図１および図２の構成を活用し、制御部１９の制御動作を図２３に示すようにしてもよい。
すなわち、図２３は、本発明のさらに別の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。図２３に示す制御動作は、主に、第１の生体情報測定モードＡと第２の生体情報測定モードＤを実行させる。
具体的には、この実施形態においては、第１の生体情報測定モードＡでヘマトクリット値（第１の生体情報）を測定し、その後、わずかな時間（実施の形態１および２における電圧印加停止モードＣの停止時間よりも短い）をおいて、直ちに、第２の生体情報測定モードＤを実行させる。この第２の生体情報測定モードＤの実行にあたっては、制御部１９が、第１の生体情報測定モードＡで測定したヘマトクリット値（第１の生体情報）にもとづいて、第２の生体情報測定モードＤにおける血液成分測定対極７および血液成分測定作用極６に対する印加する電圧の値を可変したり、さらに電圧印加時間を可変したりする。
また、図２４は、本発明のさらに別の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。図２４に示す制御動作は、本発明のさらに他の実施形態を示し、第１の生体情報測定モードＡと電圧印加停止モードＣと第２の生体情報測定モードＤを実行させる。
具体的には、この実施形態においては、第１の生体情報測定モードＡでヘマトクリット値（第１の生体情報）を測定し、その後、血液成分測定対極７および血液成分測定作用極６に対する電圧印加を停止する電圧印加停止モードＣをおいて、さらにその後、第２の生体情報測定モードＤを実行させる。この第２の生体情報測定モードＤの実行にあたっては、第１の生体情報測定モードＡで測定したヘマトクリット値（第１の生体情報）にもとづいて、制御部１９が、第２の生体情報測定モードＤにおける血液成分測定対極７および血液成分測定作用極６に対する印加する電圧の値を可変したり、さらに電圧印加時間を可変したり、さらに、電圧印加停止モードＣにおける全電極（ヘマトクリット測定作用極５、血液成分測定作用極６、血液成分測定対極７、および血液成分導入検知極８）に対する電圧の印加を停止する停止時間を可変したりする。
さらに、図２５は、本発明のさらに別の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。図２５に示す制御動作は、本発明のさらに他の実施形態を示し、第１の生体情報測定モードＡと第２の生体情報測定モードＤを実行させる。
具体的には、この実施形態においては、測定開始前（血液検知待機時）に、第１の生体情報測定モードＡでヘマトクリット値（第１の生体情報）を測定し、直ちに、第２の生体情報測定モードＤを実行させる。この第２の生体情報測定モードＤの実行にあたっては、第１の生体情報測定モードＡで測定したヘマトクリット値（第１の生体情報）にもとづいて、制御部１９が、第２の生体情報測定モードＤにおける血液成分測定対極７および血液成分測定作用極６に対する印加する電圧の値を可変したり、さらに電圧印加時間を可変したりする。
また、図２６は、本発明のさらに別の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。図２６に示す制御動作は、本発明のさらに他の実施形態を示し、第１の生体情報測定モードＡと電圧印加停止モードＣと第２の生体情報測定モードＤを実行させる。
具体的には、この実施形態においては、測定開始前（血液検知待機時）に、第１の生体情報測定モードＡでヘマトクリット値（第１の生体情報）を測定し、その後（測定開始時）、血液成分測定対極７および血液成分測定作用極６に対する電圧印加を停止する電圧印加停止モードＣをおいて、さらにその後、第２の生体情報測定モードＤを実行させる。この第２の生体情報測定モードＤの実行にあたっては、第１の生体情報測定モードＡで測定したヘマトクリット値（第１の生体情報）にもとづいて、制御部１９が、第２の生体情報測定モードＤにおける血液成分測定対極７および血液成分測定作用極６に対する印加する電圧の値を可変したり、さらに電圧印加時間を可変したり、さらに、電圧印加停止モードＣにおける全電極（ヘマトクリット測定作用極５、血液成分測定作用極６、血液成分測定対極７、および血液成分導入検知極８）に対する電圧の印加を停止する停止時間を可変したりする。
さらに、図２７は、本発明のさらに別の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。図２７に示す制御動作は、本発明のさらに他の実施形態を示し、前処理印加モードＢと第１の生体情報測定モードＡと電圧印加停止モードＣと第２の生体情報測定モードＤを実行させる。
具体的には、この実施形態においては、前処理印加モードＢで、おおよそのグルコース値を算出した上で、第１の生体情報測定モードＡにおけるヘマトクリット値（第１の生体情報）にもとづいて、制御部１９が、第２の生体情報測定モードＤにおける血液成分測定対極７および血液成分測定作用極６に対して印加する電圧および時間を可変したりする。また、第１の生体情報測定モードＡの前後に電圧印加停止モードＣもしくは、わずかな時間（実施の形態１、２における電圧印加停止モードＣの停止時間よりも短い）をおいてもよい。
なお、この実施の形態において、得られたヘマトクリット値（第１の生体情報）が、標準値（例えば、ヘマトクリット値が４２）の場合には、第２の生体情報測定モードＤにおける印加電圧および電圧印加時間を、可変させる必要は無い。
以上のように本発明は、第１の電極、第２の電極、および第３の電極と、前記第２、第３の電極間に設けた試薬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３の電極が接続される第３の入力端子と、前記第１の入力端子、前記第２の入力端子、および前記第３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、前記第２の入力端子、および前記第３の入力端子に接続された判定部と、前記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、前記制御部は、第１の入力端子に流れる電流にもとづいて第１の生体情報を測定する第１の生体情報測定モードと、この第１の生体情報測定モードの後に、これら第２の入力端子および第３の入力端子に電圧を印加し、第２の生体情報を測定する第２の生体情報測定モードと、を実行させる構成であり、前記表示部は、前記第２の生体情報を表示させる構成であり、前記制御部は、前記第２の生体情報測定モードにおける前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に対する電圧の印加値または電圧の印加時間の少なくとも一方は、第１の生体情報測定モードにおける第１の生体情報に基づいて可変させる構成であるので、測定精度を高めることが出来るのである。
すなわち、本発明は、第２の生体情報測定モードにおける前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に対する電圧の印加値または電圧の印加時間の少なくとも一方は、第１の生体情報測定モードにおける第１の生体情報に基づいて可変させる構成であり、第１の生体情報測定モードにおいて、例えば、ヘマトクリット値を測定し、このヘマトクリット値に基づいて、第２の生体情報測定モードにおける生体情報、例えば、血糖値を測定するものである。
また、以上のように本発明は、第１の電極、第２の電極、および第３の電極と、前記第２の電極および前記第３の電極の間に設けた試薬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３の電極が接続される第３の入力端子と、
前記第１の入力端子、前記第２の入力端子、および前記第３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、前記第２の入力端子、および前記第３の入力端子に接続された判定部と、
前記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、
前記制御部は、前記第１の入力端子に流れる電流にもとづいて第１の生体情報を測定する第１の生体情報測定モードと、前記第１の生体情報測定モードの後に前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に電圧を印加する前処理印加モードと、前記前処理印加モードの後に前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に対する電圧印加を停止する電圧印加停止モードと、前記電圧印加停止モードの後に、前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に電圧を印加し、第２の生体情報を測定する第２の生体情報測定モードと、を実行させる構成であり、
前記表示部は、前記第２の生体情報を表示させる構成であり、
前記制御部は、前記前処理印加モードにおける前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に対する電圧の印加値を、前記第１の生体情報測定モードにおける前記第１の生体情報に基づいて可変させる構成であるので、測定精度を高めることが出来るのである。
すなわち、本発明は、前記前処理印加モードにおける前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に対する電圧の印加値が、第１の生体情報測定モードにおける第１の生体情報に基づいて可変される構成であり、第１の生体情報測定モードにおいて、例えば、ヘマトクリット値を測定し、このヘマトクリット値に基づいて、第２の生体情報測定モードにおける生体情報、例えば、血糖値を測定するものである。
また、以上のように本発明は、第１の電極、第２の電極、および第３の電極と、前記第２の電極および前記第３の電極の間に設けた試薬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３の電極が接続される第３の入力端子と、
前記第１の入力端子、前記第２の入力端子、および前記第３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、前記第２の入力端子、および前記第３の入力端子に接続された判定部と、
前記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、
前記制御部は、第１の入力端子に流れる電流にもとづいて第１の生体情報を測定する第１の生体情報測定モードと、前記第１の生体情報測定モードの後に前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に電圧を印加する前処理印加モードと、前記前処理印加モードの後に前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に対する電圧印加を停止する電圧印加停止モードと、前記電圧印加停止モードの後に、前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に電圧を印加し、第２の生体情報を測定する第２の生体情報測定モードと、
を実行させる構成であり、
前記表示部は、前記第２の生体情報を表示させる構成であり、
前記制御部は、前記前処理印加モードにおける前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に対する電圧の印加値を、前記第１の生体情報測定モードにおける前記第１の生体情報に基づいて可変する構成であり、
前記制御部は、前記第２の生体情報測定モードにおける前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に対して電圧を印加する電圧印加時間を、前記第１の生体情報測定モードにおける前記第１の生体情報に基づいて可変させる構成であるので、測定精度を高めることが出来るのである。
すなわち、本発明は、前記前処理印加モードにおける前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に対する電圧の印加値が、第１の生体情報測定モードにおける第１の生体情報に基づいて可変され、かつ、前記第２の生体情報測定モードにおける前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に対して電圧を印加する電圧印加時間が、前記第１の生体情報測定モードにおける前記第１の生体情報に基づいて可変される構成であり、第１の生体情報測定モードにおいて、例えば、ヘマトクリット値を測定し、このヘマトクリット値に基づいて、第２の生体情報測定モードにおける生体情報、例えば、血糖値を測定するものである。
したがって、これらの本発明によれば、血糖値の測定自体がヘマトクリット値による影響を大きく受けない状態で測定されているので、測定精度を高いものとする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 ヘマトクリット測定作用極
６ 血液成分測定作用極
７ 血液成分測定対極
８ 血液成分導入検知極
９ 入力端子部
１０ 試薬部
１１ 試薬
１２ スペーサー
１３ カバー
１４ 血液供給路
１５ 血液供給口
１６ 空気孔
１７ 電圧印加部
１８ 電流−電圧変換部
１９ 制御部
２０ Ａ／Ｄ変換部
２１ 判定手段
２２ 表示部
２３ 電源部
２４ メモリ部
２５ 時計
２６ 補正手段

Claims (5)

  1. 第１の電極、第２の電極、および第３の電極と、前記第２の電極および前記第３の電極の間に設けた試薬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３の電極が接続される第３の入力端子と、
    前記第１の入力端子、前記第２の入力端子、および前記第３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、
    前記制御部に接続された表示部と、
    を備え、
    前記制御部は、
    前記第１の入力端子に流れる電流にもとづいて第１の生体情報を測定する第１の生体情報測定モードと、
    前記第１の生体情報測定モードより後に、前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に電圧を印加する前処理印加モードと、
    前記前処理印加モードより後に、前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に電圧を印加し、第２の生体情報を測定する第２の生体情報測定モードと、
    を実行させる構成であり、
    前記表示部は、前記第２の生体情報を表示させる構成であり、
    前記試薬部が、血液に反応する試薬を含み、
    前記第１の生体情報が、ヘマトクリット値であり、
    前記ヘマトクリット値が第１のヘマトクリット値を示す場合、
    前記制御部は、
    前記前処理印加モードにおける前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に対して、第１の電圧を印加し、前記第２の生体情報測定モードにおける第２の入力端子および第３の入力端子に対して、第１の印加時間の間印加させ、
    前記ヘマトクリット値が第２のヘマトクリット値を示す場合、
    前記制御部は、
    前記前処理印加モードにおける前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に対して、第２の電圧を印加し、前記第２の生体情報測定モードにおける前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に対して、第２の印加時間の間印加させ、
    前記第１のヘマトクリット値は、前記第２のヘマトクリット値よりも大きく、
    前記第１の電圧は前記第２の電圧よりも小さく、前記第２の印加時間は、前記第１の印加時間よりも長い構成である生体情報測定装置。
  2. 前記制御部には、時計を接続した請求項１記載の生体情報測定装置。
  3. 前記制御部には、前記第２の生体情報測定モードにおける前記第２の入力端子および前記第３の入力端子に対する電圧の印加値または電圧の印加時間の少なくとも一方を設定するためのデータが記録されたメモリ部を接続した請求項１または２記載の生体情報測定装置。
  4. 前記生体情報測定装置が、前記第２の入力端子および前記第３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２の入力端子と前記第３の入力端子を通じて、前記第２の電極と前記第３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。
  5. 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、
    前記バイオセンサを前記生体情報測定装置に装着し、
    次に前記バイオセンサに生体試料を点着し、
    その後、生体情報を測定する生体情報測定方法。
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