WO2014091682A1 - 血液成分の測定装置、血液成分の測定方法、及び、バイオセンサ - Google Patents

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WO2014091682A1
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blood
blood component
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measured
blood cell
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PCT/JP2013/006794
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English (en)
French (fr)
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雅樹 藤原
山本　智浩
Original Assignee
パナソニックヘルスケア株式会社
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Publication date
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    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28—Electrolytic cell components
    • G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • G01N27/327—Biochemical electrodes, e.g. electrical or mechanical details for in vitro measurements
    • G01N27/3271—Amperometric enzyme electrodes for analytes in body fluids, e.g. glucose in blood
    • G01N27/3274—Corrective measures, e.g. error detection, compensation for temperature or hematocrit, calibration

Definitions

  • the present invention relates to a blood component measuring apparatus for measuring components contained in blood, a blood component measuring method, and a biosensor.
  • Patent Document 1 describes a sensor system for determining the concentration of an analyte in a sample.
  • the sensor system inputs an input signal including a sequential excitation pulse and a plurality of relaxation duty cycles to the sample.
  • one or more signals output from the sample within 300 ms of the input of the excitation pulse are associated with the analyte concentration of the sample to improve the accuracy and / or accuracy of the analysis.
  • the above sensor system inputs pulses to the sample multiple times. However, since the analyte concentration of the sample is obtained using the output signal itself, the measurement error is not sufficiently suppressed.
  • the present invention has been proposed in view of the above-described circumstances, and provides a blood component measurement device, a blood component measurement method, and a biosensor that can further suppress blood component measurement errors. For the purpose.
  • the blood component measuring apparatus measures the amount of blood components using a biosensor that oxidizes and reduces blood components contained in the blood by oxidoreductase when blood is introduced.
  • An apparatus for measuring blood components wherein a redox current generated by the redox when a first voltage is applied to a first electrode pair constituting the biosensor is detected, and the redox current is converted into the amount of blood components.
  • Blood component amount measuring means to be converted and a blood cell for detecting a current generated when a second voltage is applied to the second electrode pair constituting the biosensor, and converting the detected current into a blood cell amount contained in the blood
  • the blood component amount is measured a plurality of times by the blood component amount measuring means within a predetermined period after blood is introduced into the biosensor, and the blood cell amount Measurement control means for controlling the blood cell volume to be measured a plurality of times by a measuring means, and a plurality of blood component quantities and blood cell quantities measured by the blood component quantity measurement means as a result of being controlled by the measurement control means
  • Blood component amount correcting means for correcting the blood component amount measured by the blood component amount measuring means based on at least a part of the plurality of blood cell amounts measured by the measuring means.
  • the blood component measurement device is the blood component measurement device according to the first aspect, and is performed a plurality of times within the predetermined period for each blood of a known blood component amount and blood cell amount.
  • Storage means for storing recording data including a plurality of blood component amounts converted by current detection and a plurality of blood cell amounts, wherein the blood component amount correction means includes the measured plurality of blood component amounts and Recording data including a blood component amount that approximates an arbitrary blood component amount among a plurality of blood cell amounts, a plurality of blood component amounts measured by the blood component amount measuring means, and a plurality of blood component amounts measured by the blood cell amount measuring means
  • the measurement data including the blood cell volume is compared, and the measured blood component amount is corrected to the blood component amount of the blood from which the recorded data closest to the measurement data is obtained.
  • the blood component measurement device is the blood component measurement device according to the second aspect, wherein the predetermined blood component amount, blood of a blood cell amount, and the ambient temperature are determined according to the predetermined amount.
  • a storage means for storing recording data including a plurality of blood component amounts and a plurality of blood cell amounts converted by current detection multiple times within a period, and a temperature detection means for detecting an ambient temperature
  • the blood component amount correcting means extracts recording data obtained at a temperature close to the ambient temperature detected by the temperature detecting means, and the plurality of extracted recording data and the blood component amount measuring means are measured.
  • the blood component amount of blood obtained by comparing the measurement data including a plurality of blood component amounts and a plurality of blood cell amounts measured by the blood cell amount measuring means, and obtaining recording data that is most approximate to the measurement data The measurement And correcting the blood component amount.
  • a blood component measurement apparatus is the blood component measurement apparatus according to the second or third aspect, wherein the blood component amount correction means is controlled by the measurement control means.
  • the blood component amount correction means is controlled by the measurement control means.
  • a blood component measuring apparatus is the blood component measuring apparatus according to any one of the first to fourth aspects, wherein the measurement control means is based on the blood component amount measuring means.
  • the blood component amount is measured during a first period included in the first half of the predetermined period and a second period included in the second half of the predetermined period.
  • a blood component measuring apparatus is the blood component measuring apparatus according to the fifth aspect, wherein the measurement control means measures the blood component quantity by the blood component quantity measuring means.
  • the predetermined period at least a first period in which the temperature change of the blood introduced into the biosensor is large and a second period in which the temperature change of the blood introduced into the biosensor is stable It is characterized by making it.
  • a blood component measuring apparatus is the blood component measuring apparatus according to the fifth or sixth aspect, wherein the measurement control means measures the blood cell volume by the blood cell volume measuring means. Is performed at least within the first period and the second period in which the blood component amount is measured by the blood component amount measuring means.
  • the blood component measurement device is the blood component measurement device according to any of the fifth to seventh aspects, wherein the recorded data and the measurement data are stored in the first period.
  • the blood component amount correction means compares the same set of recorded data with the measured data.
  • a blood component measuring apparatus is the blood component measuring apparatus according to any one of the first to eighth aspects, wherein the measurement control means includes the blood component amount measuring means. Measuring the blood cell volume by applying the first voltage to the first electrode pair within the predetermined period, detecting a redox current corresponding to the blood component quantity a plurality of times at a predetermined blood component quantity measurement timing, and The second voltage is applied to the second electrode pair in a predetermined manner from the measurement timing of the predetermined blood component amount by means, and a current corresponding to the blood cell amount is detected.
  • a blood component measuring apparatus is the blood component measuring apparatus according to the first aspect, wherein the blood component amount correcting means includes the plurality of blood component amounts and the plurality of blood cell amounts.
  • the blood component amount measured by the blood component amount measuring means is corrected by multivariate analysis using at least a part of the blood component amount.
  • the method for measuring a blood component measures the amount of blood component using a biosensor that oxidizes and reduces blood component contained in the blood by oxidoreductase when blood is introduced.
  • a method for measuring blood components comprising: detecting a redox current generated by the redox when a first voltage is applied to a first electrode pair constituting the biosensor, and converting the redox current into the amount of blood components Converting, and detecting a current generated when a second voltage is applied to the second electrode pair constituting the biosensor, and converting the detected current into a blood cell amount contained in the blood,
  • the blood component amount is measured a plurality of times and the blood cell amount is measured a plurality of times within a predetermined period after the blood is introduced into the biosensor. Based on at least a portion of the component amount and the measured plurality of blood amounts, and corrects the measured blood component amount.
  • the blood component measurement method is the blood component measurement method according to the eleventh aspect, wherein the blood component amount and blood cell amount are stored for each blood of the known blood component amount and blood cell amount.
  • the recorded data including the blood component amount that approximates the blood component amount is compared with the measurement data that includes the measured plurality of blood component amounts and the measured plurality of blood cell amounts, and most closely approximates the measured data.
  • the measured blood component amount is corrected to the blood component amount of the blood from which the recorded data is obtained.
  • a blood component measurement method is the blood component measurement method according to the twelfth aspect, wherein the blood of a known blood component amount, blood cell amount, and the surroundings stored in the storage means For each temperature, the ambient temperature is detected by referring to recorded data including a plurality of blood component amounts and a plurality of blood cell amounts converted by current detection multiple times within the predetermined period. The recorded data obtained at a temperature close to the ambient temperature is extracted, and the extracted plurality of recorded data are compared with the measured data including the measured plurality of blood component amounts and the measured plurality of blood cell amounts. Then, the measured blood component amount is corrected to the blood component amount of the blood from which the recorded data closest to the measurement data is obtained.
  • a blood component measurement method is the blood component measurement method according to the twelfth or thirteenth aspect, wherein any one of the plurality of measured blood component amounts and the plurality of blood cell amounts is selected.
  • the measured blood component amount is corrected to the blood component amount of the blood from which the most approximate recording data is obtained.
  • a blood component measurement method is the blood component measurement method according to any one of the eleventh to fourteenth aspects, wherein the blood component amount is measured during the predetermined period.
  • a blood component measurement method is the blood component measurement method according to the fifteenth aspect, wherein the measurement of the blood component amount is performed at least within the predetermined period. The measurement is performed in a first period in which the temperature change of the blood introduced into the sensor is large and a second period in which the temperature change of the blood introduced into the biosensor is stable.
  • a blood component measurement method is the blood component measurement method according to the fifteenth or sixteenth aspect, wherein the blood cell volume is measured at least in the first period and the first time. It is performed within two periods.
  • a blood component measurement method is the blood component measurement method according to any one of the fifteenth to seventeenth aspects, wherein the recorded data and the measurement data are stored in the first period.
  • a set of blood components measured in the first period a set of blood cells measured in the first period, a set of blood components measured in the first period, and a set of blood cells measured in the second period;
  • the blood component amount is corrected, the same set of recorded data and measured data are compared.
  • a blood component measurement method is the blood component measurement method according to any one of the eleventh to eighteenth aspects, wherein the first voltage is applied within the predetermined period. Applied to one electrode pair, a redox current corresponding to the blood component amount is detected a plurality of times at a predetermined blood component amount measurement timing, and the second voltage is determined from the predetermined blood cell amount measurement timing. The current corresponding to the blood cell volume is detected by applying a pulse shape to the second electrode pair only at the measurement timing of the blood cell volume during the predetermined period.
  • a blood component measurement method is the blood component measurement apparatus according to the eleventh aspect, wherein at least some of the plurality of blood component amounts and the plurality of blood cell amounts are used. And performing a multivariate analysis to correct the amount of blood components measured within the predetermined period.
  • a biosensor is a biosensor that oxidizes and reduces blood components contained in blood by oxidoreductase when blood is introduced, the working electrode and the counter electrode being the redox An electrode pair for blood component amount measurement in contact with an enzyme and a mediator, a working electrode not in contact with the oxidoreductase and mediator, and a counter electrode in contact with the oxidoreductase and mediator and not in contact with the working electrode of the blood component amount measurement electrode pair A blood cell volume measuring electrode pair, and a non-interfering part that separates a working electrode of the blood component volume measuring electrode pair and a counter electrode of the blood cell volume measuring electrode pair, and the blood component volume measuring electrode A first voltage for measuring the blood component amount of blood introduced into the working electrode and the counter electrode of the blood component amount measuring electrode pair is applied to the pair, and the blood cell amount is applied to the blood cell amount measuring electrode pair.
  • the second voltage for measuring the blood cell content in the blood which is introduced into the counter
  • a biosensor according to a twenty-second aspect of the present invention is a biosensor for redoxing blood components contained in blood by introduction of blood using an oxidoreductase, wherein the working electrode and the counter electrode are the redox.
  • An electrode pair for blood component amount measurement in contact with an enzyme and a mediator, a working electrode not in contact with the oxidoreductase and mediator, and a counter electrode in contact with the oxidoreductase and mediator and not in contact with the working electrode of the blood component amount measurement electrode pair
  • a non-interference portion that separates the working electrode of the blood component amount measuring electrode pair and the counter electrode of the blood cell amount measuring electrode pair.
  • the measured blood component amount is corrected using the converted value of the plurality of blood component amounts and the converted value of the blood cell amount, rather than correcting the blood component amount using the response value itself. Measurement errors of blood components can be suppressed.
  • FIG. 1 It is a disassembled perspective view of the biosensor shown as embodiment of this invention. It is sectional drawing of the biosensor shown as embodiment of this invention. It is a top view of the blood component measurement layer in the biosensor shown as an embodiment of the present invention. It is a block diagram which shows the structure of the measuring apparatus shown as embodiment of this invention. It is a figure which shows the glucose response value and blood cell volume response value with respect to a known glucose concentration and blood cell volume. It is a figure which shows the relationship between a glucose response value and a blood cell volume response value.
  • FIG. 1 It is a figure which shows the other glucose concentration conversion matrix computed by the measuring apparatus shown as embodiment of this invention. It is a figure which shows the temperature change after a test substance is introduce
  • a measuring device shown as an embodiment of the present invention it is a figure showing relation with ambient temperature, sample introduction temperature, and glucose conversion value. It is a figure which shows the relationship between the glucose response value and blood cell volume response value for every temperature of the measuring apparatus shown as embodiment of this invention, and a glucose conversion value.
  • the measuring apparatus shown as embodiment of this invention it is a figure which shows the influence degree with respect to the blood cell volume conversion value of a glucose conversion value.
  • FIG. 1 It is a figure which shows the relationship between the known glucose concentration and blood cell volume when a temperature change arises in the measuring apparatus shown as embodiment of this invention, a temperature influence degree, a glucose response value, and a blood cell volume response value.
  • the measuring apparatus shown as embodiment of this invention it is a figure which shows the relationship between the glucose response value when it receives to the temperature influence, and a blood cell volume response value.
  • movement which applies a voltage with respect to a biosensor with the measuring apparatus shown as embodiment of this invention (a) is a voltage change for obtaining a glucose response value, (b) is a blood cell volume This is a voltage change for obtaining a response value.
  • biosensor 1 First, the biosensor 1 will be described.
  • the biosensor 1 shown as an embodiment of the present invention includes each unit as shown in FIGS.
  • FIG. 1 is an exploded perspective view of the biosensor 1.
  • FIG. 2 is a cross-sectional view of the biosensor 1.
  • the biosensor 1 includes a blood component measurement layer 2, a reagent layer 3, a spacer layer 4, and a surface layer 5.
  • the biosensor 1 is formed by laminating these layers.
  • the biosensor 1 will be described below using a biosensor that measures glucose as a blood cell component as an example, but is not limited thereto.
  • the biosensor 1 can be attached to and detached from a measuring device 6 described later.
  • the biosensor 1 and the measurement device 6 constitute a biosensor system.
  • the biosensor system measures the component amount of the substrate contained in the blood as the sample spotted on the sample spotting portion 41 located at the tip of the biosensor 1 by the measuring device 6.
  • the measuring device 6 displays the measured blood component amount as a measurement result.
  • the user inserts the end portion 27 of the biosensor 1 into the measuring device 6. Thereafter, the measuring device 6 applies a voltage to the electrodes of the biosensor 1 described later. In this state, blood is supplied to the sample spotting unit 41. When blood is spotted, the blood is sucked into the biosensor 1. The reagent layer 3 is dissolved by this blood. The measuring device 6 detects an electrical change that occurs between the electrodes of the biosensor 1 and measures the amount of blood components.
  • the biosensor 1 measures a specific blood component amount contained in human blood as a sample solution.
  • This particular blood component quantity includes the glucose concentration.
  • the measurement of the glucose concentration contained in the blood of the human body will be disclosed.
  • the biosensor system in this embodiment can also measure lactic acid, cholesterol and other components by selecting an appropriate enzyme.
  • Blood component measurement layer 2 is made of polyethylene terephthalate (PET), polycarbonate (PC), polyimide (PI), polyethylene (PE), polypropylene (PP), polystyrene (PS), polyvinyl chloride (PVC), polyoxymethylene (POM). ), Monomer cast nylon (MC), polybutylene terephthalate (PBT), methacrylic resin (PMMA), ABS resin (ABS), a conductive layer is formed on an insulating substrate 20 made of glass or the like. .
  • This conductive layer is made of a noble metal such as gold, platinum or palladium, or an electrically conductive material such as carbon.
  • This conductive layer is formed by, for example, a screen printing method or a sputtering vapor deposition method.
  • This conductive layer may be formed on the entire surface or at least a part of the substrate.
  • This conductive layer may be coated with a polymer material for the purpose of preventing adhesion of impurities and preventing oxidation.
  • the surface of the conductive layer can be coated by, for example, preparing a polymer material solution, dropping or applying the solution onto the surface of the conductive layer, and then drying the solution. Examples of drying include natural drying, air drying, hot air drying, and heat drying.
  • the size of the insulating substrate 20 is not particularly limited, and is, for example, a total length of 5 to 100 mm, a width of 2 to 50 mm, and a thickness of 0.05 to 2 mm, preferably a total length of 7 to 50 mm and a width of 3 to 20 mm.
  • the thickness is 0.1 to 1 mm, and more preferably, the total length is 10 to 30 mm, the width is 3 to 10 mm, and the thickness is 0.1 to 0.6 mm.
  • the material of the spacer 4 is not particularly limited, and for example, the same material as the substrate 20 can be used.
  • the size of the spacer 4 is not particularly limited, and is, for example, a total length of 5 to 100 mm, a width of 2 to 50 mm, and a thickness of 0.01 to 1 mm, preferably a total length of 7 to 50 mm, a width of 3 to 20 mm, and a thickness of 0. 0.05 to 0.5 mm, more preferably 10 to 30 mm in total length, 3 to 10 mm in width, and 0.05 to 0.25 mm in thickness.
  • the spacer 4 is formed with an I-shaped cutout portion that becomes a sample spotting portion 41 for blood introduction.
  • the surface layer 5 is an insulating substrate having an air hole 51 in the center.
  • the surface layer 5 is disposed integrally with the blood component measurement layer 2 by sandwiching the spacer layer 4 having the sample spotting portion 41 as a notch between the blood component measurement layer 2.
  • the surface layer 5, the spacer layer 4, and the blood component measurement layer 2 may be attached with an adhesive or heat-sealed.
  • the adhesive include epoxy adhesives, acrylic adhesives, polyurethane adhesives, thermosetting adhesives (hot melt adhesives, etc.), UV curable adhesives, and the like.
  • the material of the surface layer 5 is not particularly limited, and for example, the same material as that of the substrate 20 can be used. It is more preferable that the portion corresponding to the ceiling portion of the sample spotting portion 41 of the surface layer 4 is subjected to hydrophilic treatment.
  • the hydrophilic treatment include a method of applying a surfactant and a method of introducing a hydrophilic functional group such as a hydroxyl group, a carbonyl group, or a carboxyl group into the surface of the surface layer 5 by plasma treatment or the like.
  • the size of the surface layer 5 is not particularly limited, and is, for example, a total length of 5 to 100 mm, a width of 3 to 50 mm, and a thickness of 0.01 to 0.5 mm, preferably a total length of 10 to 50 mm, a width of 3 to 20 mm, and a thickness. It is 0.05 to 0.25 mm, more preferably 15 to 30 mm in total length, 5 to 10 mm in width, and 0.05 to 0.1 mm in thickness.
  • the cover 12 is preferably formed with air holes 15, and the shape thereof is, for example, a circle, an ellipse, or a polygon, and the size thereof is, for example, a maximum diameter of 0.01 to 10 mm, preferably The maximum diameter is 0.05 to 5 mm, more preferably the maximum diameter is 0.1 to 2 mm.
  • the blood component measurement layer 2 is provided with various electrodes by providing a plurality of slits in the conductive layer on the substrate 20.
  • FIG. 3 is a top view of the blood component measurement layer 2 in the biosensor 1.
  • a glucose working electrode 21 and a glucose counter electrode 22 are formed as electrodes for measuring the glucose concentration.
  • the glucose working electrode 21 and the glucose counter electrode 22 are disposed at positions in contact with the oxidoreductase and mediator of the reagent layer 3 described later.
  • a blood cell volume working electrode 23 and a blood cell volume counter electrode 24 are formed as electrodes for measuring the blood cell volume.
  • the blood cell value working electrode 23 is disposed at a position not in contact with the oxidoreductase and mediator of the reagent layer 3 described later.
  • the counter electrode for blood cell volume 24 is disposed at a position that is in contact with the oxidoreductase and mediator of the reagent layer 3 described later and not in contact with the glucose working electrode 21.
  • the blood component measurement layer 2 is formed with a detection electrode 26 for detecting the introduction of blood.
  • the glucose working electrode 21, the glucose counter electrode 22, the blood cell volume working electrode 23, the blood cell volume counter electrode 24, and the detection electrode 26 are connected to the measuring device 6 in a state where the biosensor 1 is inserted into the measuring device 6. Electrically connected.
  • a voltage (first voltage) is applied between the glucose working electrode 21 and the glucose counter electrode 22 with the glucose working electrode 21 as the positive electrode and the glucose counter electrode 22 as the negative electrode.
  • the glucose working electrode 21 and the glucose counter electrode 22 function as a blood component amount measuring electrode pair.
  • the blood cell volume working electrode 23 is used as a positive electrode
  • the blood cell volume counter electrode 24 is used as a negative electrode
  • a voltage (second voltage) is generated between the blood cell volume working electrode 23 and the blood cell volume counter electrode 24.
  • the blood cell volume working electrode 23 and the blood cell volume counter electrode 24 function as a blood cell volume measuring electrode pair. This pulse shape includes modes such as a rectangular wave and a triangular wave. Details of the voltage application will be described later.
  • the non-interference unit 25 separates the glucose working electrode 21 and the blood cell counter electrode 24. Thereby, the non-interference part 25 suppresses that the mediator produced in the counter electrode 24 for blood cell volume flows into the working electrode 21 for glucose at the time of blood cell volume measurement.
  • an identification unit for identifying the biosensor 1 by the measurement device 6 may be formed of electrodes.
  • the identification unit has a shape that identifies the type of biosensor 1 and the difference in output characteristics for each production lot. This identification unit is formed on the end 27 side of the biosensor 1, for example, and can be read by the measurement device 6.
  • the spacer layer 4 is disposed so as to cover the electrodes 21 to 24 and 26 on the substrate 20 of the blood component measurement layer 2 as shown in FIG.
  • the spacer layer 4 is a substrate 42 on which a rectangular sample spot 41 is provided at the center of the front edge.
  • the sample supply path 10 of FIG. When blood is spotted on the sample spotting portion 41, the blood is sucked toward the air hole 51 of the surface layer 5 in the right direction in FIGS. As a result, blood is introduced into the glucose working electrode 21, the glucose counter electrode 22, the blood cell volume working electrode 23, and the blood cell volume counter electrode 24.
  • the reagent layer 3 is arranged between the blood component measurement layer 2 and the spacer layer 4 as shown in FIG.
  • the reagent layer 3 is formed by applying a reagent containing an enzyme, a mediator (electron acceptor), an amino acid, a sugar alcohol, and the like.
  • the reagent layer 3 is in contact with the glucose working electrode 21 and the glucose counter electrode 22 exposed from the sample spot 41 of the spacer layer 4.
  • the reagent layer 3 selectively contains a polymer material, an enzyme stabilizer, a crystal homogenizer, and the like as optional components.
  • a surface layer 5 is disposed via a spacer layer 4 leaving one end.
  • glucose oxidase, lactate oxidase, cholesterol oxidase, cholesterol esterase, uricase, ascorbate oxidase, bilirubin oxidase, glucose dehydrogenase, lactate dehydrogenase, lactate dehydrogenase and the like can be used.
  • the amount of the oxidoreductase is, for example, from 0.01 to 100 U, preferably from 0.05 to 10 U, more preferably from 0.1 to 100 U per biosensor or per measurement. 1-5U.
  • glucose oxidase and glucose dehydrogenase are preferable as the oxidoreductase.
  • ferricyanide is preferable, and potassium ferricyanide is more preferable.
  • other mediators besides ferricyanide, p-benzoquinone and its derivatives, phenazine methosulfate, methylene blue, ferrocene and its derivatives can be used.
  • the amount of the electron carrier is not particularly limited, and is, for example, 0.1 to 1000 mM, preferably 1 to 500 mM, more preferably 10 to 1 per measurement or per biosensor. 200 mM.
  • the biosensor 1 of the present embodiment uses, for example, glucose oxidase as an oxidoreductase supported on the reagent layer 3 and potassium ferricyanide as a mediator in order to measure glucose concentration (blood component) in the blood of a human body. .
  • the oxidoreductase and the mediator are dissolved in the blood as the sample solution. Then, an enzyme reaction proceeds with glucose, which is a substrate in blood, and the mediator is reduced to produce ferrocyanide (potassium ferrocyanide in this embodiment). After the completion of the reaction, the reduced mediator is electrochemically oxidized, and the glucose concentration (glucose response value) in the blood is measured from the current obtained at this time.
  • blood cells mean red blood cells, white blood cells, platelets and combinations thereof contained in blood, but preferably red blood cells.
  • the amount of blood cells means, for example, the ratio (volume ratio) of red blood cells in blood, preferably a hematocrit (Hct) value.
  • the measuring device 6 measures the glucose concentration as the amount of blood component using the biosensor 1 that oxidizes and reduces the blood component contained in the blood by oxidoreductase when the blood is introduced. As shown in FIG. 4, the measuring device 6 is connected to electrodes A to E provided at the end portion 27 of the biosensor 1 in a state where the biosensor 1 is inserted into the measuring device 6. Electrode A corresponds to glucose working electrode 21, electrode B corresponds to glucose counter electrode 22, electrode C corresponds to blood cell volume working electrode 23, electrode D corresponds to blood cell volume counter electrode 24, and electrode E corresponds to detection electrode 26.
  • the measuring device 6 includes a plurality of connectors 61 to 65 and switches 66 to 69, a current / voltage conversion circuit 70, an A / D conversion circuit 71, a CPU 72, an LCD 73, and a data storage unit 74 (storage means).
  • the measuring device 6 includes temperature measuring units 81 and 82 for measuring the temperature in the device and switches 83 and 84 for the temperature measuring units 81 and 82.
  • the connectors 62 and 64 and the switches 67 and 68 connected to the glucose counter electrode 22 and the blood cell counter electrode 24 serving as negative electrodes are grounded.
  • the temperature measuring unit 81 and the temperature measuring unit 82 each measure the temperature in the measuring device 6 as the ambient temperature of the blood to be introduced. It is desirable that the temperature measuring units 81 and 82 measure the temperature at a position close to the biosensor 1 inserted into the measuring device 6, for example.
  • the temperature measurement values measured by the temperature measurement units 81 and 82 are supplied to the CPU 72.
  • the CPU 72 compares the two temperature measurement results. When the temperature difference is not within the predetermined threshold value, it is determined that one of the temperature measuring units 81 and 82 has failed. As a result, the failure detection of the measuring device 6 is performed accurately and easily. In addition, measurement errors due to irregular temperature measurement are avoided.
  • the temperature measurement timing may be immediately after the introduction of blood is detected by the detection electrode 26 or when the temperature of the blood introduced into the biosensor 1 is stabilized.
  • the connectors 61 to 65 are connected to the electrodes A to E of the biosensor 1, respectively.
  • the switches 66 to 69 are connected to connectors 62 to 65, respectively.
  • the on / off states of the switches 66 to 69 are controlled by the CPU 72.
  • the switch 66 is turned on to apply a voltage between the electrode A connected to the glucose working electrode 21 and the electrode B connected to the glucose counter electrode 22.
  • the switches 67 and 68 are turned on to apply a voltage between the electrode C connected to the blood cell volume working electrode 23 and the electrode D connected to the blood cell counter electrode 24.
  • the voltage applied between the glucose working electrode 21 and the glucose counter electrode 22 and the voltage applied between the blood cell volume working electrode 23 and the blood cell counter electrode 24 can be changed.
  • the switch 69 is turned on in order to apply a voltage to the electrode E connected to the detection electrode 26.
  • the current / voltage conversion circuit 70 is connected to the connectors 61 to 65 and the temperature measuring units 81 and 82.
  • the current / voltage conversion circuit 70 is supplied with a current flowing between the glucose working electrode 21, the blood cell working electrode 23, and other electrodes.
  • the current / voltage conversion circuit 70 is supplied with a current corresponding to the ambient temperature measured by the temperature measuring units 81 and 82.
  • the current / voltage conversion circuit 70 converts the supplied current into a voltage.
  • the converted voltage value is supplied to the A / D conversion circuit 71.
  • the A / D conversion circuit 71 is supplied with a voltage value from the current / voltage conversion circuit 70.
  • the A / D conversion circuit 71 converts the supplied voltage value into pulsed digital data and outputs it to the CPU 72.
  • the CPU 72 controls each unit included in the measuring device 6.
  • the CPU 72 performs control for turning on or off each of the switches 66 to 69.
  • the CPU 72 calculates a blood glucose response value and a blood cell volume response value based on the digital data from the A / D conversion circuit 71.
  • the CPU 72 converts the calculated glucose response value and blood cell volume response value into a glucose converted value and a blood cell volume converted value.
  • the CPU 72 converts the calculated glucose response value and blood cell volume response value based on the glucose response value and blood cell volume response value obtained for blood with a known glucose concentration and blood cell volume.
  • the process which converts this glucose response value and blood cell volume response value into a glucose conversion value and a blood cell volume conversion value is mentioned later.
  • the LCD 73 is an LCD (Liquid Crystal Display: output unit) that displays the measurement values calculated by the CPU 72.
  • the data storage unit 74 stores data that can be referred to by the CPU 72.
  • the data storage unit 74 stores recording data for correcting the glucose converted value by the CPU 72.
  • This recorded data includes glucose converted values and blood cell values as blood component amounts converted by measuring current multiple times within a predetermined period for each blood having a glucose concentration and blood cell value as a known blood component amount. Includes converted value.
  • the recorded data may include a glucose conversion value and a blood cell conversion value that are measured a plurality of times within a predetermined period for each blood of a known glucose concentration, blood cell volume value, and ambient temperature. .
  • the recorded data may be an arbitrary combination of a glucose converted value and a blood cell converted value measured multiple times for each blood whose glucose concentration and blood cell volume value are known.
  • the recorded data may be an arbitrary combination of a glucose converted value and a blood cell converted value measured multiple times for each known glucose concentration, blood of a blood cell volume, and ambient temperature.
  • the measuring device 6 first detects the introduction of blood by the detection electrode 26 when measuring the glucose concentration and the blood cell volume.
  • the measuring device 6 When measuring the glucose concentration, the measuring device 6 turns on the switch 66 by the CPU 72 so that a voltage (first voltage) is applied between the glucose working electrode 21 and the glucose counter electrode 22 (first electrode pair). To. In this state, the CPU 72 detects an oxidation-reduction current (glucose response value) generated by oxidation-reduction, and converts the oxidation-reduction current into a glucose converted value (blood component amount measuring means). The conversion process of the glucose response value will be described later.
  • the measuring device 6 When measuring the blood cell volume, the measuring device 6 switches the switch 67 by the CPU 72 so that a voltage (second voltage) is applied between the blood cell volume working electrode 23 and the blood cell volume counter electrode 24 (second electrode pair). , 68 is turned on. In this state, the CPU 72 detects a current (blood cell value response value) generated when a voltage is applied to the blood cell volume working electrode 23 and the blood cell volume counter electrode 24, and the detected current is converted into a blood cell value contained in the blood. Convert to a value (blood cell volume measuring means).
  • the CPU 72 measures the glucose response value and the blood cell value response value within a predetermined period after blood is introduced into the biosensor 1. For this predetermined period, for example, a time such as 5 seconds or 7 seconds can be set. Further, the CPU 72 controls the glucose response value to be measured a plurality of times and the blood cell response value to be measured a plurality of times within a predetermined period (measurement control means). For this reason, the CPU 72 may perform on / off control of the switches 66 to 68 with respect to the measurement timing. Further, the CPU 72 may control the acquisition timing of the digital data by the A / D conversion circuit 71.
  • the CPU 72 corrects the measured glucose conversion value based on at least a part of the plurality of glucose conversion values and the plurality of blood cell conversion values (blood component amount correction means).
  • the glucose converted value as the amount of blood component to be corrected is, for example, the glucose converted value measured last in a predetermined period. Note that the corrected glucose conversion value may be an arbitrary value within the predetermined period instead of the last value within the predetermined period.
  • the CPU 72 refers to the recorded data.
  • the CPU 72 as the blood component amount correction means includes a plurality of recorded data including a plurality of glucose converted values and a plurality of blood cell value converted values stored in the data storage unit 74, a plurality of glucose converted values, and a plurality of blood cell value converted values. And measurement data including CPU72 correct
  • the temperature measuring units 81 and 82 may be measured, and the recorded data of the measured ambient temperature may be used. Thereby, the measuring apparatus 6 compares the recording data containing the several glucose conversion value and blood cell value conversion value corresponding to the measured ambient temperature, and the measurement data of several glucose conversion value and blood cell value conversion value. Thereby, the measuring apparatus 6 can correct
  • the measurement device 6 stores an arbitrary combination of the glucose converted value and the blood cell value converted value as recorded data in the data storage unit 74, the glucose converted value and blood cell value of the same combination as the recorded data are stored. Use measured data of conversion value. Thereby, the measuring device 6 compares the recording data of a plurality of glucose conversion values and blood cell conversion values in an arbitrary combination with the measurement data of a plurality of glucose conversion values and blood cell conversion values of the same combination. Thereby, the measuring apparatus 6 can correct
  • the glucose concentration is supplied to the CPU 72 as a glucose response value which is a current value, a voltage value, and a digital data value proportional to the glucose concentration.
  • the glucose response value of the measuring device 6 predicted to be supplied to the CPU 72 is as shown in FIG. 5, for example.
  • the CPU 72 is predicted to obtain 120 as the glucose response value as the current value and 1250 as the blood cell value response value as the current value.
  • the Such a predicted value of the glucose response value and the blood cell volume response value can be obtained by preparing blood whose glucose concentration and blood cell volume have been adjusted in advance and measuring them with the biosensor 1 and the measuring device 6.
  • glucose response value and blood cell response value obtained from the blood having the known glucose concentration and blood cell volume shown in FIG. 5 are plotted and a line passing through the plotted points is drawn, a glucose concentration conversion matrix as shown in FIG. Can be created. According to this glucose concentration conversion matrix, it can be seen that the glucose response value fluctuates if the blood has a different blood cell volume even at the same glucose concentration.
  • the glucose conversion value can be obtained from the glucose response value obtained from unknown blood and the blood cell volume response value using the glucose concentration conversion matrix. For example, when a glucose response value and a blood cell volume response value indicated by white circles in FIG. 6 are obtained, a ratio (A: B) between 100 mg / dl and 200 mg / dl of the glucose response value in the glucose concentration conversion matrix is obtained. take. Thereby, a glucose conversion value of 138 mg / dl can be obtained.
  • a blood cell response value plotted on a line connecting points obtained from the same known blood cell volume can be converted into the known blood cell volume. Therefore, a blood cell volume response value can be obtained from a glucose response value and a blood cell volume response value obtained from unknown blood using a glucose concentration conversion matrix.
  • the glucose conversion value and the blood cell volume conversion value can be obtained from the glucose response value and the blood cell volume response value.
  • the glucose conversion value as the measurement data can be corrected by comparing the recorded data with the measurement data in the measurement device 6 as described above.
  • the measuring apparatus 6 shown as the present embodiment obtains a plurality of glucose response values and a plurality of blood cell volume response values by an operation as described with reference to FIGS. 7 and 8, for example. And the measuring apparatus 6 can convert a glucose response value and a blood cell volume response value into a glucose conversion value and a blood cell volume conversion value with reference to a glucose concentration conversion matrix as shown in FIG. 9 thru
  • the measuring device 6 applies a first voltage as shown in FIG. 7A between the glucose working electrode 21 and the glucose counter electrode 22 in order to measure the glucose concentration.
  • the CPU 72 applies a voltage of, for example, 350 mV as the first voltage between the glucose working electrode 21 and the glucose counter electrode 22.
  • the first voltage is continuously applied over a predetermined period in which the glucose concentration is measured.
  • the first voltage may not be applied continuously, but may be applied intermittently only at a predetermined timing when a glucose response value is desired.
  • the predetermined period is, for example, 0 seconds to 7 seconds.
  • the measuring device 6 applies a second voltage as shown in FIG. 7B between the blood cell volume working electrode 23 and the blood cell volume counter electrode 24 in order to measure the blood cell volume.
  • the CPU 72 only needs to be a voltage capable of measuring the blood cell volume as the second voltage between the blood cell volume working electrode 23 and the blood cell counter electrode 24. In this example, for example, a voltage of 2500 mV is applied. As shown in FIG. 7B, the second voltage is applied at least twice in the first half and the second half in a predetermined period.
  • Both the first voltage and the second voltage shown in FIGS. 7A and 7B are applied to the biosensor 1, and the CPU 72 acquires the glucose response value and the blood cell volume response value at the timing shown in FIG. To do.
  • the CPU 72 acquires the glucose response value twice over a first period included in the first half of the predetermined period and a second period included in the second half of the predetermined period.
  • the CPU 72 can acquire the glucose response value G1 and the glucose response value G2.
  • the CPU 72 acquires the blood cell volume response value twice over a first period included in the first half of the predetermined period and a second period included in the second half of the predetermined period.
  • the CPU 72 can acquire the blood cell volume response value H1 and the blood cell volume response value H2.
  • the first period it is preferable to set the end point at a time point where the difference from the blood temperature at the end of the measurement by the biosensor 1 is large.
  • the first period includes a slight period from the start of measurement by the biosensor 1.
  • the first period is set to be within 1.5 seconds from the start of measurement.
  • the second period it is preferable to set a starting point at a time point when the difference from the blood temperature at the end of the measurement by the biosensor 1 is small.
  • the second period includes a slight period from the end of measurement by the biosensor 1.
  • the second period is set to be within 7 seconds after 6 seconds from the measurement.
  • the measuring device 6 applies the first voltage to the glucose working electrode 21 and the glucose counter electrode 22 as the first electrode pair within a predetermined period, and multiple times at a predetermined blood component amount measurement timing. The redox current corresponding to the amount of blood components is detected over a period of time.
  • the measuring device 6 applies the second voltage within a predetermined short time range from a predetermined blood cell amount measurement timing.
  • the measuring device 6 applies the second voltage to the blood cell volume working electrode 23 and the blood cell volume counter electrode 24 as the second electrode pair in a pulse form only at the measurement timing of the blood cell volume during a predetermined period. The current corresponding to is detected.
  • the CPU 72 refers to the four glucose concentration conversion matrices and calculates a glucose conversion value and a blood cell conversion value.
  • the four glucose concentration conversion matrices are the glucose response value G1 and the blood cell response value H1, the glucose response value G2 and the blood cell response value H1, the glucose response value G2 and the blood cell response value H1, the glucose response value G2 and the blood cell. It prepares for every combination of quantity response value H2.
  • the CPU 72 converts the glucose response value G1 and the blood cell volume response value H1 as measurement data into a glucose conversion value and a blood cell volume conversion value using the glucose concentration conversion matrix G1-H1 of FIG. Similarly, the CPU 72 converts the glucose response value G1 and the blood cell volume response value H2 as measurement data into a glucose converted value and a blood cell volume converted value using the glucose concentration conversion matrix G1-H2 of FIG. Similarly, the CPU 72 converts the glucose response value G2 and the blood cell volume response value H1 as measurement data into a glucose conversion value and a blood cell volume conversion value using the glucose concentration conversion matrix G2-H1 of FIG. Similarly, the CPU 72 converts the glucose response value G2 and the blood cell volume response value H2 as measurement data into a glucose converted value and a blood cell volume converted value using the glucose concentration conversion matrix G2-H2 of FIG.
  • the measuring device 6 stores a glucose concentration conversion matrix as shown in FIGS. 9 to 12 in the data storage unit 74.
  • the measuring device 6 measures a glucose response value and a blood cell volume response value for unknown blood, and uses a set of G1 and H1, a set of G1 and H2, a set of G2 and H1, and a set of G2 and H2 as measurement data. get.
  • the measuring device 6 plots the glucose concentration conversion matrix on the point determined by the combination of the glucose response value and the blood cell volume response value as measurement data, and the glucose response value and the blood cell volume response value are converted into the glucose conversion value and the glucose response value. Convert to blood cell equivalent.
  • the measuring device 6 can obtain a glucose converted value and a blood cell volume converted value for each of the set of G1 and H1, the set of G1 and H2, the set of G2 and H1, and the set of G2 and H2.
  • the measuring device 6 compares the glucose converted value and blood cell volume converted value as recorded data of a plurality of sets with the glucose converted value and blood cell volume converted value as measurement data. As a result of the comparison, the measuring device 6 can correct the glucose conversion value as the measurement data to the glucose conversion value obtained from the recording data closest to the measurement data.
  • the temperature of the blood as the sample introduced into the biosensor 1 decreases according to the elapsed time after being introduced into the biosensor 1.
  • the measurement time (predetermined time) of the glucose concentration is set to 7 seconds
  • the manner in which the measurement time decreases differs depending on the blood temperature when introduced into the biosensor 1.
  • the blood temperature when the measurement time is completed differs depending on the blood temperature when introduced into the biosensor 1.
  • the temperature difference between the blood temperature and the ambient temperature when the measurement time ends is T1.
  • the temperature difference between the blood temperature and the ambient temperature when the measurement time ends is T2.
  • the temperature difference between the blood temperature and the ambient temperature when the measurement time ends is T3.
  • the measuring device 6 measures the glucose response value and the blood cell volume response value a plurality of times during the measurement time, and obtains the glucose converted value and the blood cell volume converted value.
  • the measuring device 6 arbitrarily combines the glucose response value and the blood cell volume response value to obtain the glucose converted value and the blood cell volume converted value of the arbitrary combination.
  • the measuring device 6 stores recording data as shown in FIG. 14 in the data storage unit 74, for example.
  • this recorded data is obtained by measuring a glucose response value and a blood cell volume response value of blood having a glucose concentration of 100 mg / dl and a blood cell volume of 25% for each ambient temperature and sample introduction temperature. Stores converted values.
  • the sample introduction temperature need not be included in the recording data.
  • the recorded data includes the ambient temperature A, the glucose conversion value Aa1 obtained from the glucose concentration conversion matrix G1-H1 in FIG. 9, and the glucose conversion value Aa2 obtained from the glucose concentration conversion matrix G1-H2 in FIG. 11 corresponds to the glucose conversion value Aa3 obtained from the glucose concentration conversion matrix G2-H1 in FIG.
  • the recorded data store glucose converted values for a plurality of sample introduction temperatures with respect to the ambient temperature.
  • the recorded data stores a glucose converted value for each of a plurality of ambient temperatures.
  • This measuring device 6 can judge the most approximate recording data by comparing the glucose conversion value for each combination of the glucose response value and blood cell response value as the measurement data with the glucose conversion value of the recording data. Specifically, when the ambient temperature is in the vicinity of A, the measuring device 6 extracts glucose conversion values Aa1 to Aa4, Ab1 to Ab4, and Ac1 to Ac4 for each combination corresponding to the ambient temperature A. The measuring device 6 compares the glucose conversion value of each combination as measurement data with the extracted glucose conversion values Aa1 to Aa4, Ab1 to Ab4, and Ac1 to Ac4. When the glucose conversion value of each combination as measurement data approximates the glucose conversion values Aa1 to Aa4, Ab1 to Ab4, and Ac1 to Ac4, the measurement device 6 sets the glucose conversion value as measurement data to 100 mg / It can be corrected to dl.
  • the measured plurality of glucose response values and blood cell volume response values are converted into glucose converted values and blood cell volume converted values, and the plurality of converted glucose converted values and blood cell volume converted values. Based on the value, the glucose conversion value as the measurement data can be corrected. Thereby, according to this biosensor system, the measurement error of glucose concentration can be suppressed rather than using the current value generated by the oxidation-reduction reaction.
  • the glucose conversion value as the measurement data becomes a value that varies depending on the ambient temperature of the biosensor 1.
  • the glucose concentration conversion matrix shown in FIGS. 9 to 12 is acquired at an environmental temperature of 25 degrees.
  • blood whose biosensor 1 has an ambient temperature of 25 degrees and a glucose concentration of 125 mg / dl is measured, and the glucose conversion value obtained from the glucose response values G1, G2 and the blood cell volume response values H1, H2 is , 125 mg / dl for all combinations.
  • the ambient temperature of the biosensor 1 is 35 degrees, the glucose conversion value becomes a different value in all combinations.
  • the glucose converted value as the measurement data is changed by the degree of influence as shown in FIG. 16, for example, when the blood cell volume changes.
  • the glucose conversion value changes by 20% when the glucose concentration is 100 mg / dl.
  • the glucose concentration is 200 mg / dl
  • the glucose conversion value changes by 25%
  • the glucose concentration is 110 mg / dl
  • the glucose conversion value changes by 21%.
  • the glucose conversion value varies depending on the ambient temperature.
  • the glucose response value changes depending on the ambient temperature and blood cell volume. Therefore, even if blood having the same glucose concentration is measured to obtain a glucose response value and a blood cell volume response value, the glucose conversion value varies depending on the occasion (case) for measuring cases A and B, as shown in FIG.
  • the glucose conversion value is 103 mg / dl.
  • the glucose conversion value is 110 mg / dl.
  • the measurement device 6 stores the recording data stored in the data storage unit 74 for each ambient temperature in consideration of the influence of the glucose response value and the blood cell volume response value due to the ambient temperature.
  • the measuring device 6 extracts recording data close to the current ambient temperature from the plurality of recording data stored in the data storage unit 74.
  • the measuring device 6 compares the glucose conversion value included in the recording data extracted by the current ambient temperature with the glucose conversion value as the measurement data. Thereby, the measuring device 6 can correct the glucose conversion value as the measurement data to the glucose conversion value of the recording data that is most approximated.
  • the measuring device 6 desirably calculates a glucose conversion value by arbitrarily combining a plurality of glucose response values and blood cell volume response values measured at a predetermined measurement time. Thereby, the measuring device 6 calculates the glucose conversion value from the glucose response value and the blood cell volume response value of any combination, even if the blood temperature changes and the blood cell volume is unknown as described above, and the measurement data The recording data approximated to the glucose conversion value can be selected.
  • the glucose response value and the blood cell volume response value are measured in the first period included in the first half and the second period included in the second half of the predetermined period.
  • the glucose response value and blood cell response value when the temperature change is large, and the glucose response value and blood cell response value when the temperature change is stable can be acquired.
  • the measuring device 6 can obtain the glucose conversion value and the blood cell volume conversion value as the measurement data in a plurality of periods, and can correct it with the recorded data even if the manner of changing the temperature of the blood is different every measurement opportunity. .
  • the influence that the glucose conversion value fluctuates by the temperature change of blood and an accurate glucose conversion value cannot be obtained can be suppressed.
  • the measurement apparatus 6 described above performs more measurements within a predetermined period in order to improve the accuracy of correction of measurement data. For example, a first voltage for obtaining a glucose response value as shown in FIG. 19 (a) is applied to the biosensor 1, and a second voltage for obtaining a blood cell volume response value as shown in FIG. 19 (b) is applied to the biosensor 1. Apply to.
  • the measuring device 6 acquires a blood cell volume response value and a glucose response value at measurement points as shown in FIG. Thereby, the measuring device 6 can obtain nine glucose response values and nine blood cell volume response values within a predetermined period.
  • the measuring device 6 obtains 81 sets of glucose response values and blood cell response values by combining nine glucose response values and blood cell response values, respectively. That is, each of the glucose response values G1 to G9 is combined with each of the blood cell volume response values H1 to H9. Thereby, as shown in FIG. 21, the measuring device 6 can obtain a glucose converted value obtained from G1-H1,..., A glucose converted value obtained from G1-H9. Similarly, a plurality of converted glucose values obtained by combining G2 and H1 to H9, respectively,..., A plurality of converted glucose values obtained by combining G9 and H1 to H9, respectively.
  • the glucose conversion value of the measurement data can be corrected to the glucose conversion value obtained from the recorded data obtained using 81 glucose conversion values.
  • the measuring device 6 shown as this embodiment performs multivariate analysis using at least a part of the plurality of measured glucose conversion values and the plurality of blood cell conversion values, and obtains the glucose response values measured within a predetermined period. to correct.
  • the measurement device 6 is different from the measurement device 6 described above in that it does not include a data storage unit 74.
  • This measuring device 6 measures a plurality of glucose response values and blood cell volume response values, as in the above-described embodiment.
  • the CPU 72 performs multivariate analysis using part or all of the measured glucose response value and blood cell response value, and obtains a final glucose conversion value.
  • Co is a constant.
  • a, b, c,..., N are coefficients that are multiplied by the glucose response value.
  • Gn is an arbitrary glucose response value
  • Hn is an arbitrary blood cell volume response value.
  • the glucose response values G1 to G9 and the blood cell volume response values H1 to H9 are determined using the results obtained for the different combinations of the ambient temperature and the sample introduction temperature.
  • a response function as a correction factor with respect to the temperature effect at the time of measurement, in which the ambient temperature and the sample introduction temperature are combined is obtained.
  • the CPU 72 determines, by regression analysis, a correction formula that sets the difference between the intermediate conversion value obtained using each glucose response value and the blood cell volume response value and the known value to zero.
  • the glucose response value and the blood cell volume response value are converted into the glucose conversion value and the blood cell volume conversion value, and the final glucose concentration is calculated by the calculation as a correction operation by multivariate analysis. Can be sought.
  • the measurement error of glucose concentration can be suppressed rather than calculating
  • required by multivariate analysis is not restricted to a glucose conversion value.
  • a correction amount for correcting the glucose conversion value may be obtained.
  • quadratic polynomial may be used as a response function used as a multiple regression equation.
  • the above-mentioned quadratic polynomial is arbitrarily set as each variable xi as the glucose response value (G1 to Gm, m is the number of measured values) and the blood cell response value (H1 to Hp, p is the number of measured values). They can be combined and formed.
  • the coefficient of the second-order polynomial is determined by learning processing.
  • the number of terms in the correction formula is 190 terms (including constant terms).
  • high-order terms xi2 and xixj
  • first-order terms xi2 and xixj
  • the actual calculation when determining the coefficients is the same as in the case of the first-order polynomial.
  • the ambient temperature measured by the measurement device 6 described above may be included as a variable of the second-order polynomial.
  • the glucose concentration conversion equation or the correction equation is a quadratic polynomial, it is often possible to obtain a correction equation with less actual distribution and error of each term than in the case of a linear polynomial.
  • the above quadratic polynomial is an approximate function when the hyperbolic surface showing the distribution in a multidimensional space around each variable of the glucose response value and blood cell response value taken into the correction equation is Taylor-expanded to a quadratic term. Is equivalent to That is, as long as it is in principle guaranteed that the estimated distribution is continuous, it is sufficient if applied to a sufficiently narrow region of each variable (selected glucose response value group, blood cell response value group). In principle, it is possible to obtain accuracy. Although higher-order variables can be used, when the same number of response values are combined, the number of terms in the glucose conversion formula or the correction formula becomes larger. As a result, the calculation process becomes complicated, or there is a disadvantage that the minimum number of data necessary for determining the coefficient increases.
  • the regression formula does not necessarily need to be linear
  • the glucose response value, the blood cell response value, and ambient temperature were used. You may comprise by the linear addition of the term which combined the variable xi via arbitrary operators.
  • each term is variable-transformed into a linear equation of a parametric variable, like a first-order polynomial and a second-order polynomial. Thereby, it is possible to apply a method of multiple regression analysis of a first-order polynomial.

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Abstract

血液成分の計測誤差を更に抑制することができる血液成分の測定装置等を提供する。バイオセンサ１を構成する第１電極対２１，２２に第１電圧を印加したときに酸化還元によって生じる酸化還元電流を検出し、当該酸化還元電流としてのグルコース応答値をグルコース換算値に換算する。バイオセンサ１を構成する第２電極対２３，２４に第２電圧を印加したときに生じる電流を検出し、当該検出した電流としての血球量応答値を血球量換算値に換算する。バイオセンサ１に血液が導入されてからの所定期間内に、グルコース応答値を複数回に亘り測定すると共に、血球量応答値を複数回に亘り測定する。ＣＰＵ７２は、測定結果としての複数のグルコース換算値及び複数の血球量換算値の少なくとも一部に基づいて、所定期間内において測定したグルコース換算値を補正する。

Description

血液成分の測定装置、血液成分の測定方法、及び、バイオセンサ
　本発明は、血液中に含まれる成分を測定する血液成分の測定装置、血液成分の測定方法、及び、バイオセンサに関する。
　下記の特許文献１には、試料中の分析対象物の濃度を判定するためのセンサシステム等が記載されている。このセンサシステムは、シーケンシャルな励起パルス及び緩和の複数のデューティサイクルを含む入力信号を、試料に入力する。これにより、励起パルスの入力の３００ｍｓ以内に試料から出力される１以上の信号は、試料の分析対象物濃度と関連付けられて、分析の正確さ及び／又は精度を改善している。
特表２０１１－５０６９６４号公報
　上記のセンサシステムは、複数回に亘ってパルスを試料に入力している。しかし、出力信号そのものを用いて試料の分析対象物濃度を求めているために、十分に測定誤差が抑制されていなかった。
　そこで、本発明は、上述した実情に鑑みて提案されたものであり、血液成分の計測誤差を更に抑制することができる血液成分の測定装置、血液成分の測定方法、及び、バイオセンサを提供することを目的とする。
　本発明の第１の態様に係る血液成分の測定装置は、血液が導入されることにより当該血液に含まれる血液成分を酸化還元酵素によって酸化還元をするバイオセンサを用いて血液成分量を測定する血液成分の測定装置であって、前記バイオセンサを構成する第１電極対に第１電圧を印加したときに前記酸化還元によって生じる酸化還元電流を検出し、当該酸化還元電流を前記血液成分量に換算する血液成分量測定手段と、前記バイオセンサを構成する第２電極対に第２電圧を印加したときに生じる電流を検出し、当該検出した電流を前記血液に含まれる血球量に換算する血球量測定手段と、前記バイオセンサに血液が導入されてからの所定期間内に、前記血液成分量測定手段により前記血液成分量を複数回に亘り測定すると共に、前記血球量測定手段により前記血球量を複数回に亘り測定するよう制御する測定制御手段と、前記測定制御手段により制御された結果として前記血液成分量測定手段により測定された複数の血液成分量及び前記血球量測定手段により測定された複数の血球量の少なくとも一部に基づいて、前記血液成分量測定手段により測定された血液成分量を補正する血液成分量補正手段とを備えることを特徴とする。
　本発明の第２の態様に係る血液成分の測定装置は、上記第１の態様の血液成分の測定装置であって、既知の血液成分量及び血球量の血液ごとに前記所定期間内に複数回に亘り電流検出をして換算された複数の血液成分量及び複数の血球量を含む記録データを記憶した記憶手段を備え、前記血液成分量補正手段は、前記測定された複数の血液成分量及び複数の血球量のうち任意の血液成分量に近似する血液成分量を含む記録データと、前記血液成分量測定手段により測定された複数の血液成分量及び前記血球量測定手段により測定された複数の血球量とを含む測定データとを比較して、当該測定データに最も近似している記録データを得た血液の血液成分量に、前記測定した血液成分量を補正することを特徴とする。
　本発明の第３の態様に係る血液成分の測定装置は、上記第２の態様の血液成分の測定装置であって、既知の血液成分量、血球量の血液及び周囲の温度ごとに、前記所定期間内に複数回に亘り電流検出をして換算された複数の血液成分量及び複数の血球量を含む記録データを記憶した記憶手段と、周囲の温度を検出する温度検出手段とを備え、前記血液成分量補正手段は、前記温度検出手段により検出された周囲の温度に近い温度により得られた記録データを抽出し、当該抽出された複数の記録データと、前記血液成分量測定手段により測定された複数の血液成分量及び前記血球量測定手段により測定された複数の血球量とを含む測定データとを比較して、当該測定データに最も近似している記録データを得た血液の血液成分量に、前記測定した血液成分量を補正することを特徴とする。
　本発明の第４の態様に係る血液成分の測定装置は、上記第２又は第３の態様の血液成分の測定装置であって、前記血液成分量補正手段は、前記測定制御手段により制御された結果としての複数の血液成分量及び複数の血球量のうち任意の血液成分量と血球量との組み合わせと、前記記憶手段に記憶された複数の血液成分量及び複数の血球量のうち前記任意の血液成分量と血球量との組み合わせと同じ組み合わせの記録データとを比較して、最も近似している記録データを得た血液の血液成分量に、前記測定した血液成分量を補正することを特徴とする。
　本発明の第５の態様に係る血液成分の測定装置は、上記第１乃至第４の何れかの態様の血液成分の測定装置であって、前記測定制御手段は、前記血液成分量測定手段による血液成分量の測定を、前記所定期間のうちの前半に含まれる第１期間と、前記所定期間のうちの後半に含まれる第２期間とに行わせることを特徴とする。
　本発明の第６の態様に係る血液成分の測定装置は、上記第５の態様の血液成分の測定装置であって、前記測定制御手段は、前記血液成分量測定手段による血液成分量の測定を、前記所定期間内のうち、少なくとも、前記バイオセンサに導入された血液の温度変化が大きい第１期間と、前記バイオセンサに導入された血液の温度変化が安定している第２期間とに行わせることを特徴とする。
　本発明の第７の態様に係る血液成分の測定装置は、上記第５又は第６の態様の血液成分の測定装置であって、前記測定制御手段は、前記血球量測定手段による血球量の測定を、少なくとも、前記血液成分量測定手段により前記血液成分量を測定した前記第１期間及び前記第２期間内に行わせることを特徴とする。
　本発明の第８の態様に係る血液成分の測定装置は、上記第５乃至第７の何れかの態様の血液成分の測定装置であって、前記記録データ及び前記測定データは、前記第１期間に測定された血液成分量と前記第１期間に測定された血球量の組と、前記第１期間に測定された血液成分量と前記第２期間に測定された血球量の組と、前記第２期間に測定された血液成分量と前記第１期間に測定された血球量の組と、前記第２期間に測定された血液成分量と前記第２期間に測定された血球量の組とを含み、前記血液成分量補正手段は、同じ組の記録データと測定データとを比較することを特徴とする。
　本発明の第９の態様に係る血液成分の測定装置は、上記第１乃至第８の何れかの態様の血液成分の測定装置であって、前記測定制御手段は、前記血液成分量測定手段によって、前記所定期間内において前記第１電圧を前記第１電極対に印加させ、所定の血液成分量の測定タイミングで複数回に亘り血液成分量に対応する酸化還元電流を検出させ、前記血球量測定手段によって、前記第２電圧を、前記所定の血液成分量の測定タイミングから所定状に前記第２電極対に印加させて、前記血球量に対応した電流を検出させることを特徴とする。
　本発明の第１０の態様に係る血液成分の測定装置は、上記第１の態様の血液成分の測定装置であって、前記血液成分量補正手段は、前記複数の血液成分量及び複数の血球量のうちの少なくとも一部を用いた多変量解析によって、前記血液成分量測定手段により測定された血液成分量を補正することを特徴とする。
　本発明の第１１の態様に係る血液成分の測定方法は、血液が導入されることにより当該血液に含まれる血液成分を酸化還元酵素によって酸化還元をするバイオセンサを用いて血液成分量を測定する血液成分の測定方法であって、前記バイオセンサを構成する第１電極対に第１電圧を印加したときに前記酸化還元によって生じる酸化還元電流を検出し、当該酸化還元電流を前記血液成分量に換算する工程と、前記バイオセンサを構成する第２電極対に第２電圧を印加したときに生じる電流を検出し、当該検出した電流を前記血液に含まれる血球量に換算する工程とを含み、前記バイオセンサに血液が導入されてからの所定期間内に、前記血液成分量を複数回に亘り測定すると共に、前記血球量を複数回に亘り測定し、前記測定された複数の血液成分量及び前記測定された複数の血球量の少なくとも一部に基づいて、前記測定された血液成分量を補正することを特徴とする。
　本発明の第１２の態様に係る血液成分の測定方法は、上記第１１の態様の血液成分の測定方法であって、記憶手段に記憶された既知の血液成分量及び血球量の血液ごとに前記所定期間内に複数回に亘り電流検出をして換算された複数の血液成分量及び複数の血球量を含む記録データを参照し、前記測定した複数の血液成分量及び複数の血球量のうち任意の血液成分量に近似する血液成分量を含む記録データと、前記測定した複数の血液成分量及び前記測定した複数の血球量とを含む測定データとを比較し、当該測定データに最も近似している記録データを得た血液の血液成分量に、前記測定した血液成分量を補正することを特徴とする。
　本発明の第１３の態様に係る血液成分の測定方法は、上記第１２の態様の血液成分の測定方法であって、記憶手段に記憶された、既知の血液成分量、血球量の血液及び周囲の温度ごとに、前記所定期間内に複数回に亘り電流検出をして換算された複数の血液成分量及び複数の血球量を含む記録データを参照し、周囲の温度を検出し、前記検出された周囲の温度に近い温度により得られた記録データを抽出し、当該抽出された複数の記録データと、前記測定した複数の血液成分量及び前記測定した複数の血球量を含む測定データとを比較し、当該測定データに最も近似している記録データを得た血液の血液成分量に、前記測定した血液成分量を補正することを特徴とする。
　本発明の第１４の態様に係る血液成分の測定方法は、上記第１２又は第１３の態様の血液成分の測定方法であって、前記測定した複数の血液成分量及び複数の血球量のうち任意の血液成分量と血球量との組み合わせと、前記記憶手段に記憶された複数の血液成分量及び複数の血球量のうち前記任意の血液成分量と血球量との組み合わせと同じ組み合わせの記録データとを比較し、最も近似している記録データを得た血液の血液成分量に、前記測定した血液成分量を補正することを特徴とする。
　本発明の第１５の態様に係る血液成分の測定方法は、上記第１１乃至第１４の何れかの態様の血液成分の測定方法であって、前記血液成分量の測定を、前記所定期間のうちの前半に含まれる第１期間と、前記所定期間のうちの後半に含まれる第２期間とに行うことを特徴とする。
　本発明の第１６の態様に係る血液成分の測定方法は、上記第１５の態様の血液成分の測定方法であって、前記血液成分量の測定を、前記所定期間内のうち、少なくとも、前記バイオセンサに導入された血液の温度変化が大きい第１期間と、前記バイオセンサに導入された血液の温度変化が安定している第２期間とに行うことを特徴とする。
　本発明の第１７の態様に係る血液成分の測定方法は、上記第１５又は第１６の態様の血液成分の測定方法であって、前記血球量の測定を、少なくとも、前記第１期間及び前記第２期間内に行うことを特徴とする。
　本発明の第１８の態様に係る血液成分の測定方法は、上記第１５乃至第１７の何れかの態様の血液成分の測定方法であって、前記記録データ及び前記測定データは、前記第１期間に測定された血液成分量と前記第１期間に測定された血球量の組と、前記第１期間に測定された血液成分量と前記第２期間に測定された血球量の組と、前記第２期間に測定された血液成分量と前記第１期間に測定された血球量の組と、前記第２期間に測定された血液成分量と前記第２期間に測定された血球量の組とを含み、前記血液成分量を補正するときに、同じ組の記録データと測定データとを比較することを特徴とする。
　本発明の第１９の態様に係る血液成分の測定方法は、上記第１１乃至第１８の何れかの態様の血液成分の測定方法であって、前記第１電圧を、前記所定期間内において前記第１電極対に印加して、所定の血液成分量の測定タイミングで複数回に亘り血液成分量に対応する酸化還元電流を検出し、前記第２電圧を、前記所定の血球量の測定タイミングから所定の短時間の範囲内であって、前記所定期間における血球量の測定タイミングのみにパルス状に前記第２電極対に印加して、前記血球量に対応した電流を検出することを特徴とする。
　本発明の第２０の態様に係る血液成分の測定方法は、上記第１１の態様の血液成分の測定装置であって、前記複数の血液成分量及び複数の血球量のうちの少なくとも一部を用いた多変量解析を行って、前記所定期間内において測定した血液成分量を補正することを特徴とする。
　本発明の第２１の態様に係るバイオセンサは、血液が導入されることにより当該血液に含まれる血液成分を酸化還元酵素によって酸化還元をするバイオセンサであって、作用極及び対極が前記酸化還元酵素及びメディエータに接する血液成分量測定用電極対と、前記酸化還元酵素及びメディエータに接しない作用極と、前記酸化還元酵素及びメディエータに接し前記血液成分量測定用電極対の作用極に接しない対極とを含む血球量計測用電極対と、前記血液成分量測定用電極対の作用極と前記血球量計測用電極対の対極とを離間する非干渉部とを含み、前記血液成分量測定用電極対に、当該血液成分量測定用電極対の作用極及び対極に導入されている血液の血液成分量を測定する第１電圧が印加され、前記血球量計測用電極対に、当該血球量計測用電極対の対極に導入された血液に含まれる血球量を測定する第２電圧がパルス状に印加されることを特徴とする。
　本発明の第２２の態様に係るバイオセンサは、血液が導入されることにより当該血液に含まれる血液成分を酸化還元酵素によって酸化還元をするバイオセンサであって、作用極及び対極が前記酸化還元酵素及びメディエータに接する血液成分量測定用電極対と、前記酸化還元酵素及びメディエータに接しない作用極と、前記酸化還元酵素及びメディエータに接し前記血液成分量測定用電極対の作用極に接しない対極とを含む血球量計測用電極対と、前記血液成分量測定用電極対の作用極と前記血球量計測用電極対の対極とを離間する非干渉部とを含むことを特徴とする。
　本発明によれば、複数の血液成分量の換算値及び血球量の換算値を用いて、測定された血液成分量を補正するので、応答値そのものを用いて血液成分量を補正するよりも、血液成分の計測誤差を抑制することができる。
本発明の実施形態として示すバイオセンサの分解斜視図である。 本発明の実施形態として示すバイオセンサの断面図である。 本発明の実施形態として示すバイオセンサにおける血液成分計測層の上面図である。 本発明の実施形態として示す測定装置の構成を示すブロック図である。 既知のグルコース濃度及び血球量に対するグルコース応答値及び血球量応答値を示す図である。 グルコース応答値と血球量応答値との関係を示す図である。 本発明の実施形態として示す測定装置によってバイオセンサに対して電圧を印加する動作を示す図であり、（ａ）はグルコース応答値を得るための電圧変化であり、（ｂ）は血球量応答値を得るための電圧変化である。 本発明の実施形態として示す測定装置によるグルコース応答値及び血球量応答値を測定するタイミングを示す図である。 本発明の実施形態として示す測定装置により算出されたグルコース濃度換算マトリックスを示す図である。 本発明の実施形態として示す測定装置により算出された他のグルコース濃度換算マトリックスを示す図である。 本発明の実施形態として示す測定装置により算出された他のグルコース濃度換算マトリックスを示す図である。 本発明の実施形態として示す測定装置により算出された他のグルコース濃度換算マトリックスを示す図である。 本発明の実施形態として示すバイオセンサに検体が導入された後における温度変化を示す図である。 本発明の実施形態として示す測定装置において、周囲温度、検体導入温度、グルコース換算値との関係を示す図である。 本発明の実施形態として示す測定装置の温度ごとのグルコース応答値及び血球量応答値と、グルコース換算値との関係を示す図である。 本発明の実施形態として示す測定装置において、グルコース換算値の血球量換算値に対する影響度を示す図である。 本発明の実施形態として示す測定装置において温度変化が生じたときにおける既知のグルコース濃度及び血球量と、温度影響度と、グルコース応答値及び血球量応答値との関係を示す図である。 本発明の実施形態として示す測定装置において、温度影響を受けたときのグルコース応答値と血球量応答値との関係を示す図である。 本発明の実施形態として示す測定装置によってバイオセンサに対して電圧を印加する他の動作を示す図であり、（ａ）はグルコース応答値を得るための電圧変化であり、（ｂ）は血球量応答値を得るための電圧変化である。 本発明の実施形態として示す測定装置によるグルコース応答値及び血球量応答値を測定するタイミングを示す図である。 本発明の実施形態として示す測定装置におけるグルコース応答値の測定ポイントとグルコース換算値との関係を示す図である。 本発明の実施形態として示す測定装置の他の構成を示すブロック図である。
　以下、本発明の実施の形態について図面を参照して説明する。
　先ず、バイオセンサ１について説明する。
　本発明の実施形態として示すバイオセンサ１は、例えば図１乃至図３に示すような各部を含む。図１は、バイオセンサ１の分解斜視図である。図２は、バイオセンサ１の断面図である。バイオセンサ１は、血液成分計測層２、試薬層３、スペーサ層４、および表面層５を含む。バイオセンサ１は、これらの各層が積層されてなる。このバイオセンサ１は、血球成分としてグルコースを測定するバイオセンサを例として、以下に説明するが、これに限定されない。
　このバイオセンサ１は、後述する測定装置６に着脱可能である。バイオセンサ１は、測定装置６と共に、バイオセンサシステムを構成する。バイオセンサシステムは、バイオセンサ１の先端に位置する試料点着部４１に点着された試料としての血液中に含まれる基質の成分量を測定装置６によって測定する。測定装置６は、計測した血液成分量を、計測結果として表示する。
　バイオセンサ１を用いて血液中の血液成分量を定量するには、まず、ユーザによってバイオセンサ１の端部２７を測定装置６に挿入する。その後、後述するバイオセンサ１の電極に対し、測定装置６が電圧を印加する。この状態で、血液を試料点着部４１に供給する。血液が点着されると、当該血液はバイオセンサ１の内部に吸引される。この血液によって、試薬層３は溶解される。測定装置６は、バイオセンサ１の電極間に生じる電気的な変化を検知して、血液成分量の計測を行う。
　本実施形態において、バイオセンサ１は、試料液としての人体の血液に含まれる特定の血液成分量を測定する。この特定の血液成分量は、グルコース濃度を含む。なお、以下の説明では、人体の血液中に含まれるグルコース濃度の測定に関して開示をする。しかし、本実施形態におけるバイオセンサシステムは、適切な酵素を選択することによって、乳酸、コレステロールその他の成分を測定することも可能である。
　血液成分計測層２は、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）、ガラス等からなる絶縁性の基板２０上に導電性層が形成されて構成されている。この導電性層は、例えば金、白金、パラジウムなどの貴金属やカーボン等の電気伝導性物質からなる。この導電性層は、例えばスクリーン印刷法やスパッタリング蒸着法によって形成されている。この導電性層は、基板の全面または少なくとも一部に形成されていればよい。この導電性層は、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。前記導電性層の表面の被覆は、例えば、高分子材料の溶液を調製し、これを前記導電性層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。
　また、絶縁性の基板２０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。
　また、スペーサ４の材質は、特に制限されず、例えば、基板２０と同様の材料が使用できる。また、スペーサ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０．０１～１ｍｍ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４には、血液導入のための試料点着部４１となるＩ字形状の切欠部が形成されている。
　表面層５は、中央部に空気孔５１が設けられた絶縁性の基板である。表面層５は、切欠部としての試料点着部４１を有するスペーサ層４を血液成分計測層２との間に挟み込んで、血液成分計測層２と一体に配置される。一体に配置するためには、表面層５、スペーサ層４および血液成分計測層２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。
　表面層５の材質は、特に制限されず、例えば、基板２０と同様の材料が使用できる。表面層４の試料点着部４１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表面層５の表面に水酸基、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。表面層５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。
　血液成分計測層２は、図３に示すように、基板２０上の導電性層に複数のスリットを設けることによって、各種の電極が形成されている。図３は、バイオセンサ１における血液成分計測層２の上面図である。血液成分計測層２は、グルコース濃度を計測するための電極として、グルコース用作用極２１及びグルコース用対極２２が形成されている。グルコース用作用極２１及びグルコース用対極２２は、後述する試薬層３の酸化還元酵素及びメディエータに接する位置に配置されている。血液成分計測層２は、血球量を計測するための電極として、血球量用作用極２３及び血球量用対極２４が形成されている。血球値作用極２３は、後述する試薬層３の酸化還元酵素及びメディエータに接しない位置に配置されている。血球量用対極２４は、後述する試薬層３の酸化還元酵素及びメディエータに接しグルコース用作用極２１に接しない位置に配置されている。更に、血液成分計測層２は、血液の導入を検知するための検知電極２６が形成されている。これらのグルコース用作用極２１、グルコース用対極２２、血球量用作用極２３、血球量用対極２４、及び検知電極２６は、バイオセンサ１が測定装置６に挿入された状態で、測定装置６に電気的に接続される。
　グルコース濃度を測定する場合には、グルコース用作用極２１を正極、グルコース用対極２２を負極として、グルコース用作用極２１とグルコース用対極２２との間に電圧（第１電圧）が印加される。これらグルコース用作用極２１及びグルコース用対極２２は、血液成分量測定用電極対として機能する。血球量を計測する場合には、血球量用作用極２３を正極、血球量用対極２４を負極として、血球量用作用極２３と血球量用対極２４との間に電圧（第２電圧）がパルス状に印加される。血球量用作用極２３及び血球量用対極２４は、血球量計測用電極対として機能する。このパルス状には、矩形波、三角波などの態様を含む。なお、これらの電圧印加の詳細については、後述する。
　グルコース用作用極２１と血球量用対極２４との間には、導電性層が形成されていない非干渉部２５が設けられている。非干渉部２５は、グルコース用作用極２１と血球量用対極２４とを離間する。これにより、非干渉部２５は、血球量の計測時に血球量用対極２４で生じるメディエータがグルコース用作用極２１に流れ込むことを抑制する。
　なお、血液成分計測層２には、測定装置６によってバイオセンサ１を識別するための識別部が電極によって形成されていてもよい。この識別部は、例えば、バイオセンサ１の種別や製造ロット毎の出力特性の違いを識別する形状を有している。この識別部は、例えばバイオセンサ１の端部２７側に形成され、測定装置６によって読み取り可能となっている。
　スペーサ層４は、図１に示したように、血液成分計測層２の基板２０上の各電極２１～２４、２６を覆うように配置される。スペーサ層４は、前縁部中央に設けられた長方形の試料点着部４１が形成された基板４２である。試料点着部４１によって、図３の試料供給路１０が形成される。試料点着部４１に血液が点着されると、血液は、毛細管現象によって図１～３中の右方向に表面層５の空気孔５１に向かって吸引される。これによって、グルコース用作用極２１、グルコース用対極２２、血球量用作用極２３、及び、血球量用対極２４には、血液が導入される。
　試薬層３は、図１に示したように、血液成分計測層２とスペーサ層４との間に配される。試薬層３は、酵素、メディエータ（電子受容体）、アミノ酸及び糖アルコール等を含有する試薬を塗布することで形成されている。試薬層３は、スペーサ層４の試料点着部４１から露出しているグルコース用作用極２１、グルコース用対極２２に接する。また、試薬層３は、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。前記血液成分計測層２および試薬層３の上には、一方の端部を残してスペーサ層４を介し表面層５が配置されている。
　試薬層３の酸化還元酵素としては、グルコースオキシターゼ、ラクテートオキシターゼ、コレステロールオキシターゼ、コレステロールエステラーゼ、ウリカーゼ、アスコルビン酸オキシターゼ、ビリルビンオキシターゼ、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、ラクテートデヒドロゲナーゼなどを用いることができる。前記酸化還元酵素の量は、例えば、バイオセンサ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、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。
　試薬層３のメディエータ（電子受容体）としては、フェリシアン化物が好ましく、フェリシアン化カリウムがより好ましい。他のメディエータとしては、フェリシアン化物以外にもｐ－ベンゾキノン及びその誘導体、フェナジンメトルサルフェート、メチレンブルー、フェロセン及びその誘導体などを用いることができる。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。
　本実施形態のバイオセンサ１は、例えば、人体の血液中のグルコース濃度（血液成分）を測定するため、試薬層３に担持されている酸化還元酵素としてグルコースオキシターゼを用い、メディエータとしてフェリシアン化カリウムを用いる。
　この試薬層３は、試料供給路１０に血液が導入されると、酸化還元酵素とメディエータが試料液としての血液に溶解される。すると、血液中の基質であるグルコースとの間で酵素反応が進行し、メディエータが還元されてフェロシアン化物（本実施の形態の場合、フェロシアン化カリウム）が生成される。この反応終了後、この還元されたメディエータを電気化学的に酸化し、このとき得られる電流から血液中のグルコース濃度（グルコース応答値）が測定される。
　なお、本発明において血球とは、血液中に含まれる赤血球、白血球、血小板およびその組み合わせを意味するが、赤血球を意味するのが好ましい。また、本発明において血球量とは、例えば、血液中の赤血球の割合（容積比）、好ましくはヘマトクリット（Ｈｃｔ）値を意味する。
　つぎに、測定装置６の構成について説明する。
　測定装置６は、血液が導入されることにより当該血液に含まれる血液成分を酸化還元酵素によって酸化還元をするバイオセンサ１を用いて血液成分量としてのグルコース濃度を測定する。測定装置６は、図４に示すように、バイオセンサ１が測定装置６に挿入された状態で、バイオセンサ１の端部２７に設けられた電極Ａ～Ｅと接続される。電極Ａはグルコース用作用極２１、電極Ｂはグルコース用対極２２、電極Ｃは血球量用作用極２３、電極Ｄは血球量用対極２４、電極Ｅは検知電極２６に対応する。
　測定装置６は、複数のコネクタ６１～６５及びスイッチ６６～６９、電流／電圧変換回路７０、Ａ／Ｄ変換回路７１、ＣＰＵ７２、ＬＣＤ７３、及び、データ記憶部７４（記憶手段）を含む。また、測定装置６は、装置内温度を測定する温度測定部８１，８２及び当該温度測定部８１，８２のためのスイッチ８３，８４を含む。なお、負極となるグルコース用対極２２、血球量用対極２４に接続されたコネクタ６２、６４及びスイッチ６７、６８は、接地される。
　温度測定部８１、温度測定部８２は、それぞれ、導入される血液の周囲温度としての測定装置６内の温度を測定する。温度測定部８１，８２は、例えば測定装置６に挿入されたバイオセンサ１に近い位置の温度を測定することが望ましい。温度測定部８１，８２によって測定された温度測定値は、ＣＰＵ７２に供給される。ＣＰＵ７２は、２つの温度測定結果を比較する。温度の差分が所定のしきい値内にない場合は、温度測定部８１，８２のいずれかが故障していると判定する。これによって測定装置６の故障検知を正確かつ容易に行う。また、イレギュラーな温度測定による測定誤差を回避する。なお、温度測定タイミングは、検知電極２６によって血液の導入が検知された直後や、バイオセンサ１に導入された血液の温度が安定する時であってもよい。
　各コネクタ６１～６５は、バイオセンサ１の電極Ａ～Ｅのそれぞれに接続されている。各スイッチ６６～６９は、それぞれコネクタ６２～６５に接続されている。スイッチ６６～６９は、ＣＰＵ７２によってそのオンオフ状態が制御される。グルコース濃度を測定する場合、グルコース用作用極２１と接続された電極Ａとグルコース用対極２２と接続された電極Ｂとの間に電圧を印加するためにスイッチ６６がオン状態とされる。血球量を測定する場合、血球量用作用極２３と接続された電極Ｃと血球量用対極２４と接続された電極Ｄとの間に電圧を印加するためにスイッチ６７、６８がオン状態とされる。なお、グルコース用作用極２１とグルコース用対極２２との間に印加する電圧、血球量用作用極２３と血球量用対極２４との間に印加する電圧は変化できるようになっている。血液の導入を検出する場合、検知電極２６と接続された電極Ｅに電圧を印加するためにスイッチ６９がオン状態とされる。
　電流／電圧変換回路７０は、コネクタ６１～６５及び温度測定部８１，８２と接続されている。電流／電圧変換回路７０は、グルコース用作用極２１、血球量用作用極２３とその他の電極間に流れる電流が供給される。また、電流／電圧変換回路７０は、温度測定部８１，８２によって測定している周囲温度に応じた電流が供給される。電流／電圧変換回路７０は、供給された電流を電圧に変換する。変換された電圧値は、Ａ／Ｄ変換回路７１に供給される。
　Ａ／Ｄ変換回路７１は、電流／電圧変換回路７０から電圧値が供給される。Ａ／Ｄ変換回路７１は、供給された電圧値をパルス状のディジタルデータに変換して、ＣＰＵ７２に出力する。
　ＣＰＵ７２は、測定装置６に含まれる各部を制御する。ＣＰＵ７２は、各スイッチ６６～６９をオン又はオフする制御を行う。また、ＣＰＵ７２は、Ａ／Ｄ変換回路７１からのディジタルデータに基づいて血液のグルコース応答値、血球量応答値を算出する。ＣＰＵ７２は、算出したグルコース応答値及び血球量応答値を、グルコース換算値及び血球量換算値に換算する。このとき、ＣＰＵ７２は、グルコース濃度及び血球量が既知の血液について得られたグルコース応答値及び血球量応答値に基づいて、算出したグルコース応答値及び血球量応答値を換算する。なお、このグルコース応答値及び血球量応答値を、グルコース換算値及び血球量換算値に換算する処理は、後述する。
　ＬＣＤ７３は、ＣＰＵ７２により算出された測定値を表示するＬＣＤ（液晶表示器：出力部）である。
　データ記憶部７４は、ＣＰＵ７２によって参照可能なデータを記憶している。データ記憶部７４は、ＣＰＵ７２によってグルコース換算値を補正するための記録データが記憶されている。この記録データは、既知の血液成分量としてのグルコース濃度及び血球量値の血液ごとに、所定期間内に複数回に亘り電流測定をして換算された血液成分量としてのグルコース換算値及び血球値換算値を含む。また、この記録データは、既知のグルコース濃度、血球量値の血液及び周囲温度ごとに、所定期間内に複数回に亘り計測されたグルコース換算値及び血球値換算値を含むものであってもよい。更に、この記録データは、グルコース濃度及び血球量値が既知の血液ごとに複数回に亘り計測されたグルコース換算値及び血球値換算値を任意に組み合わせたものであってもよい。更に、この記録データは、既知のグルコース濃度、血球量の血液及び周囲の温度ごとに複数回に亘り計測されたグルコース換算値及び血球値換算値を任意に組み合わせたものであってもよい。
　つぎに、上述した測定装置６による基本的な動作について説明する。
　この測定装置６は、グルコース濃度及び血球量を計測する場合において、先ず、検知電極２６によって血液の導入を検知する。
　測定装置６は、グルコース濃度を測定するときには、グルコース用作用極２１とグルコース用対極２２（第１電極対）との間に電圧（第１電圧）を印加するように、ＣＰＵ７２によってスイッチ６６をオンにする。この状態で、ＣＰＵ７２は、酸化還元によって生じる酸化還元電流（グルコース応答値）を検出し、当該酸化還元電流をグルコース換算値に換算する（血液成分量測定手段）。なお、このグルコース応答値の換算処理については、後述する。
　測定装置６は、血球量を測定するときには、血球量用作用極２３と血球量用対極２４（第２電極対）との間に電圧（第２電圧）を印加するように、ＣＰＵ７２によってスイッチ６７、６８をオンにする。この状態で、ＣＰＵ７２は、血球量用作用極２３と血球量用対極２４に電圧を印加したときに生じる電流（血球値応答値）を検出し、当該検出した電流を血液に含まれる血球値換算値に換算する（血球量測定手段）。
　ＣＰＵ７２は、バイオセンサ１に血液が導入されてからの所定期間内にグルコース応答値及び血球値応答値を計測する。この所定期間は、例えば、５秒や７秒といった時間が設定可能である。また、ＣＰＵ７２は、所定期間内にグルコース応答値を複数回に亘り測定すると共に、血球量応答値を複数回に亘り測定するよう制御する（測定制御手段）。このため、ＣＰＵ７２は、スイッチ６６～６８を計測タイミングに対してオンオフ制御してもよい。また、ＣＰＵ７２は、Ａ／Ｄ変換回路７１によるディジタルデータの取得タイミングを制御してもよい。
　ＣＰＵ７２は、複数のグルコース換算値及び複数の血球値換算値の少なくとも一部に基づいて、測定したグルコース換算値を補正する（血液成分量補正手段）。補正される血液成分量としてのグルコース換算値は、例えば、所定期間内の最後に計測されたグルコース換算値である。なお、補正されるグルコース換算値は、所定期間内の最後の値ではなく、所定期間内の任意の値であってもよい。このとき、ＣＰＵ７２は、記録データを参照する。血液成分量補正手段としてのＣＰＵ７２は、データ記憶部７４に記憶された複数のグルコース換算値及び複数の血球値換算値を含む複数の記録データと、複数のグルコース換算値及び複数の血球値換算値とを含む測定データとを比較する。ＣＰＵ７２は、所定期間内の任意のグルコース換算値を、当該測定データに最も近似している記録データを得た血液のグルコース濃度に補正する。
　また、測定装置６は、データ記憶部７４に、周囲温度ごとに複数のグルコース換算値及び複数の血球値換算値を含む記録データを記憶している場合には、温度測定部８１，８２によって周囲温度を計測し、計測された周囲温度の記録データを用いてもよい。これにより、測定装置６は、計測された周囲温度に対応した複数のグルコース換算値及び血球値換算値を含む記録データと、複数のグルコース換算値及び血球値換算値の測定データとを比較する。これにより、測定装置６は、最も近似している記録データの血液を得たグルコース濃度に測定データとしてのグルコース換算値を補正できる。
　更に、測定装置６は、データ記憶部７４に、記録データとしてグルコース換算値及び血球値換算値の任意の組み合わせを記憶している場合には、当該記録データと同じ組み合わせのグルコース換算値及び血球値換算値の測定データを用いる。これにより、測定装置６は、任意の組み合わせにおける複数のグルコース換算値及び血球値換算値の記録データと、同じ組み合わせの複数のグルコース換算値及び血球値換算値の測定データとを比較する。これにより、測定装置６は、最も近似している記録データの血液を得たグルコース濃度に測定データとしてのグルコース換算値を補正できる。
　つぎに、上述したような測定装置６において、グルコース応答値及び血球量応答値を、グルコース換算値及び血球量換算値に換算する動作について説明する。
　この測定装置６において、グルコース濃度は、当該グルコース濃度に比例した電流値、電圧値、及び、ディジタルデータの値であるグルコース応答値としてＣＰＵ７２に供給される。ＣＰＵ７２に供給されることが予測される測定装置６のグルコース応答値は、例えば図５に示すようになる。例えば、グルコース濃度が１００ｍｇ／ｄｌ、血球量（Ｈｃｔ）が２５％である場合、ＣＰＵ７２は、電流値としてのグルコース応答値として１２０，電流値としての血球値応答値として１２５０を得ることが予測される。このようなグルコース応答値及び血球量応答値の予測値は、予めグルコース濃度及び血球量を調整した血液を用意し、バイオセンサ１及び測定装置６によって計測することによって得ることができる。
　図５に示した既知のグルコース濃度及び血球量の血液から得たグルコース応答値及び血球量応答値をプロットし、当該プロットした点を通る線を描くと、図６に示すようなグルコース濃度換算マトリックスを作成することができる。このグルコース濃度換算マトリックスによれば、同一のグルコース濃度であっても異なる血球量の血液であれば、グルコース応答値が変動することが分かる。
　このグルコース濃度換算マトリックスにおいて、既知の同じグルコース濃度から得た点をつないだ線上にプロットされるグルコース応答値は、当該既知のグルコース濃度に換算できる。したがって、グルコース濃度換算マトリックスを用いて、未知の血液から得たグルコース応答値及び血球量応答値からグルコース換算値を得ることができる。例えば、図６中の白丸で示すグルコース応答値及び血球量応答値が得られた場合、グルコース濃度換算マトリックスにおけるグルコース応答値の１００ｍｇ／ｄｌと２００ｍｇ／ｄｌとの間の比（Ａ：Ｂ）を取る。これにより、１３８ｍｇ／ｄｌというグルコース換算値を得ることができる。
　同様に、このグルコース濃度換算マトリックスにおいて、既知の同じ血球量から得た点をつないだ線上にプロットされる血球量応答値は、当該既知の血球量に換算できる。したがって、グルコース濃度換算マトリックスを用いて、未知の血液から得たグルコース応答値及び血球量応答値から血球量応答値を得ることができる。
　このように、グルコース濃度換算マトリックスを用意することによって、グルコース応答値及び血球量応答値から、グルコース換算値及び血球量換算値を得ることができる。
　つぎに、上述したような測定装置６において、記録データと測定データとを比較して、測定データとしてのグルコース換算値を補正できることについて説明する。
　本実施形態として示す測定装置６は、例えば図７及び図８を参照して説明するような動作によって複数のグルコース応答値及び複数の血球量応答値を得る。そして、測定装置６は、図９乃至図１２に示すようなグルコース濃度換算マトリックスを参照し、グルコース応答値及び血球量応答値を、グルコース換算値及び血球量換算値に換算できる。
　測定装置６は、グルコース濃度の測定のため、グルコース用作用極２１とグルコース用対極２２との間に、図７（ａ）に示すような第１電圧を印加する。ＣＰＵ７２は、グルコース用作用極２１とグルコース用対極２２との間に、第１電圧として例えば３５０ｍＶの電圧を印加する。図７（ａ）に示したように、第１電圧は、グルコース濃度を測定する所定期間に亘って連続的に印加される。また、第１電圧は、連続して印加するのではなく、グルコース応答値を得たい所定のタイミングのみで断続的に印加してもよい。また、所定期間は、その一例として０秒から７秒となっている。
　測定装置６は、血球量の測定のため、血球量用作用極２３と血球量用対極２４との間に、図７（ｂ）に示すような第２電圧を印加する。ＣＰＵ７２は、血球量用作用極２３と血球量用対極２４との間に、第２電圧として血球量を測定できる電圧であればよいが、本例では、例えば２５００ｍＶの電圧を印加する。第２電圧は、図７（ｂ）に示したように、少なくとも所定期間における前半と後半との２回に亘って印加されている。
　図７（ａ）、（ｂ）に示した第１電圧及び第２電圧の双方をバイオセンサ１に印加し、ＣＰＵ７２は、図８に示すようなタイミングでグルコース応答値及び血球量応答値を取得する。ＣＰＵ７２は、グルコース応答値を、所定期間のうち前半に含まれる第１期間と、所定期間のうち後半に含まれる第２期間との２回に亘って取得する。その結果、ＣＰＵ７２は、グルコース応答値Ｇ１とグルコース応答値Ｇ２とを取得できる。ＣＰＵ７２は、血球量応答値を、所定期間のうち前半に含まれる第１期間と、所定期間のうち後半に含まれる第２期間との２回に亘って取得する。その結果、ＣＰＵ７２は、血球量応答値Ｈ１と血球量応答値Ｈ２とを取得できる。
　第１期間は、バイオセンサ１に導入された血液の温度変化が大きい期間を設定することが望ましい。または、第１期間は、バイオセンサ１による測定終了時における血液の温度との差が大きい時点を終点に設定することが好ましい。例えば、第１期間は、バイオセンサ１による計測開始から僅かな期間内が挙げられる。図８の例では、第１期間は、計測開始から１．５秒以内といった期間が設定されている。また、第２期間は、バイオセンサ１に導入された血液の温度変化が安定している期間を設定することが望ましい。または、第２期間は、バイオセンサ１による測定終了時における血液の温度との差が小さい時点を始点に設定することが好ましい。例えば、第２期間は、バイオセンサ１による計測終了から僅かな期間内が挙げられる。図８の例では、第２期間は、計測から６秒後から７秒以内といった期間が設定されている。
　このように、測定装置６は、第１電圧を、所定期間内において第１電極対としてのグルコース用作用極２１及びグルコース用対極２２に印加して、所定の血液成分量の測定タイミングで複数回に亘り血液成分量に対応する酸化還元電流を検出する。一方、測定装置６は、第２電圧を、所定の血球量の測定タイミングから所定の短時間の範囲内に印加する。また、測定装置６は、第２電圧を、所定期間における血球量の測定タイミングのみにパルス状に第２電極対としての血球量用作用極２３及び血球量用対極２４に印加して、血球量に対応した電流を検出する。
　２つのグルコース応答値Ｇ１，Ｇ２及び２つの血球量応答値Ｈ１，Ｈ２が計測されると、ＣＰＵ７２は、４つのグルコース濃度換算マトリックスを参照して、グルコース換算値及び血球量換算値を算出する。ここで、４つのグルコース濃度換算マトリックスは、グルコース応答値Ｇ１と血球量応答値Ｈ１、グルコース応答値Ｇ２と血球量応答値Ｈ１、グルコース応答値Ｇ２と血球量応答値Ｈ１、グルコース応答値Ｇ２と血球量応答値Ｈ２、の組み合わせごとに用意しておく。
　ＣＰＵ７２は、図９のグルコース濃度換算マトリックスＧ１－Ｈ１を用いて、測定データとしてのグルコース応答値Ｇ１及び血球量応答値Ｈ１を、グルコース換算値及び血球量換算値に換算する。同様に、ＣＰＵ７２は、図１０のグルコース濃度換算マトリックスＧ１－Ｈ２を用いて、測定データとしてのグルコース応答値Ｇ１及び血球量応答値Ｈ２を、グルコース換算値及び血球量換算値に換算する。同様に、ＣＰＵ７２は、図１１のグルコース濃度換算マトリックスＧ２－Ｈ１を用いて、測定データとしてのグルコース応答値Ｇ２及び血球量応答値Ｈ１を、グルコース換算値及び血球量換算値に換算する。同様に、ＣＰＵ７２は、図１２のグルコース濃度換算マトリックスＧ２－Ｈ２を用いて、測定データとしてのグルコース応答値Ｇ２及び血球量応答値Ｈ２を、グルコース換算値及び血球量換算値に換算する。
　具体的には、測定装置６は、図９乃至図１２のようなグルコース濃度換算マトリックスを、データ記憶部７４に記憶しておく。測定装置６は、未知の血液についてグルコース応答値及び血球量応答値を計測して、測定データとして、Ｇ１及びＨ１の組、Ｇ１とＨ２の組、Ｇ２とＨ１の組、Ｇ２とＨ２の組を取得する。そして、測定装置６は、グルコース濃度換算マトリックス上に測定データとしてのグルコース応答値と血球量応答値との組み合わせで決まる点にプロットし、当該グルコース応答値と血球量応答値を、グルコース換算値と血球量換算値に換算する。その結果、測定装置６は、Ｇ１及びＨ１の組、Ｇ１とＨ２の組、Ｇ２とＨ１の組、Ｇ２とＨ２の組のそれぞれについてグルコース換算値及び血球量換算値を得ることができる。
　次に測定装置６は、複数の組同士の記録データとしてのグルコース換算値及び血球量換算値と測定データとしてのグルコース換算値及び血球量換算値とを比較する。測定装置６は、比較の結果、最も測定データに近い記録データを得たグルコース換算値に、測定データとしてのグルコース換算値を補正できる。
　ここで、図１３に示すように、バイオセンサ１に導入された検体としての血液の温度は、バイオセンサ１に導入された後の経過時間に応じて低下する。上述したようにグルコース濃度の測定時間(所定時間)を７秒にした場合、バイオセンサ１に導入された時の血液温度によって測定時間における低下の仕方が異なる。バイオセンサ１に導入された時の血液温度が高いほど、血液温度の低下傾きが高くなる。また、バイオセンサ１に導入された時の血液温度によって測定時間が終了したときの血液温度は異なる。バイオセンサ１に導入された時の血液温度が高いほど測定時間が終了したときにおける周囲温度との差異が高くなる。例えば３０℃の血液がバイオセンサ１に導入された場合、測定時間が終了したときにおける血液温度と周囲温度との温度差はＴ１となる。また、２５℃の血液がバイオセンサ１に導入された場合、測定時間が終了したときにおける血液温度と周囲温度との温度差はＴ２となる。２０℃の血液がバイオセンサ１に導入された場合、測定時間が終了したときにおける血液温度と周囲温度との温度差はＴ３となる。
　測定装置６によって測定されるグルコース応答値及び血球量応答値が血液温度に依存するので、測定時間の終了時のみにグルコース応答値及び血球量応答値を測定しても、正確なグルコース応答値及び血球量応答値が得られない。したがって、測定装置６は、測定時間において複数回に亘ってグルコース応答値及び血球量応答値を測定し、グルコース換算値及び血球量換算値を得る。また、測定装置６は、グルコース応答値と血球量応答値とを任意に組み合わせて、当該任意の組み合わせのグルコース換算値及び血球量換算値を得る。
　測定装置６は、例えば図１４に示すような記録データをデータ記憶部７４に記憶しておく。この記録データは、一例として、周囲温度及び検体導入温度ごとに、グルコース濃度が１００ｍｇ／ｄｌ，血球量が２５％の血液のグルコース応答値及び血球量応答値を測定し、上述した組み合わせごとのグルコース換算値を格納したものである。なお、検体導入温度は記録データに含めておく必要はない。具体的には、記録データは、周囲温度Ａと、図９のグルコース濃度換算マトリックスＧ１－Ｈ１から得たグルコース換算値Ａａ１と、図１０のグルコース濃度換算マトリックスＧ１－Ｈ２から得たグルコース換算値Ａａ２と、図１１のグルコース濃度換算マトリックスＧ２－Ｈ１から得たグルコース換算値Ａａ３と、図１２のグルコース濃度換算マトリックスＧ２－Ｈ２から得たグルコース換算値Ａａ４と、が対応づけられている。記録データは、周囲温度に対して複数の検体導入温度についてのグルコース換算値を格納しておくことが望ましい。また、記録データは、複数の周囲温度ごとにグルコース換算値を格納しておくことが望ましい。
　この測定装置６は、測定データとしてのグルコース応答値と血球量応答値の組み合わせごとのグルコース換算値と、記録データのグルコース換算値とを比較して、最も近似した記録データを判断できる。具体的には、周囲温度がＡ付近である場合、測定装置６は、周囲温度がＡに対応した各組み合わせのグルコース換算値Ａａ１～Ａａ４、Ａｂ１～Ａｂ４、Ａｃ１～Ａｃ４を抽出する。測定装置６は、測定データとしての各組み合わせのグルコース換算値と、抽出したグルコース換算値Ａａ１～Ａａ４、Ａｂ１～Ａｂ４、Ａｃ１～Ａｃ４とを比較する。測定装置６は、測定データとしての各組み合わせのグルコース換算値が、グルコース換算値Ａａ１～Ａａ４、Ａｂ１～Ａｂ４、Ａｃ１～Ａｃ４と近似している場合には、測定データとしてのグルコース換算値を１００ｍｇ／ｄｌに補正できる。
　以上のように、この測定装置６によれば、測定した複数のグルコース応答値及び血球量応答値をグルコース換算値及び血球量換算値に換算し、当該複数の換算したグルコース換算値及び血球量換算値に基づいて、測定データとしてのグルコース換算値を補正できる。これにより、このバイオセンサシステムによれば、酸化還元反応によって生ずる電流値を用いるよりもグルコース濃度の計測誤差を抑制することができる。
　ところで、測定データとしてのグルコース換算値は、バイオセンサ１の周囲温度によって異なる値となる。例えば、図９乃至図１２に示したグルコース濃度換算マトリックスが２５度の環境温度で取得されたとする。図１５に示すように、バイオセンサ１の周囲温度が２５度でグルコース濃度が１２５ｍｇ／ｄｌの血液を計測し、グルコース応答値Ｇ１，Ｇ２、血球量応答値Ｈ１，Ｈ２から得たグルコース換算値は、全ての組み合わせにおいて１２５ｍｇ／ｄｌとなる。しかし、バイオセンサ１の周囲温度が３５度となると、グルコース換算値は、全ての組み合わせにおいて異なった値となる。
　また、測定データとしてのグルコース換算値は、血球量が変化すると、例えば図１６に示すような影響度だけ変化してしまう。血球量が２５％変化すると、グルコース濃度が１００ｍｇ／ｄｌの場合にはグルコース換算値が２０％変化する。また、グルコース濃度が２００ｍｇ／ｄｌの場合にはグルコース換算値が２５％変化し、グルコース濃度が１１０ｍｇ／ｄｌの場合にはグルコース換算値が２１％変化する。
　更にバイオセンサ１周囲の温度変化が生じた場合、図１７に示すように、既知のグルコース濃度が１００ｍｇ／ｄｌ、血球量応答値が１０００ｍＶの血液を測定しても、温度影響度によって測定されるグルコース応答値及び血球量応答値も変化してしまう。
　以上のように、周囲温度によってグルコース換算値が異なってしまう。また、周囲温度、血球量によってグルコース応答値が変化してしまう。したがって、同じグルコース濃度の血液を測定してグルコース応答値と血球量応答値を得ても、図１８に示すように、ケースＡ、Ｂを測定する機会（ケース）によってグルコース換算値が異なる。ケースＡではグルコース換算値が１０３ｍｇ／ｄｌとなる。一方、ケースＢではグルコース換算値が１１０ｍｇ／ｄｌとなる。
　よって、測定装置６は、周囲温度によるグルコース応答値及び血球量応答値の影響を考慮して、データ記憶部７４に記憶する記録データを、周囲温度ごとに記憶しておくことが望ましい。この測定装置６は、データ記憶部７４に記憶された複数の記録データのうち現在の周囲温度に近い記録データを抽出する。測定装置６は、現在の周囲温度によって抽出された記録データに含まれるグルコース換算値と、測定データとしてのグルコース換算値とを比較する。これによって、測定装置６は、測定データとしてのグルコース換算値を、最も近似している記録データのグルコース換算値に補正することができる。
　上述したように、バイオセンサ１内の血液温度は導入時から測定終了時までに変動し、かつ、グルコース応答値は血球量に応じて変動する。したがって、測定装置６は、上述したように、所定の測定時間に測定した複数のグルコース応答値と血球量応答値を任意に組み合わせ、グルコース換算値を算出することが望ましい。これにより、測定装置６は、上述したように血液温度が変化し、血球量が未知であっても、任意の組み合わせのグルコース応答値と血球量応答値からグルコース換算値を演算して、測定データとしてのグルコース換算値に近似した記録データを選択できる。
　具体的には、測定装置６によれば、グルコース応答値と血球量応答値の測定を、所定期間のうちの前半に含まれる第１期間と後半に含まれる第２期間とに行わせる。これにより、温度変化が大きいときのグルコース応答値と血球量応答値と、温度変化が安定したときのグルコース応答値と血球量応答値とを取得できる。これにより、測定装置６は、血液の温度変化の仕方が測定する機会ごとに異なっていても、複数の期間において測定データとしてのグルコース換算値及び血球量換算値を得て、記録データによって補正できる。これにより、血液の温度変化によってグルコース換算値が変動して、正確なグルコース換算値を得られないという影響を抑制できる。
　上述した測定装置６は、測定データの補正の精度を向上させるために、所定期間内により多くの測定を行うことが望ましい。例えば図１９（ａ）のようにグルコース応答値を得るための第１電圧をバイオセンサ１に印加し、図１９（ｂ）のように血球量応答値を得るための第２電圧をバイオセンサ１に印加する。測定装置６は、図２０に示すような測定ポイントで血球量応答値及びグルコース応答値を取得する。これによって、測定装置６は、所定期間内に９つのグルコース応答値及び９つの血球量応答値を得ることができる。
　測定装置６は、９つのグルコース応答値及び血球量応答値をそれぞれ組み合わせて、グルコース応答値と血球量応答値との組を８１通り得る。すなわち、グルコース応答値Ｇ１～Ｇ９のそれぞれを、血球量応答値Ｈ１～Ｈ９のそれぞれと組み合わせる。これにより、測定装置６は、図２１に示すように、Ｇ１－Ｈ１から得たグルコース換算値、・・・、Ｇ１－Ｈ９から得たグルコース換算値を得ることができる。同様に、Ｇ２とＨ１～Ｈ９とをそれぞれ組み合わせた複数のグルコース換算値、・・・、Ｇ９とＨ１～Ｈ９とをそれぞれ組み合わせた複数のグルコース換算値、を得ることができる。このように、測定データとしての８１個のグルコース換算値と、記録データとしての８１個のグルコース換算値とを比較して、測定データにもっとも近似した記録データを選択できる。したがって、この測定装置６によれば、８１個のグルコース換算値を用いて得た記録データを得たグルコース換算値に、測定データのグルコース換算値を補正することができる。
　このように、多数のグルコース換算値及び血球量換算値を組み合わせた記録データを用意しておき、当該組み合わせと同じ組み合わせのグルコース換算値及び血球量換算値としての測定データを使用して、測定データを補正できる。したがって、上述したようにグルコース換算値が血液温度の変化の仕方、周囲温度、血球量によって変動しても、多数のグルコース換算値及び血球量換算値の組み合わせを用いることによって、少ない誤差のグルコース換算値に補正できる。
　つぎに、上述した実施形態とは異なる他の実施形態について説明する。
　この実施形態として示す測定装置６は、測定した複数のグルコース換算値及び複数の血球量換算値のうちの少なくとも一部を用いた多変量解析を行って、所定期間内において測定したグルコース応答値を補正する。この測定装置６は、図２２に示すように、データ記憶部７４を備えていない点で、上述した測定装置６とは異なる。
　この測定装置６は、上述した実施形態と同様に、複数のグルコース応答値及び血球量応答値を測定する。ＣＰＵ７２は、測定されたグルコース応答値及び血球量応答値の一部又は全部を用いて、多変量解析を行って、最終的なグルコース換算値を得る。測定装置６は、多変量解析として、例えば重回帰分析を行う。この重回帰分析は、応答関数として、例えば、
　グルコース換算値＝a×G1＋b×H1＋c×G2＋・・・＋n×Gn＋（n+1）×Hn+Co
といった１次多項式からなる重回帰式を用いる。上記重回帰式において、Coは定数である。また、上記の重回帰式において、ａ，ｂ，ｃ，・・・，ｎはグルコース応答値に乗算される係数である。また、Ｇｎは任意のグルコース応答値、Ｈｎは任意の血球量応答値である。この重回帰分析によって、既知のグルコース濃度を目標値にして、重回帰式における係数決定のためのプロセスを行う。すなわち、ＣＰＵ７２は、重回帰式に含まれる一又は複数のグルコース応答値に掛け合わせる係数（ａ，ｂ，ｃ，・・・，ｎ）を、周囲温度、検体導入温度を種々に制御した条件下で、グルコース応答値Ｇ１～Ｇ９、血球量応答値Ｈ１～Ｈ９を、周囲温度、検体導入温度の異なる組み合わせ毎に得た結果を用いて決定する。これにより、周囲温度、検体導入温度が複合された、測定時の温度影響に対する補正要素たる応答関数を得る。これによってＣＰＵ７２は、各グルコース応答値及び血球量応答値を用いて得られた中間換算値と既知の値の差を０にする補正式を回帰分析によって決定する。
　以上のように、この測定装置６によれば、グルコース応答値及び血球量応答値をグルコース換算値及び血球量換算値に換算して、多変量解析による補正動作たる演算により最終的なグルコース濃度を求めることができる。これにより、この測定装置６によれば、グルコース応答値そのものを用いてグルコース濃度を求めるよりも、グルコース濃度の計測誤差を抑制することができる。
　なお、多変量解析によって求める値は、グルコース換算値に限られない。例えば、グルコース換算値を補正する補正量を求めてもよい。
　また、重回帰式として用いる応答関数として、以下のような２次多項式を用いてもよい。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
　上記２次多項式は、各変数xiとして、前記グルコース応答値（G1～Gm、mは測定される数値の数）、血球応答値（H1～Hp、pは測定される数値の数）として任意に組み合わせて当てはめて形成することができる。２次多項式は、上記の１次多項式の場合と同様、学習処理によって係数が決定される。
　因みに、上記の２次多項式において、グルコース応答値、血球応答値を、合計１８組選んでグルコース濃度換算式または補正式を生成する場合、その補正式の項数は、１９０項（定数項を含む）となる。
　実際に各係数を決める際には、高次項（xi2やxixj）を、変数変換し、媒介変数の１次項として取り扱うことが可能である。係数決定の際の実際の計算は、前記１次多項式の場合と同様となる。なお、２次多項式の変数としては、上述したグルコース応答値、血球応答値以外に、上述の測定装置６により計測された周囲温度も含めても良い。
　グルコース濃度換算式または補正式を、２次多項式にした場合、１次多項式の場合より、実際の各項の分布と誤差が少ない補正式を得ることができる場合が多い。
　なお、上記の２次多項式は、前記補正式に取り入れるグルコース応答値、血球応答値の、各変数を軸にした多次元空間での分布を示す超曲面を２次項までテイラー展開したときの近似関数と等価である。すなわち、推測される分布が連続的であることが原理的に担保されている限りにおいて、各変数（選択したグルコース応答値群、血球応答値群）の十分に狭い領域に適用すれば、十分な精度を得ることが原理的に可能である。更に高次の変数を用いることもできるが、同じ数量の応答値を組み合わせる場合、グルコース換算式または補正式の項数がより多くなる。これにより、計算処理が煩雑になる、あるいは、係数を決定するために必要な最少データ数が多くなるという欠点がある。
　また、上記のグルコース換算式あるいは補正式の形式として、線形回帰式を用いる例を示したが、回帰式は必ずしも線形である必要はなく、前記グルコース応答値、血球応答値、周囲温度を用いた変数xiを任意の演算子を介して組み合わせた項の線形加算によって構成しても良い。この場合に、各項の係数を決定するための回帰分析を行う際には、１次多項式、２次多項式と同様、各項を媒介変数の１次式に変数変換する。これにより、１次多項式の重回帰分析の手法を適用して、行うことができる。
　上述の実施の形態は本発明の一例である。このため、本発明は、上述の実施形態に限定されることはなく、この実施の形態以外であっても、本発明に係る技術的思想を逸脱しない範囲であれば、設計等に応じて種々の変更が可能であることは勿論である。
　１　バイオセンサ
　２　血液成分計測層
　６　測定装置
　２１　グルコース用作用極（第１電極対、血液成分量測定用電極対）
　２２　グルコース用対極（第１電極対、血液成分量測定用電極対）
　２３　血球量用作用極（第２電極対、血球量計測用電極対）
　２４　血球量用対極（第２電極対、血球量計測用電極対）
　２５　非干渉部
　２６　検知電極
　７２　ＣＰＵ（血液成分量測定手段、血球量測定手段、測定制御手段、血液成分量補正手段）
　７４　データ記憶部（記憶手段）
　８１，８２　温度測定部

Claims (21)

  1. 　血液が導入されることにより当該血液に含まれる血液成分を酸化還元酵素によって酸化還元をするバイオセンサを用いて血液成分量を測定する血液成分の測定装置であって、
    　前記バイオセンサを構成する第１電極対に第１電圧を印加したときに前記酸化還元によって生じる酸化還元電流を検出し、当該酸化還元電流を前記血液成分量に換算する血液成分量測定手段と、
    　前記バイオセンサを構成する第２電極対に第２電圧を印加したときに生じる電流を検出し、当該検出した電流を前記血液に含まれる血球量に換算する血球量測定手段と、
    　前記バイオセンサに血液が導入されてからの所定期間内に、前記血液成分量測定手段により前記血液成分量を複数回に亘り測定すると共に、前記血球量測定手段により前記血球量を複数回に亘り測定するよう制御する測定制御手段と、
    　前記測定制御手段により制御された結果として前記血液成分量測定手段により測定された複数の血液成分量及び前記血球量測定手段により測定された複数の血球量の少なくとも一部に基づいて、前記血液成分量測定手段により測定された血液成分量を補正する血液成分量補正手段と
    　を備えることを特徴とする血液成分の測定装置。
  2. 　既知の血液成分量及び血球量の血液ごとに前記所定期間内に複数回に亘り電流検出をして換算された複数の血液成分量及び複数の血球量を含む記録データを記憶した記憶手段を備え、
    　前記血液成分量補正手段は、前記測定された複数の血液成分量及び複数の血球量のうち任意の血液成分量に近似する血液成分量を含む記録データと、前記血液成分量測定手段により測定された複数の血液成分量及び前記血球量測定手段により測定された複数の血球量とを含む測定データとを比較して、当該測定データに最も近似している記録データを得た血液の血液成分量に、前記測定した血液成分量を補正することを特徴とする請求項１に記載の血液成分の測定装置。
  3. 　既知の血液成分量、血球量の血液及び周囲の温度ごとに、前記所定期間内に複数回に亘り電流検出をして換算された複数の血液成分量及び複数の血球量を含む記録データを記憶した記憶手段と、
    　周囲の温度を検出する温度検出手段とを備え、
    　前記血液成分量補正手段は、前記温度検出手段により検出された周囲の温度に近い温度により得られた記録データを抽出し、当該抽出された複数の記録データと、前記血液成分量測定手段により測定された複数の血液成分量及び前記血球量測定手段により測定された複数の血球量とを含む測定データとを比較して、当該測定データに最も近似している記録データを得た血液の血液成分量に、前記測定した血液成分量を補正することを特徴とする請求項１に記載の血液成分の測定装置。
  4. 　前記血液成分量補正手段は、前記測定制御手段により制御された結果としての複数の血液成分量及び複数の血球量のうち任意の血液成分量と血球量との組み合わせと、前記記憶手段に記憶された複数の血液成分量及び複数の血球量のうち前記任意の血液成分量と血球量との組み合わせと同じ組み合わせの記録データとを比較して、最も近似している記録データを得た血液の血液成分量に、前記測定した血液成分量を補正することを特徴とする請求項２又は請求項３に記載の血液成分の測定装置。
  5. 　前記測定制御手段は、前記血液成分量測定手段による血液成分量の測定を、前記所定期間のうちの前半に含まれる第１期間と、前記所定期間のうちの後半に含まれる第２期間とに行わせることを特徴とする請求項２乃至請求項４の何れか一項に記載の血液成分の測定装置。
  6. 　前記測定制御手段は、前記血液成分量測定手段による血液成分量の測定を、前記所定期間内のうち、少なくとも、前記バイオセンサに導入された血液の温度変化が大きい第１期間と、前記バイオセンサに導入された血液の温度変化が安定している第２期間とに行わせることを特徴とする請求項５に記載の血液成分の測定装置。
  7. 　前記測定制御手段は、前記血球量測定手段による血球量の測定を、少なくとも、前記血液成分量測定手段により前記血液成分量を測定した前記第１期間及び前記第２期間内に行わせることを特徴とする請求項５又は請求項６に記載の血液成分の測定装置。
  8. 　前記記録データ及び前記測定データは、前記第１期間に測定された血液成分量と前記第１期間に測定された血球量の組と、前記第１期間に測定された血液成分量と前記第２期間に測定された血球量の組と、前記第２期間に測定された血液成分量と前記第１期間に測定された血球量の組と、前記第２期間に測定された血液成分量と前記第２期間に測定された血球量の組とを含み、
    　前記血液成分量補正手段は、同じ組の記録データと測定データとを比較すること
    　を特徴とする請求項５乃至請求項７の何れか一項に記載の血液成分の測定装置。
  9. 　前記測定制御手段は、
    　前記血液成分量測定手段によって、前記所定期間内において前記第１電圧を前記第１電極対に印加させ、所定の血液成分量の測定タイミングで複数回に亘り血液成分量に対応する酸化還元電流を検出させ、
    　前記血球量測定手段によって、前記第２電圧を、前記所定の血液成分量の測定タイミングから所定の短時間の範囲内であって、前記所定期間における血球量の測定タイミングのみにパルス状に前記第２電極対に印加させて、前記血球量に対応した電流を検出させること
    　を特徴とする請求項１乃至請求項８の何れか一項に記載の血液成分の測定装置。
  10. 　前記血液成分量補正手段は、前記複数の血液成分量及び複数の血球量のうちの少なくとも一部を用いた多変量解析によって、前記血液成分量測定手段により測定された血液成分量を補正することを特徴とする請求項１に記載の血液成分の測定装置。
  11. 　血液が導入されることにより当該血液に含まれる血液成分を酸化還元酵素によって酸化還元をするバイオセンサを用いて血液成分量を測定する血液成分の測定方法であって、
    　前記バイオセンサを構成する第１電極対に第１電圧を印加したときに前記酸化還元によって生じる酸化還元電流を検出し、当該酸化還元電流を前記血液成分量に換算する工程と、
    　前記バイオセンサを構成する第２電極対に第２電圧を印加したときに生じる電流を検出し、当該検出した電流を前記血液に含まれる血球量に換算する工程とを含み、
    　前記バイオセンサに血液が導入されてからの所定期間内に、前記血液成分量を複数回に亘り測定すると共に、前記血球量を複数回に亘り測定し、
    　前記測定された複数の血液成分量及び前記測定された複数の血球量の少なくとも一部に基づいて、前記測定された血液成分量を補正すること
    　を特徴とする血液成分の測定方法。
  12. 　記憶手段に記憶された既知の血液成分量及び血球量の血液ごとに前記所定期間内に複数回に亘り電流検出をして換算された複数の血液成分量及び複数の血球量を含む記録データを参照し、
    　前記測定した複数の血液成分量及び複数の血球量のうち任意の血液成分量に近似する血液成分量を含む記録データと、前記測定した複数の血液成分量及び前記測定した複数の血球量とを含む測定データとを比較し、
    　当該測定データに最も近似している記録データを得た血液の血液成分量に、前記測定した血液成分量を補正すること
    　を特徴とする請求項１１に記載の血液成分の測定方法。
  13. 　記憶手段に記憶された、既知の血液成分量、血球量の血液及び周囲の温度ごとに、前記所定期間内に複数回に亘り電流検出をして換算された複数の血液成分量及び複数の血球量を含む記録データを参照し、
    　周囲の温度を検出し、
    　前記検出された周囲の温度に近い温度により得られた記録データを抽出し、当該抽出された複数の記録データと、前記測定した複数の血液成分量及び前記測定した複数の血球量を含む測定データとを比較し、
    　当該測定データに最も近似している記録データを得た血液の血液成分量に、前記測定した血液成分量を補正すること
    　を特徴とする請求項１１に記載の血液成分の測定方法。
  14. 　前記測定した複数の血液成分量及び複数の血球量のうち任意の血液成分量と血球量との組み合わせと、前記記憶手段に記憶された複数の血液成分量及び複数の血球量のうち前記任意の血液成分量と血球量との組み合わせと同じ組み合わせの記録データとを比較し、
    　最も近似している記録データを得た血液の血液成分量に、前記測定した血液成分量を補正すること
    　を特徴とする請求項１２又は請求項１３に記載の血液成分の測定方法。
  15. 　前記血液成分量の測定を、前記所定期間のうちの前半に含まれる第１期間と、前記所定期間のうちの後半に含まれる第２期間とに行うことを特徴とする請求項１２乃至請求項１４の何れか一項に記載の血液成分の測定方法。
  16. 　前記血液成分量の測定を、前記所定期間内のうち、少なくとも、前記バイオセンサに導入された血液の温度変化が大きい第１期間と、前記バイオセンサに導入された血液の温度変化が安定している第２期間とに行うことを特徴とする請求項１５に記載の血液成分の測定方法。
  17. 　前記血球量の測定を、少なくとも、前記第１期間及び前記第２期間内に行うことを特徴とする請求項１５又は請求項１６に記載の血液成分の測定方法。
  18. 　前記記録データ及び前記測定データは、前記第１期間に測定された血液成分量と前記第１期間に測定された血球量の組と、前記第１期間に測定された血液成分量と前記第２期間に測定された血球量の組と、前記第２期間に測定された血液成分量と前記第１期間に測定された血球量の組と、前記第２期間に測定された血液成分量と前記第２期間に測定された血球量の組とを含み、
    　前記血液成分量を補正するときに、同じ組の記録データと測定データとを比較すること
    　を特徴とする請求項１５乃至請求項１７の何れか一項に記載の血液成分の測定方法。
  19. 　前記第１電圧を、前記所定期間内において前記第１電極対に印加して、所定の血液成分量の測定タイミングで複数回に亘り血液成分量に対応する酸化還元電流を検出し、
    　前記第２電圧を、前記所定の血球量の測定タイミングから所定の短時間の範囲内であって、前記所定期間における血球量の測定タイミングのみにパルス状に前記第２電極対に印加して、前記血球量に対応した電流を検出すること
    　を特徴とする請求項１１乃至請求項１８の何れか一項に記載の血液成分の測定方法。
  20. 　前記複数の血液成分量及び複数の血球量のうちの少なくとも一部を用いた多変量解析を行って、前記所定期間内において測定した血液成分量を補正することを特徴とする請求項１１に記載の血液成分の測定方法。
  21. 　血液が導入されることにより当該血液に含まれる血液成分を酸化還元酵素によって酸化還元をするバイオセンサであって、
    　作用極及び対極が前記酸化還元酵素及びメディエータに接する血液成分量測定用電極対と、
    　前記酸化還元酵素及びメディエータに接しない作用極と、前記酸化還元酵素及びメディエータに接し前記血液成分量測定用電極対の作用極に接しない対極とを含む血球量計測用電極対と、
    　前記血液成分量測定用電極対の作用極と前記血球量計測用電極対の対極とを離間する非干渉部とを含み、
    　前記血液成分量測定用電極対に、当該血液成分量測定用電極対の作用極及び対極に導入されている血液の血液成分量を測定する第１電圧が印加され、前記血球量計測用電極対に、当該血球量計測用電極対の対極に導入された血液に含まれる血球量を測定する第２電圧がパルス状に印加されること
    　を特徴とするバイオセンサ。
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