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JP6635789B2 - 血液成分量の測定方法 - Google Patents

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Description

本発明は、血液成分量の測定方法に関するものである。
臨床検査や糖尿病患者の血糖値自己測定等において、血液成分測定用センサが従来から使用されている。血液成分測定用センサは、例えば、その表面に作用極および対極が形成された絶縁基板の上に、スペーサーを介してカバーが配置されている構成である。前記作用極および対極の上には、酸化還元酵素およびメディエータ（電子伝達体）等を含む試薬が配置されており、この部分が分析部となる。この分析部には、血液を導入するための流路の一端が連通しており、前記流路の他端は外部に向かって開口しており、ここが血液供給口となる。このようなセンサを用いた血液成分の分析（例えば、血糖値）は、例えば、次のようにして行われる。すなわち、まず、前記センサを専用の測定装置（メータ）にセットする。そして、指先等をランセットで傷つけて出血させ、これに前記センサの血液供給口を接触させる。血液は、毛細管現象によりセンサの流路に吸い込まれ、これを通って分析部に導入され、ここで、前記試薬と接触する。そして、血液中の成分と、酸化還元酵素とが反応して酸化還元反応が起こり、これによりメディエータを介して電流が流れる。この電流を検出し、この電流値に基づき、前記測定装置において血液成分量を算出し、これを表示する。
上記のようにして、センサを用いて血液成分量を測定することができるが、その測定値は、ヘマトクリット（Ｈｃｔ）の影響を受ける場合があるので、正しい測定値を得るためには、Ｈｃｔ値を測定し、この値に基づき血液成分量の値を補正する必要がある。例えば、２つの作用極と、１つの参照電極とによるＨｃｔ値の測定により、血液成分量を補正するセンサがある（特許文献１参照）。この他に、メディエータを用いてＨｃｔ値を測定する方法もある（特許文献２参照）。しかしながら、従来の技術では、測定されるＨｃｔ値の精度および信頼性に問題があり、十分かつ正確な補正ができなかった。
特表２００３−５０１６２７号公報 特許第３３６９１８３号公報
そこで、本発明は、Ｈｃｔ値の影響を低減することにより血液成分量を十分かつ正確に補正可能な血液成分量の測定方法の提供を目的とする。
本発明は、
第１の作用極と第１の対極とを有する第１の電極系と、
第２の作用極と第２の対極とを有する第２の電極系と、
前記第１の電極系の少なくとも一部を覆うが、前記第２の作用極は覆わない形態に配置された試薬部とを備えたバイオセンサを用いて、血液中の血液成分量を算出する血液成分量の測定方法であって、
前記第１の電極系に第１の電圧を印加し、かつ前記第１の電圧印加中に前記第２の電極系に第２の電圧を印加している期間において、前記第１の電極系に流れる第１の電流値を検出し、前記第１の電流値に基づき、前記血液中の見かけの血液成分量を算出する第１の工程と、
次いで、前記第１の電極系に第１の電圧を印加することを停止し、かつ前記第２の電極系に第３の電圧を印加し、第２の電流値を検出する第２の工程と、
前記見かけの血液成分量と、前記第２の電流値とを用いて、真の血液成分量を算出する工程を含む血液成分量の測定方法（本文中「第１の血液成分量の測定方法」と呼ぶことがある）である。
また、本発明は、
第１の作用極と第１の対極とを有する第１の電極系と、
第２の作用極と第２の対極とを有する第２の電極系と、
前記第１の電極系の少なくとも一部を覆う形態に配置された試薬部と、
を備えたバイオセンサを用いて、血液中の血液成分量を算出する血液成分量の測定方法であって、
前記第２の対極が、前記第１の電極系とは独立した場所に設けられ、前記試薬部が、前記第２の対極の少なくとも一部を覆う形態にも配置され、
前記第１の電極系に第１の電圧を印加し、かつ前記第１の電圧印加中に前記第２の電極系に第２の電圧を印加している期間において、前記第１の電極系に流れる第１の電流値を検出し、前記第１の電流値に基づき、前記血液中の見かけの血液成分量を算出する第１の工程と、
次いで、前記第１の電極系に第１の電圧を印加することを停止し、かつ前記第２の電極系に第３の電圧を印加し、第２の電流値を検出する第２の工程と、
前記見かけの血液成分量と、前記第２の電流値とを用いて、真の血液成分量を算出する工程を含む血液成分量の測定方法（本文中「第２の血液成分量の測定方法」と呼ぶことがある）である。
このように、本発明では、血液成分量の測定方法に特徴を有する。すわなち、血液成分の量を測定するにあたり、前記第１の電極系の少なくとも一部を覆うが、第２の電極系の作用極は覆わない形態に試薬部を配置し、かつ、第１の電極系と第２の電極系に同時に電圧を印加して見かけの血液成分量を得、その後、第２の電極系のみに電圧を印加して電流値を得、この電流値に基づき前記見かけの血液成分量を補正して、真の血液成分量を算出する（第１の血液成分量の測定方法）。または、血液成分の量を測定するにあたり、前記第２の対極が、前記第１の電極系とは独立した場所に設けられ、かつ、前記試薬部が、前記第２の対極の少なくとも一部を覆う形態にも配置されたバイオセンサを用いて、第１の電極系と第２の電極系に同時に電圧を印加して見かけの血液成分量を得、その後、第２の電極系のみに電圧を印加して電流値を得、この電流値に基づき前記見かけの血液成分量を補正して、真の血液成分量を算出する（第２の血液成分量の測定方法）。これらの測定方法においては、第１の電極系と第２の電極系に同時に電圧を印加することにより、第１の電極系に流れる電流値に対する、ヘマトクリットの影響が低減され、前記見かけの血液成分量の精度が向上する。このような見かけの血液成分量を補正して真の血液成分量を算出するため、その補正値は小さくなる。このため、本発明の測定方法では、血液成分量の測定時におけるＨｃｔの影響が低減され、測定される血液成分量の精度が向上する。なお、本文中、単に「血液成分量の測定方法」に言及する場合は、「第１の血液成分量の測定方法」と「第２の血液成分量の測定方法」の両方を指す。
図１は、本発明のセンサの一例を示す分解斜視図であある。 図２は、図１の前記センサの断面図である。 図３は、図１の前記センサの平面図である。 図４は、比較例１の印加時間と印加電流の関係を示すグラフである。 図５は、実施例２の印加時間と印加電流の関係を示すグラフである。 図６は、実施例３の印加時間と印加電流の関係を示すグラフである。 図７は、血液成分（グルコース）の濃度が７５ｍｇ／ｄｌの血液試料についての結果を示す。図７（ａ）は、比較例１の印加電圧（ｍＶ）に対する応答電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図７（ｂ）は、比較例１の印加電圧（ｍＶ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図８は、血液成分（グルコース）の濃度が７５ｍｇ／ｄｌの血液試料についての結果を示す。図８（ａ）は、実施例２の印加電圧（ｍＶ）に対する応答電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図８（ｂ）は、実施例２の印加電圧（ｍＶ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図９は、血液成分（グルコース）の濃度が７５ｍｇ／ｄｌの血液試料についての結果を示す。図９（ａ）は、実施例３の印加電圧（ｍＶ）に対する応答電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図９（ｂ）は、実施例３の印加電圧（ｍＶ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図１０は、血液成分（グルコース）の濃度が１５０ｍｇ／ｄｌの血液試料についての結果を示す。図１０（ａ）は、比較例１の印加電圧（ｍＶ）に対する応答電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図１０（ｂ）は、比較例１の印加電圧（ｍＶ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図１１は、血液成分（グルコース）の濃度が１５０ｍｇ／ｄｌの血液試料についての結果を示す。図１１（ａ）は、実施例２の印加電圧（ｍＶ）に対する応答電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図１１（ｂ）は、実施例２の印加電圧（ｍＶ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図１２は、血液成分（グルコース）の濃度が１５０ｍｇ／ｄｌの血液試料についての結果を示す。図１２（ａ）は、実施例３の印加電圧（ｍＶ）に対する応答電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図１２（ｂ）は、実施例３の印加電圧（ｍＶ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図１３は、血液成分（グルコース）の濃度が３００ｍｇ／ｄｌの血液試料についての結果を示す。図１３（ａ）は、比較例１の印加電圧（ｍＶ）に対する応答電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図１３（ｂ）は、比較例１の印加電圧（ｍＶ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図１４は、血液成分（グルコース）の濃度が３００ｍｇ／ｄｌの血液試料についての結果を示す。図１４（ａ）は、実施例２の印加電圧（ｍＶ）に対する応答電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図１４（ｂ）は、実施例２の印加電圧（ｍＶ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図１５は、血液成分（グルコース）の濃度が３００ｍｇ／ｄｌの血液試料についての結果を示す。図１５（ａ）は、実施例３の印加電圧（ｍＶ）に対する応答電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図１５（ｂ）は、実施例３の印加電圧（ｍＶ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図１６は、図７、図１０および図１３の内容のまとめである。図１６（ａ）は、印加時間と印加電流の関係を示すグラフであり、図１６（ｂ）は、比較例１の印加時間５秒における血液成分（グルコース）の濃度と、応答値電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図１６（ｃ）は、比較例１の印加時間５秒における血液成分（グルコース）の濃度と、感度差（％）のグラフである。 図１７は、図８、図１１及び図１４の内容のまとめである。図１７（ａ）は、印加時間と印加電流の関係を示すグラフであり、図１７（ｂ）は、実施例２の印加時間５秒における血液成分（グルコース）の濃度と、応答値電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図１７（ｃ）は、実施例２の印加時間５秒における血液成分（グルコース）の濃度と、感度差（％）のグラフである。 図１８は、図９、図１２及び図１５の内容のまとめである図１８（ａ）は、印加時間と印加電流の関係を示すグラフであり、図１８（ｂ）は、実施例３の印加時間５秒における血液成分（グルコース）の濃度と、応答値電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図１８（ｃ）は、実施例３の印加時間５秒における血液成分（グルコース）の濃度と、感度差（％）のグラフである。 図１９（ａ）および図１９（ｂ）は、別の本発明の印加時間と印加電流の関係を示すグラフである。 図２０は、血液成分（グルコース）の濃度が７５ｍｇ／ｄｌの血液試料についての結果を示す。図２０（ａ）は、印加時間と印加電流の関係を示すグラフであり、図２０（ｂ）は、実施例４の印加電圧（ｍＶ）に対する応答電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図２０（ｃ）は、実施例４の印加電圧（ｍＶ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図２１は、血液成分（グルコース）の濃度が１５０ｍｇ／ｄｌの血液試料についての結果を示す。図２１（ａ）は、印加時間と印加電流の関係を示すグラフであり、図２１（ｂ）は、実施例４の印加電圧（ｍＶ）に対する応答電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図２１（ｃ）は、実施例４の印加電圧（ｍＶ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図２２は、血液成分（グルコース）の濃度が３００ｍｇ／ｄｌの血液試料についての結果を示す。図２２（ａ）は、印加時間と印加電流の関係を示すグラフであり、図２２（ｂ）は、実施例４の印加電圧（ｍＶ）に対する応答電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図２２（ｃ）は、実施例４の印加電圧（ｍＶ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図２３は、図２０、図２１及び図２２の内容のまとめである。図２３（ａ）は、印加時間と印加電流の関係を示すグラフであり、図２３（ｂ）は、実施例４の印加時間５秒における血液成分（グルコース）の濃度と、応答値電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図２３（ｃ）は、実施例４の印加時間５秒における血液成分（グルコース）の濃度と、感度差（％）のグラフである。 図２４（ａ）、図２４（ｂ）および図２４（ｃ）は、別の本発明の印加時間と印加電流の関係を示すグラフである。 図２５は、血液成分（グルコース）の濃度が７５ｍｇ／ｄｌの血液試料についての結果を示す。図２５（ａ）は実施例５の印加時間と印加電流の関係を示すグラフであり、図２５（ｂ）は、実施例５の印加電圧（ｍＶ）に対する応答電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図２５（ｃ）は、実施例５の印加電圧（ｍＶ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図２６は、血液成分（グルコース）の濃度が７５ｍｇ／ｄｌの血液試料についての結果を示す。図２６（ａ）は、実施例６の印加時間と印加電流の関係を示すグラフであり、図２６（ｂ）は、実施例６の印加電圧（ｍＶ）に対する応答電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図２６（ｃ）は、実施例６の印加電圧（ｍＶ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図２７は、血液成分（グルコース）の濃度が１５０ｍｇ／ｄｌの血液試料についての結果を示す。図２７（ａ）は、実施例５の印加時間と印加電流の関係を示すグラフであり、図２７（ｂ）は、実施例５の印加電圧（ｍＶ）に対する応答電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図２７（ｃ）は、実施例５の印加電圧（ｍＶ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図２８は、血液成分（グルコース）の濃度が１５０ｍｇ／ｄｌの血液試料についての結果を示す。図２８（ａ）は、実施例６の印加時間と印加電流の関係を示すグラフであり、図２８（ｂ）は、実施例６の印加電圧（ｍＶ）に対する応答電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図２８（ｃ）は、実施例６の印加電圧（ｍＶ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図２９は、血液成分（グルコース）の濃度が３００ｍｇ／ｄｌの血液試料についての結果を示す。図２９（ａ）は、実施例５の印加時間と印加電流の関係を示すグラフであり、図２９（ｂ）は、実施例５の印加電圧（ｍＶ）に対する応答電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図２９（ｃ）は、実施例５の印加電圧（ｍＶ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図３０は、血液成分（グルコース）の濃度が３００ｍｇ／ｄｌの血液試料についての結果を示す。図３０（ａ）は、実施例６の印加時間と印加電流の関係を示すグラフであり、図３０（ｂ）は、実施例６の印加電圧（ｍＶ）に対する応答電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図３０（ｃ）は、実施例６の印加電圧（ｍＶ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図３１は、血液成分（グルコース）の濃度が６００ｍｇ／ｄｌの血液試料についての結果を示す。図３１（ａ）は、実施例５の印加時間と印加電流の関係を示すグラフであり、図３１（ｂ）は、実施例５の印加電圧（ｍＶ）に対する応答電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図３１（ｃ）は、実施例５の印加電圧（ｍＶ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図３２は、血液成分（グルコース）の濃度が６００ｍｇ／ｄｌの血液試料についての結果を示す。図３２（ａ）は、比較例１の印加時間と印加電流の関係を示すグラフであり、図３２（ｂ）は、比較例１の印加電圧（ｍＶ）に対する応答電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図３２（ｃ）は、比較例１の印加電圧（ｍＶ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図３３は、図２５、図２７、図２９及び図３１の内容のまとめである。図３３（ａ）は、印加時間と印加電流の関係を示すグラフであり、図３３（ｂ）は、実施例５の印加時間５秒における血液成分（グルコース）の濃度と、応答値電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図３３（ｃ）は、実施例５の印加時間５秒における血液成分（グルコース）の濃度と、感度差（％）のグラフである。 図３４は、図２６、図２８および図３０の内容のまとめである。図３４（ａ）は、印加時間と印加電流の関係を示すグラフであり、図３４（ｂ）は、実施例６の印加時間５秒における血液成分（グルコース）の濃度と、応答値電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図３４（ｃ）は、実施例６の印加時間５秒における血液成分（グルコース）の濃度と、感度差（％）のグラフである。 図３５は、本発明のセンサの別の一例を示す分解斜視図である。 図３６は、図３５の前記センサの断面図である。 図３７は、図３５の前記センサの平面図である。 図３８は、血液成分（グルコース）の濃度が７５ｍｇ／ｄｌの血液試料についての結果を示す。図３８（ａ）は、比較例２の印加時間と印加電流の関係を示すグラフであり、図３８（ｂ）は、比較例２の印加電圧（ｍＶ）に対する応答電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図３８（ｃ）は、比較例２の印加電圧（ｍＶ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図３９は、血液成分（グルコース）の濃度が７５ｍｇ／ｄｌの血液試料についての結果を示す。図３９（ａ）は、実施例８の印加時間と印加電流の関係を示すグラフであり、図３９（ｂ）は、実施例８の印加電圧（ｍＶ）に対する応答電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図３９（ｃ）は、実施例８の印加電圧（ｍＶ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図４０は、血液成分（グルコース）の濃度が７５ｍｇ／ｄｌの血液試料についての結果を示す。図４０（ａ）は、実施例９の印加時間と印加電流の関係を示すグラフであり、図４０（ｂ）は、実施例９の印加電圧（ｍＶ）に対する応答電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図４０（ｃ）は、実施例９の印加電圧（ｍＶ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図４１は、図３８の内容のまとめである。図４１（ａ）は、印加時間と印加電流の関係を示すグラフであり、図４１（ｂ）は、比較例２の印加時間５秒における血液成分（グルコース）の濃度と、応答値電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図４１（ｃ）は、比較例２の印加時間５秒における血液成分（グルコース）の濃度と、感度差（％）のグラフである。 図４２は、図３９の内容のまとめである。図４２（ａ）は、印加時間と印加電流の関係を示すグラフであり、図４２（ｂ）は、実施例８の印加時間５秒における血液成分（グルコース）の濃度と、応答値電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図４２（ｃ）は、実施例８の印加時間５秒における血液成分（グルコース）の濃度と、感度差（％）のグラフである。 図４３は、図４０の内容のまとめである。図４３（ａ）は、印加時間と印加電流の関係を示すグラフであり、図４３（ｂ）は、実施例９の印加時間５秒における血液成分（グルコース）の濃度と、応答値電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図４３（ｃ）は、実施例９の印加時間５秒における血液成分（グルコース）の濃度と、感度差（％）のグラフである。 図４４は、本発明の測定装置の一例を示す斜視図である。 図４５は、本発明の一実施形態にかかるバイオセンサを装着した血液成分量測定装置の電気ブロック図である。
つぎに、本発明を詳しく説明する。
本発明は、第１の作用極と第１の対極とを有する第１の電極系と、
第２の作用極と第２の対極とを有する第２の電極系と、
前記第１の電極系の少なくとも一部を覆うが、前記第２の作用極は覆わない形態に配置された試薬部とを備えたバイオセンサを用いて、血液中の血液成分量を算出する血液成分量の測定方法であって、
前記第１の電極系に第１の電圧を印加し、かつ前記第１の電圧印加中に前記第２の電極系に第２の電圧を印加している期間において、前記第１の電極系に流れる第１の電流値を検出し、前記第１の電流値に基づき、前記血液中の見かけの血液成分量を算出する第１の工程と、
次いで、前記第１の電極系に第１の電圧を印加することを停止し、かつ前記第２の電極系に第３の電圧を印加し、第２の電流値を検出する第２の工程と、
前記見かけの血液成分量と、前記第２の電流値とを用いて、真の血液成分量を算出する工程を含む血液成分量の測定方法（第１の血液成分量の測定方法）である。
また、本発明は、
第１の作用極と第１の対極とを有する第１の電極系と、
第２の作用極と第２の対極とを有する第２の電極系と、
前記第１の電極系の少なくとも一部を覆う形態に配置された試薬部と、
を備えたバイオセンサを用いて、血液中の血液成分量を算出する血液成分量の測定方法であって、
前記第２の対極が、前記第１の電極系とは独立した場所に設けられ、前記試薬部が、前記第２の対極の少なくとも一部を覆う形態にも配置され、
前記第１の電極系に第１の電圧を印加し、かつ前記第１の電圧印加中に前記第２の電極系に第２の電圧を印加している期間において、前記第１の電極系に流れる第１の電流値を検出し、前記第１の電流値に基づき、前記血液中の見かけの血液成分量を算出する第１の工程と、
次いで、前記第１の電極系に第１の電圧を印加することを停止し、かつ前記第２の電極系に第３の電圧を印加し、第２の電流値を検出する第２の工程と、
前記見かけの血液成分量と、前記第２の電流値とを用いて、真の血液成分量を算出する工程を含む血液成分量の測定方法（第２の血液成分量の測定方法）である。
前記第２の血液成分量の測定方法において、前記バイオセンサが、第３の作用極と第３の対極とを有する第３の電極系をさらに備え、
前記第３の作用極は前記第２の作用極と共用され、前記第３の対極は前記第１の電極系および第２の電極系とは独立した場所に設けてもよい。
前記第１の血液成分量の測定方法および前記第２の血液成分量の測定方法において、前記第２の電圧と前記第３の電圧は、同一または異なっていてもよい。
前記第１の血液成分量の測定方法および前記第２の血液成分量の測定方法において、前記第１の電極系に第１の電圧を印加し、かつ前記第１の電圧印加中に前記第２の電極系に第２の電圧を印加している期間において、前記第１の電極系に流れる第１の電流値を検出してもよい。この第１の電流値は、前記第１の電流値は、前記第１の電極系に前記第１の電圧を印加し、かつ前記第１の電圧印加中に前記第２の電極系に第２の電圧を印加している期間の終点において検出されるのが好ましい。
前記第１の血液成分量の測定方法および前記第２の血液成分量の測定方法において、前記バイオセンサが、第３の作用極と第３の対極とを有する第３の電極系をさらに備え、
前記試薬部が、前記第３の対極の少なくとも一部を覆うが、前記第３の作用極は覆わない形態に配置され、
前記第２の工程において、前記第２の電極系に前記第３の電圧を印加する代わりに、前記第３の電極系に前記第３の電圧を印加するのが好ましい。
前記第１の血液成分量の測定方法および前記第２の血液成分量の測定方法において、前記試薬部が、メディエータを含むのが好ましい。また、前記試薬部が、酸化還元酵素をさらに含むのが、より好ましい。
前記第１の血液成分量の測定方法および前記第２の血液成分量の測定方法において、前記第１の電極系と、前記第２の電極系の対極が、独立した電極であるのが好ましい。
前記第１の血液成分量の測定方法および前記第２の血液成分量の測定方法において、前記第１の工程と前記第２の工程は、連続して行われても、間隔をあけて行われてもよい。前記間隔は、例えば０．０１〜１０秒、好ましくは０．１〜５秒、より好ましくは０．５〜２秒である。
前記第１の血液成分量の測定方法および前記第２の血液成分量の測定方法において、前記第２の電圧は、例えば０．５〜５Ｖ、好ましくは１〜３Ｖ、より好ましくは１．５〜２．５Ｖである。
前記第１の血液成分量の測定方法および前記第２の血液成分量の測定方法において、前記第３の電圧が、例えば０．１〜１０Ｖ、好ましくは０．１〜６．５Ｖ、より好ましくは０．５〜２．５Ｖである。
また、前記第１の血液成分量の測定方法および前記第２の血液成分量の測定方法において、前記第１の電圧および第１の電圧の印加時間がそれぞれ０．０５〜１Ｖおよび０．０５〜３０秒であり、かつ、第２の電圧および第２の電圧の印加時間がそれぞれ０．５〜５Ｖおよび０．０１〜５秒であるのが好ましい。
前記第１の血液成分量の測定方法および前記第２の血液成分量の測定方法において、前記第１の工程の前に、前記第１の電極系のみに前記第１の電圧を印加する前工程を含むのが好ましい。前記前工程において前記第１の電極系に流れる第３の電流値を検出し、前記第３の電圧が、前記第３の電流値に基づき選択されるのが、より好ましい。
前記第１の血液成分量の測定方法および前記第２の血液成分量の測定方法において、前記第３の電圧が、前記第１の電流値に基づき選択されるのが好ましい。
前記第１の血液成分量の測定方法および前記第２の血液成分量の測定方法において、前記第１の作用極、前記第１の対極、前記第２の作用極および前記第２の対極が、金、白金またはパラジウムから形成されのが好ましい。
前記第１の血液成分量の測定方法および前記第２の血液成分量の測定方法において、前記第３の作用極および前記第３の対極が、金、白金またはパラジウムから形成されるのが好ましい。
本発明の血液成分量の測定方法において用いられるバイオセンサにおいて、不純物の付着防止および酸化防止等の目的で、前記試薬部を配置しない電極は、高分子材料により被覆されていることが好ましい。前記高分子材料としては、例えば、カルボキシメチルセルロース（ＣＭＣ）、ヒドロキシエチルセルロース、ヒドロキシプロピルセルロース、メチルセルロース、エチルセルロース、エチルヒドロキシエチルセルロース、カルボキシエチルセルロース、ポリビニルアルコール、ポリビニルピロリドン、ポリジン等のポリアミノ酸、ポリスチレンスルホン酸、ゼラチンおよびその誘導体、ポリアクリル酸およびその塩、ポリメタクリル酸およびその塩、スターチおよびその誘導体、無水マレイン酸重合体およびその塩、アガロースゲルおよびその誘導体、などがあげられる。これらは、単独で使用してもよいし、２種類以上で併用してもよい。この中で、好ましいのは、ＣＭＣである。高分子材料による電極の被覆は特に制限されず、例えば、高分子材料溶液を準備し、これを電極表面に塗布し、ついで乾燥させて前記塗膜中の溶媒を除去すればよい。前記高分子材料の割合は、試薬部を作製するための試薬液全体に対し、例えば、０．００１〜１０重量％であり、好ましくは、０．００５〜５重量％であり、より好ましくは０．０１〜２重量％である。
本発明の血液成分量の測定方法において用いられるバイオセンサにおいて、前記第１の電極系および前記第２の電極系における前記作用極と対極の間の最近接距離が、０．０５ｍｍ以上であるのが好ましい。このように０．０５ｍｍ以上の電極間距離があれば、測定値の信頼性が向上する。より好ましい電極間距離は、０．１ｍｍ以上であり、さらに好ましくは０．５ｍｍ以上である。
本発明の血液成分量の測定方法において、第２の電流値に基づく補正は、予め作成したＨｃｔ値と血液成分量との検量線および検量テーブルのいずれかに基づく補正であることが好ましい。
本発明の血液成分量の測定方法において、さらに、前記測定環境温度を測定し、これにより前記血液成分量を補正することが好ましい。酵素反応は、その環境温度に影響されるからである。この場合、前記温度による補正は、予め作成した検量線および検量テーブルのいずれかに基づく補正であることが好ましい。
本発明の血液成分量の測定方法において用いられるバイオセンサにおいて、測定対象の血液成分は、例えば、グルコース、乳酸、尿酸、ビリルビンおよびコレステロール等である。また、本発明の血液成分量の測定方法において用いられるバイオセンサにおいて、前記試薬部は、酸化還元酵素をさらに含むのが好ましい。前記酸化還元酵素は、測定対象の血液成分に応じ適宜選択される。前記酸化還元酵素としては、例えば、グルコースオキシダーゼ、ラクテートオキシダーゼ、コレステロールオキシダーゼ、ビリルビンオキシダーゼ、グルコースデヒドロゲナーゼ、ラクテートデヒドロゲナーゼなどがある。前記酸化還元酵素の量は、例えば、センサ１個当り、若しくは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、グルコースを測定対象にすることが好ましく、この場合の酸化還元酵素は、グルコースオキシダーゼおよびグルコースデヒドロゲナーゼが好ましい。
本発明の血液成分量の測定方法において用いられるバイオセンサにおいて、前記第１の電極系は、第１の作用極と第１の対極を有し、前記第２の電極系は、第２の作用極と第２の対極を有する。さらに、前記センサにおいて、前記第１の電極系の第１の作用極および第１の対極と、前記第２の電極系の第２の対極とが、独立した電極であるのが好ましい。なお、前記第１の電極系および第２の電極系において、前記第１の電極系の第１の作用極および前記第１の対極は、前記第２の電極系の第２の作用極を兼ねてもよい。
本発明の血液成分測定方法において用いられるバイオセンサは、さらに、絶縁基板を有し、この上に第１の電極系および第２の電極系と、前記各電極系に血液を導入するための流路とが形成され、前記流路の一端は、センサ外部に開口して血液供給口となっていることが好ましい。この場合、前記血液供給口は一つであり、前記流路は、その途中で分岐しており、分岐した各流路の端部は前記各分析部に連通している構成であってもよい。その他、前記流路の途中に第２の電極系が位置し、その後方に第１の電極系が位置している構成であってもよい。
本発明の血液成分測定方法において用いられるバイオセンサは、さらに、スペーサーおよびカバーを有し、前記絶縁基板の上に、前記スペーサーを介して前記カバーが配置されている構成が好ましい。
本発明の血液成分測定用センサにおいて、第１の電極系上に、さらに、高分子材料、酵素安定化剤および結晶均質化剤が配置されていることが好ましい。
本発明の血液成分量の測定方法において用いられるバイオセンサにおいて、前記試薬部は、メディエータを含むのが好ましく、メディエータおよび酸化還元酵素を含むのがより好ましく、メディエータおよび酵素安定化剤を含むのがより好ましく、メディエータ、酵素安定化剤および結晶均質化剤を含むのがさらに好ましい。
前記メディエータは、特に制限されず、例えば、フェリシアン化物、ｐ−ベンゾキノン、ｐ−ベンゾキノン誘導体、フェナジンメトサルフェート、メチレンブルー、フェロセン、フェロセン誘導体があげられる。この中で、フェリシアン化物が好ましく、より好ましくはフェリシアン化カリウムである。前記メディエータの配合量は、特に制限されず、１回の測定当り若しくはセンサ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。
前記酵素安定化剤としては、例えば、糖アルコールがあげられる。前記糖アルコールとしては、例えば、ソルビトール、マルチトール、キシリトール、マンニトール、ラクチトール、還元パラチノース、アラビニトール、グリセロール、リビトール、ガラクチトール、セドヘプチトール、ペルセイトール、ボレミトール、スチラシトール、ポリガリトール、イジトール、タリトール、アリトール、イシリトール、還元澱粉糖化物、イシリトールなどの鎖状の多価アルコールや環式糖アルコールがあげられる。また、これらの糖アルコールの立体異性体、置換体または誘導体であってもよい。これらの糖アルコールは、単独で使用してもよいし、２種類以上で併用してもよい。これらの中で、好ましいのは、マルチトールである。前記酵素安定化剤の配合量は、１回の測定当り若しくは１センサ当り、例えば、０．１〜５００ｍＭの範囲であり、好ましくは、０．５〜１００ｍＭの範囲であり、より好ましくは１〜５０ｍＭの範囲である。
前記結晶均質化剤は、試薬部の結晶状態を均質にするためのものであり、例えば、アミノ酸があげられる。前記アミノ酸としては、例えば、グリシン、アラニン、バリン、ロイシン、イソロイシン、セリン、トレオニン、メチオニン、アスパラギン、グルタミン、アルギニン、リシン、ヒスチジン、フェニルアラニン、トリプトファン、プロリン、サルコシン、ベタイン、タウリン、これらの塩、置換体および誘導体があげられる。これらは、単独で使用してもよいし、２種類以上で併用してもよい。これらのなかで、グリシン、セリン、プロリン、トレオニン、リシン、タウリンが好ましく、より好ましくは、タウリンである。前記結晶均質化剤の配合量は、１回の測定当り若しくは１センサ当り、例えば、０．１〜１０００ｍＭであり、好ましくは、１０〜５００ｍＭであり、より好ましくは２０〜２００ｍＭである。
本発明の血液成分法において用いられるバイオセンサは、さらに、血液検知電極を有し、この血液検知電極は、前記血液供給口から前記各電極系の少なくとも一つよりも後方に位置し、この血液検知電極により、前記各電極系の少なくとも一つに確実に血液が導入されたことが検知可能であることが好ましい。より好ましくは、前記血液検知電極が、前記各電極系の最後方に位置することである。前記血液検知電極は、前記第１の電極系の第１の対極および前記第２の電極系の第２の対極の少なくとも一方としても、用いられてもよい。
つぎに、本発明の測定装置において、さらに、前記第２の電流値に基づき、前記見かけの血液成分量を補正する補正手段を有することが好ましい。また、本発明の測定装置において、前記第２の電極系に印加される第３の電圧が、水が電気分解する値以上の電圧であることが好ましく、好ましくは０．１〜１０Ｖの範囲であり、より好ましくは０．１〜６．５Ｖの範囲であり、さらに好ましくは１．５〜２．５Ｖの範囲である。
図４４の斜視図に、本発明の測定方法において用いられるバイオセンサを装着した状態の本発明の測定装置の一例を示す。図示のように、この測定装置２は、その一端にセンサの装着口５を有し、ここにセンサ１を装着して保持する。なお、符号１２は、センサ１の検体供給口である。また、この測定装置２の略中央には表示部４を有し、ここに測定結果を表示する。
図４５には、本発明の測定方法において用いられるバイオセンサを装着した状態の本発明の測定装置の電気ブロック図の一例を示す。本発明の測定装置において、本発明の一実施形態にかかる測定装置の入力端子部６には、電圧を印加する電圧印加部３７と、電流−電圧変換部３８が接続されている。電圧印加部３７には、制御部３９から電圧が印加され、この電圧は、入力端子部６を介して、バイオセンサ１の第１の電極系、第２の電極系および血液成分導入検知極のうち所望の電極へ一定時間印加される。この電圧印加によりバイオセンサ１において電極間に流れる電流は、電流−電圧変換部３８にて電圧に変換され、その後、この電圧はＡ／Ｄ変換部３０でデジタル変換され、このデジタル変換された電圧が判定手段３１によって閾値と比較される。
また、制御部３９に接続された表示部３２には、前記バイオセンサ１で検出したグルコース値や、前記判定手段３１による判定結果が表示されるようになっている。なお、図４５の符号３３は電源部で、前記各部に電源を供給するためのものである。符号３４は、ヘマトクリット値とグルコース測定時の印加電圧、印加時間等からなるテーブルや環境温度から予め作成した検量線および検量テーブルを備えたメモリである。
また、前記制御部３９には、時計３５が接続され、制御部３９は、この時計３５の時刻および時間を活用して、各種制御動作を実行するように構成されている。さらに、制御部３９内には、補正手段３６が設けられ、測定した血糖値をヘマトクリット値によって補正することで、血糖値の測定精度を高めるものである。
次に、本発明の血液成分量の測定方法の実施例について、図面に基づき説明する。
［実施例１］
図１、図２および図３に、本発明の測定方法において用いる血液成分測定用センサの一例を示す。図１は、前記センサの分解斜視図であり、図２は断面図であり、図３は平面図であり、前記三図において、同一部分には同一符号を付している。このセンサは、一例として、血液成分としてグルコースを測定するためのセンサである。
図示のように、このセンサは、絶縁基板１０１の上に、６個の電極Ａ、Ｃ、Ｄ、Ｅ、ＧおよびＦが形成されている。これらの電極は、作用極と対極に切り換え可能である。電極Ａ、Ｃ、Ｄ、Ｅ、ＦおよびＧの表面は、ＣＭＣ等の高分子材料で被覆されている。電極Ｃ、Ｄ、ＥおよびＧの一部を覆うように試薬層１１が配置されている。試薬層１１は、グルコースデヒドロゲナーゼ等の酸化還元酵素、フェリシアン化カリウム等のメディエータを含み、任意成分として、酵素安定化剤、結晶均質化剤等を含む。前記絶縁基板１０１の上には、一方の端部（図において右側端部）を残してスペーサ１０２を介しカバー１０３が配置されている。このセンサには、各電極（Ａ、Ｃ、Ｄ、Ｅ、ＧおよびＦ）に血液を導入するために、絶縁基板１０１、スペーサ１０２およびカバー１０３から成る流路１４が形成されている。この流路１４の先端は、センサの他方の端部（図において左側端部）まで延伸しており、外部に対し開口することで血液供給口１２となっている。前記６個の電極（Ａ、Ｃ、Ｄ、Ｅ、ＧおよびＦ）は各々リードと連結し、これらのリードは、前記一方の端部側（図において右側端部）に延びており、リードの先端はカバーに覆われずに露出している。前記カバー１０３において、流路１４の右側端部に対応する部分には、空気孔１３が形成されている。
本発明において、前記絶縁基板の材質は、特に制限されず、例えば、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）、ポリカーボネート（ＰＣ）、ポリイミド（ＰＩ）、ポリエチレン（ＰＥ）、ポリプロピレン（ＰＰ）、ポリスチレン（ＰＳ）、ポリ塩化ビニル（ＰＶＣ）、ポリオキシメチレン（ＰＯＭ）、モノマーキャストナイロン（ＭＣ）、ポリブチレンテレフタレート（ＰＢＴ）、メタクリル樹脂（ＰＭＭＡ）、ＡＢＳ樹脂（ＡＢＳ）、ガラス等が使用でき、このなかで、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）、ポリカーボネート（ＰＣ）およびポリイミド（ＰＩ）が好ましく、より好ましくは、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）である。絶縁基板の大きさは、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。前記絶縁基板の材質および大きさについては、後述の実施例２〜６においても同様である。
絶縁基板上の電極およびリードは、例えば、金、白金、パラジウム等を材料として、スパッタリング法あるいは蒸着法により導電層を形成し、これをレーザーにより特定の電極パターンに加工することで形成できる。レーザーとしては、例えば、ＹＡＧレーザー、ＣＯ2レーザー、エキシマレーザー等が使用できる。これについても、後述の実施例２〜６において同様である。
前記試薬層１１は、次のようにして形成する。例えば、グルコースデヒドロゲナーゼを０．１〜５Ｕ／センサ、フェリシアン化カリウムを１０〜２００ｍＭ、マルチトールを１〜５０ｍＭ、タウリンを２０〜２００ｍＭ含む水溶液を円形のスリット部２０（図示せず）に滴下し、乾燥させる。このスリット部２０を設置することで、滴下された水溶液の拡がりを抑制することができ、試薬層１１をより正確な位置に配置することができる。これにより、電極Ｃ、Ｄ、およびＥが形成する電極部の一部を覆うように試薬層１１が形成される。前記乾燥は、例えば、自然乾燥でも温風を用いた強制乾燥でもよいが、高温過ぎると酵素が失活するおそれがあるので、５０℃前後の温風を用いることが好ましい。
本発明において、スペーサの材質は、特に制限されず、例えば、絶縁基板と同様の材料が使用できる。また、スペーサの大きさは、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。この例のスペーサには、血液導入のための流路となるＩ字形状の切欠部が形成されているが、その大きさは、例えば、全長０．５〜８ｍｍ、幅０．１〜５ｍｍ、好ましくは、全長１〜１０ｍｍ、幅０．２〜３ｍｍ、より好ましくは、全長１〜５ｍｍ、幅０．５〜２ｍｍである。この切欠部は、例えば、レーザーやドリル等で穿孔して形成してもよいし、スペーサの形成時に、切欠部が形成できるような金型を使用して形成してもよい。前記スペーサの材質および大きさ並びに切欠部については、後述の実施例２〜６においても同様である。
本発明において、カバーの材質は、特に制限されない。例えば、絶縁基板と同様の材料が使用できる。カバーの血液を導入するための流路の天井部に相当する部分は、親水処理されることがさらに好ましい。親水処理としては、例えば界面活性剤を塗布する方法、プラズマ処理などによりカバー表面に水酸基、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等がある。また、試薬層上にレシチン等の界面活性剤からなる層を形成してもよい。カバーの大きさは、特に制限されない。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。カバーには空気孔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、多角形等である。その大きさは、例えば、最大直径０．０１〜１０ｍｍ、好ましくは、最大直径０．０５〜５ｍｍ、より好ましくは、最大直径０．１〜２ｍｍである。この空気孔は、例えば、レーザーやドリル等で穿孔して形成してもよいし、カバーの形成時に、空気抜き部が形成できるような金型を使用して形成してもよい。前記カバーの材質および大きさ並びに空気孔については、後述の実施例２〜６においても同様である。
さらに、このセンサは、絶縁基板、スペーサおよびカバーをこの順序で積層し、一体化することで製造できる。前記３つの部材は、接着剤あるいは熱融着等で貼り合わせることにより一体化される。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。これについても、後述の実施例２〜６において同様である。
このセンサを用いた血液成分量、例えば、血糖値の測定は、次のようにして実施される。まず、専用のランセットで指先等を穿刺し、出血させる。一方、前記センサを専用の測定装置（メータ）にセットする。出血した血液に、測定装置にセットしたセンサの血液供給口を接触させ、毛細管現象により血液をセンサ内部に導入する。このセンサによる分析は、次のステップにより行われる。
なお、この測定方法においては、電極Ｃを第１の電極系における作用極、電極Ｄおよび電極Ｅを第１の電極系における対極、電極Ｆを第２の電極系における作用極、ならびに電極Ｇを第２の電極系における対極として用いる。
（ステップ１：検体（血液）の検知）
電極Ｄと電極Ｅの両電極間に電圧を印加し、血液の導入に伴う電流値の変化により血液の導入を検知する。血液の導入を確認したら、以降のステップを開始する。ステップ１での印加電圧は、例えば、０．０５〜１Ｖである。そして、血液中のグルコースとグルコース酸化還元酵素とを一定時間反応させる。
（ステップ２：見かけのグルコース量の測定）
血液中のグルコースとグルコース酸化還元酵素とを一定時間反応させた後、第１の電極系（作用極としての電極Ｃと、対極としての電極Ｄおよび電極Ｅを含む）の両電極に第１の電圧を印加し、かつ、第２の電極系（作用極としての電極Ｆと、対極としての電極Ｇとを含む）の両電極に第２の電圧を印加する（第１の工程）。前記のように前記バイオセンサの電極Ｃ（第１の電極系の作用極）、電極Ｄ（第１の電極系の対極）、および電極Ｅ（第１の電極系の対極）が形成する電極部の一部を覆うように試薬層１１が形成されており、酵素反応により第１の電極系の電極Ｃの上に生じた還元状態のメディエータを酸化し、その酸化電流（第１の電流値）を検出する。この酸化電流（第１の電流値）に基づき、前記血液中の見かけのグルコース量（見かけの血液成分量）を算出する。なお、前記第１の電圧を印加する時間と前記第２の電圧を印加する時間は、同一である。前記グルコースと酸化還元酵素との反応時間は、例えば、０〜６０秒、好ましくは０〜３０秒、より好ましくは０〜１０秒である。ステップ２（第１の工程）での第１の電圧は、例えば、０．０５〜１．０Ｖ、好ましくは０．１〜０．８Ｖ、より好ましくは０．２〜０．６Ｖであり、第１の電圧の印加時間は、例えば、０．０５〜３０秒、好ましくは０．１〜１０秒、より好ましくは０．５〜５秒である。また、ステップ２（第１の工程）での第２の電圧は、例えば、０．５〜５Ｖ、好ましくは１〜３Ｖ、より好ましくは１．５〜２．５Ｖであり、第２の電圧の印加時間は、例えば、０．０１〜５秒、好ましくは０．０１〜２．５秒、より好ましくは０．１〜１秒である。
また、ステップ２（第１の工程）の第１の電圧と第２の電圧の組み合わせとしては、例えば、第１の電圧および第１の電圧の印加時間がそれぞれ０．０５〜１Ｖおよび０．０５〜３０秒であり、かつ、第２の電圧および第２の電圧の印加時間がそれぞれ０．５〜５Ｖおよび０．０１〜５秒であり、好ましくは、第１の電圧および第１の電圧の印加時間がそれぞれ０．０１〜０．８Ｖおよび０．１〜１０秒であり、かつ、第２の電圧および第２の電圧の印加時間がそれぞれ１〜３Ｖおよび０．０１〜２．５秒であり、第１の電圧および第１の電圧の印加時間がそれぞれ０．２〜０．６Ｖおよび０．５〜５秒であり、かつ、第２の電圧および第２の電圧の印加時間がそれぞれ１．５〜２．５Ｖおよび０．１〜１秒である。
また、ステップ２（第１の工程）において、第１の電極系の両電極に第１の電圧を印加し、かつ、第２の電極系の両電極に第２の電圧を印加する前に、前記第１の電極系のみに前記第１の電圧を印加する前工程を含んでもよい。前記前工程における第１の電圧は、例えば、０．０５〜１．０Ｖ、好ましくは０．１〜０．８Ｖ、より好ましくは０．２〜０．６Ｖであり、前記前工程における第１の電圧の印加時間は、例えば、０．０５〜３０秒、好ましくは０．１〜１０秒、より好ましくは０．５〜５秒である。
また、前記第２の電圧および印加時間は、前記ステップ２において得られた第１の電流値により選択してもよい。具体的には、第１の電流値が０．０１〜０．１Ｖの場合、第２の電圧は、１．５〜２．０Ｖ、第２の電圧の印加時間は、０．１〜１秒、第１の電流値が０．１〜１Ｖの場合、第２の電圧は、２．０〜２．５Ｖ、第２の電圧の印加時間は、０．１〜１秒などである。
また、前記第１の工程の前に、前記第１の電極系のみに前記第１の電圧を印加し、前記第１の電極系に流れる第３の電流値を検出し、前記第３の電流値に基づき、前記第２の電圧および第２の印加時間を選択してもよい。この際の第１の電圧は、例えば、０．０５〜１．０Ｖ、好ましくは０．１〜０．８Ｖ、より好ましくは０．２〜０．６Ｖであり、第１の電圧の印加時間は、例えば、０．０５〜３０秒、好ましくは０．１〜１０秒、より好ましくは０．５〜５秒である。具体的には、第３の電流値が０．０１〜０．１Ｖの場合、第２の電圧は、１．５〜２．０Ｖ、第２の電圧の印加時間は、０．１〜１秒、第３の電流値が０．１〜１Ｖの場合、第２の電圧は、２．０〜２．５Ｖ、第３の電圧の印加時間は、０．１〜１秒などである。
（ステップ３：Ｈｃｔ値の測定）
第１の電極系に第１の電圧を印加することを停止し、かつ、第２の電極系（作用極としての電極Ｆと、対極としての電極Ｇとを含む）の両電極に第３の電圧を印加することにより、グルコースの電解酸化反応に基づくＨｃｔ値に依存する電流（第２の電流値）が検出することができる（第２の工程）。なお、検出した電流（第２の電流値）からＨｃｔ値への換算は、予め検量線または検量線テーブルを求めておくことにより行うことができる。この補正では、予め作成された電流とＨｃｔ値との検量線から求めたＨｃｔ値を使用してもよいし、検出された電流をそのまま使用してもよい。ステップ３（第２の工程）での第３の電圧は、例えば、０．１〜１０Ｖ、好ましくは０．１〜６．５Ｖ、より好ましくは０．５〜２．５Ｖであり、第３の電圧の印加時間は、例えば、０．０５〜１０秒、好ましくは０．１〜５秒、より好ましくは０．２〜１秒である。このステップ３において、作用極である電極Ｆにはメディエータが配置されず、かつ電極Ｇと電極Ｆとの間は一定の間隙があり、この間隙にはメディエータなど試薬が配置されておらず血液のみ存在するので、試薬の影響を受けることなくＨｃｔ値に依存した酸化電流が検出できる。なお、電極Ｆの表面に高分子材料等による被覆をしない場合においても、測定は可能である。このステップ３（第２の工程）は、ステップ２（第１の工程）の直後に行われてもよいし、ステップ２（第１の工程）の後、間隔を開けて行われてもよい。前記間隔は、例えば、０〜１０秒、好ましくは０．０５〜５秒、より好ましくは０．１〜１秒である。また、このステップ３における第３の電圧は、ステップ２における第２の電圧と同一であっても、異なっていてもよい。
また、前記第３の電圧および印加時間は、前記ステップ２において得られた第１の電流値により選択してもよい。具体的には、第１の電流値が０．０１〜０．１Ｖの場合、第３の電圧は、２〜２．５Ｖ、第３の電圧の印加時間は、０．２〜１秒、第１の電流値が０．１〜１Ｖの場合、第３の電圧は、２．５〜３Ｖ、第３の電圧の印加時間は、０．２〜１秒などである。
また、前記第１の工程の前に、前記第１の電極系に前記第１の電圧を印加し、前記第１の電極系に流れる第３の電流値を検出し、前記第３の電流値に基づき、前記第３の電圧および第３の電圧の印加時間を選択してもよい。この際の第１の電圧は、例えば、０．０５〜１．０Ｖ、好ましくは０．１〜０．８Ｖ、より好ましくは０．２〜０．６Ｖであり、第１の電圧の印加時間は、例えば、０．０５〜３０秒、好ましくは０．１〜１０秒、より好ましくは０．５〜５秒である。具体的には、第３の電流値が０．０１〜０．１Ｖの場合、第３の電圧は、２〜２．５Ｖ、第３の電圧の印加時間は、０．２〜１秒、第３の電流値が０．１〜１Ｖの場合、第３の電圧は、２．５〜３Ｖ、第３の電圧の印加時間は、０．１〜１秒などである。
（ステップ４：血液成分の補正）
ステップ３（第２の工程）で検出したＨｃｔ値により、ステップ２（第１の工程）で得られたグルコース量を補正する。この補正は、予め作成した検量線（検量テーブルを含む）に基づき行うことが好ましい。補正されたグルコース量は、測定装置に表示若しくは記憶される。なお、上述のように一旦、Ｈｃｔ値を求めてからグルコース量を補正するのではなく、ステップ３（第２の工程）にて検出したＨｃｔ値に依存した電流値（第２の電流値）をそのまま用いてグルコース量を補正してもよい。
［実施例２］
本実施例では、実施例１と同様にして図１〜３に示すセンサを作製し、電極Ｃを第１の電極系における作用極、電極Ｄおよび電極Ｅを第１の電極系における対極、電極Ｆを第２の電極系における作用極、ならびに電極Ｇを第２の電極系における対極として用いて、血液中の血液成分量を変化させた場合の応答電流および感度差を測定した。また、併せて、比較例１として、同じセンサを用い、電極Ｃを第１の電極系における作用極、電極Ｄおよび電極Ｅを第１の電極系における対極、電極Ｆを第２の電極系における作用極、ならびに電極Ｇを第２の電極系における対極として用いて、血液中の血液成分量を変化させた場合の応答電流および感度差を測定した。なお、検体（血液）および血液成分（グルコース）の測定、ならびに血液成分の補正は、実施例１と同様にして行った。なお、試薬層は、グルコースデヒドロゲナーゼ、フェリシアン化カリウム（量：６０ｍＭ）、タウリン（８０ｍＭ）を、ＣＭＣ水溶液（０．１ｗｔ％）に溶解して調製した試薬液を、電極上に滴下した後、乾燥させて作製した。作用極および対極の間の距離は、０．１ｍｍ以上とした。また、Ｈｃｔ値を、２５％、４５％および６５％に調整した、３種類の血液試料をそれぞれのグルコース濃度につき、準備した。これら３つの血液試料について、前記センサにより、第１の電圧が４００ｍＶで印加時間３秒から５秒、第２の電圧が２５００ｍＶで印加時間４．５秒から５秒、第３の電圧が２５００ｍＶで印加時間５秒から５．５秒の条件で、前記各センサの前記両電極に流れる電流を測定し、Ｈｃｔ値の測定における応答電流値および感度差の測定をおこなった（図５参照）。図５中、「Ｇｌｕ（Ｃ−ＤＥ）」が、第１の電極系への印加、「Ｈｃｔ（Ｆ−Ｇ）」が、第２の電極系への印加を意味する。この場合、４．５秒から５秒がステップ２（第１の工程）、５秒から５．５秒がステップ３（第２の工程）に該当する。３秒から４．５秒は、前工程に対応する。
［比較例１］
比較例１としては、前記３つの血液試料について、前記センサにより、第１の電圧が４００ｍＶで印加時間３秒から５秒、第２の電圧が２５００ｍＶで印加時間５秒から５．５秒の条件で、前記各センサの前記両電極に流れる電流を測定し、Ｈｃｔ値の測定における応答電流値および感度差の測定をおこなった（図４参照）。図４中、「Ｇｌｕ（Ｃ−ＤＥ）」が、第１の電極系への印加、「Ｈｃｔ（Ｆ−Ｇ）」が、第２の電極系への印加を意味する。ただし、図４から理解できるように、第１の電極系へ電圧を印加した後、第２の電極系へ電圧を印加している。すなわち、本発明のステップ２におけるように、第１の電極系に第１の電圧を印加し、かつ、第２の電極系に第２の電圧を同時に印加しているのではない。
［実施例３］
本実施例では、第１の電圧が４００ｍＶで印加時間３秒から５秒、第２の電圧が２０００ｍＶで印加時間４．５秒から５秒、第３の電圧が２５００ｍＶで印加時間５秒から５．５秒の条件で、前記各センサの前記両電極に流れる電流を測定し、血液試料の血液成分（グルコース）濃度が７５ｍｇ／ｄｌである以外は、実施例２と同様にして、Ｈｃｔ値の測定における応答電流値および感度差の測定をおこなった（図６参照）。図６中、「Ｇｌｕ（Ｃ−ＤＥ）」が、第１の電極系への印加、「Ｈｃｔ（Ｆ−Ｇ）」が、第２の電極系への印加を意味する。この場合、４．５秒から５秒がステップ２（第１の工程）、５秒から５．５秒がステップ３（第２の工程）に該当する。３秒から４．５秒は、前工程に対応する。
図７には、血液成分（グルコース）の濃度が７５ｍｇ／ｄｌの血液試料についての結果を示す。図７（ａ）は、比較例１の印加電圧（ｍＶ）に対する応答電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図７（ｂ）は、比較例１の印加電圧（ｍＶ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。具体的には、図７（ｂ）は、Ｈｃｔ値が４５％の血液試料を基準とした第１の電流値と血液成分（グルコース）の濃度の対応関係から得られた検量線を、Ｈｃｔ値が２５％および６５％の血液試料に適用した場合の真値からの感度差（％）を示す。
図８には、血液成分（グルコース）の濃度が７５ｍｇ／ｄｌの血液試料についての結果を示す。図８（ａ）は、実施例２の印加電圧（ｍＶ）に対する応答電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図８（ｂ）は、実施例２の印加電圧（ｍＶ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。具体的には、図８（ｂ）は、Ｈｃｔ値が４５％の血液試料を基準とした第１の電流値と血液成分（グルコース）の濃度の対応関係から得られた検量線を、Ｈｃｔ値が２５％および６５％の血液試料に適用した場合の真値からの感度差（％）を示す。
図９には、血液成分（グルコース）の濃度が７５ｍｇ／ｄｌの血液試料についての結果を示す。図９（ａ）は、実施例３の印加電圧（ｍＶ）に対する応答電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図９（ｂ）は、実施例３の印加電圧（ｍＶ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。具体的には、図９（ｂ）は、Ｈｃｔ値が４５％の血液試料を基準とした第１の電流値と血液成分（グルコース）の濃度の対応関係から得られた検量線を、Ｈｃｔ値が２５％および６５％の血液試料に適用した場合の真値からの感度差（％）を示す。図７〜図９において、「Ｈ２５」の符号は、Ｈｃｔ値が２５％の血液試料、「Ｈ４５」の符号は、Ｈｃｔ値が４５％の血液試料、および「Ｈ６５」は、Ｈｃｔ値が６５％の血液試料を用いた場合を示す。
図７（ａ）および図７（ｂ）と比較して、図８（ａ）および図８（ｂ）に示すように、本発明の測定方法によれば、図７（ｂ）における感度差（％）と比較して、測定時間４．５秒以降における図８（ｂ）における感度差（％）が小さいことから、様々なＨｃｔ値の血液試料について、血液成分量の測定時におけるＨｃｔの影響が低減され、測定される血液成分量の精度が向上したことが確認できた。また、図７（ａ）および図７（ｂ）と比較して、図９（ａ）および図９（ｂ）に示すように、本発明の測定方法によれば、図７（ｂ）における感度差（％）と比較して、測定時間４．５秒以降における図９（ｂ）における感度差（％）が低下していることから、血液成分量の測定時におけるＨｃｔの影響が低減され、測定される血液成分量の精度が向上した。
図１０には、血液成分（グルコース）の濃度が１５０ｍｇ／ｄｌの血液試料についての結果を示す。図１０（ａ）は、比較例１の印加電圧（ｍＶ）に対する応答電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図１０（ｂ）は、比較例１の印加電圧（ｍＶ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。具体的には、図１０（ｂ）は、Ｈｃｔ値が４５％の血液試料を基準とした第１の電流値と血液成分（グルコース）の濃度の対応関係から得られた検量線を、Ｈｃｔ値が２５％および６５％の血液試料に適用した場合の真値からの感度差（％）を示す。
図１１には、血液成分（グルコース）の濃度が１５０ｍｇ／ｄｌの血液試料についての結果を示す。図１１（ａ）は、実施例２の印加電圧（ｍＶ）に対する応答電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図１１（ｂ）は、実施例２の印加電圧（ｍＶ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。具体的には、図１１（ｂ）は、Ｈｃｔ値が４５％の血液試料を基準とした第１の電流値と血液成分（グルコース）の濃度の対応関係から得られた検量線を、Ｈｃｔ値が２５％および６５％の血液試料に適用した場合の真値からの感度差（％）を示す。
図１２には、血液成分（グルコース）の濃度が１５０ｍｇ／ｄｌの血液試料についての結果を示す。図１２（ａ）は、実施例３の印加電圧（ｍＶ）に対する応答電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図１２（ｂ）は、実施例３の印加電圧（ｍＶ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。具体的には、図１２（ｂ）は、Ｈｃｔ値が４５％の血液試料を基準とした第１の電流値と血液成分（グルコース）の濃度の対応関係から得られた検量線を、Ｈｃｔ値が２５％および６５％の血液試料に適用した場合の真値からの感度差（％）を示す。図１０〜図１２において、「Ｈ２５」の符号は、Ｈｃｔ値が２５％の血液試料、「Ｈ４５」の符号は、Ｈｃｔ値が４５％の血液試料、および「Ｈ６５」は、Ｈｃｔ値が６５％の血液試料を用いた場合を示す。
図１０（ａ）および図１０（ｂ）と比較して、図１１（ａ）および図１１（ｂ）に示すように、本発明の測定方法によれば、図１０（ｂ）における感度差（％）と比較して、測定時間４．５秒以降における図１１（ｂ）における感度差（％）が小さいことから、様々なＨｃｔ値の血液試料について、血液成分量の測定時におけるＨｃｔの影響が低減され、測定される血液成分量の精度が向上したことが確認できた。また、図１０（ａ）および図１０（ｂ）と比較して、図１２（ａ）および図１２（ｂ）に示すように、本発明の測定方法によれば、図１０（ｂ）における感度差（％）と比較して、測定時間４．５秒以降における図１２（ｂ）における感度差（％）が小さいことから、様々なＨｃｔ値の血液試料について、血液成分量の測定時におけるＨｃｔの影響が低減され、測定される血液成分量の精度が向上したことが確認できた。
図１３には、血液成分（グルコース）の濃度が３００ｍｇ／ｄｌの血液試料についての結果を示す。図１３（ａ）は、比較例１の印加電圧（ｍＶ）に対する応答電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図１３（ｂ）は、比較例１の印加電圧（ｍＶ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。具体的には、図７（ｂ）は、Ｈｃｔ値が４５％の血液試料を基準とした第１の電流値と血液成分（グルコース）の濃度の対応関係から得られた検量線を、Ｈｃｔ値が２５％および６５％の血液試料に適用した場合の真値からの感度差（％）を示す。
図１４には、血液成分（グルコース）の濃度が３００ｍｇ／ｄｌの血液試料についての結果を示す。図１４（ａ）は、実施例２の印加電圧（ｍＶ）に対する応答電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図１４（ｂ）は、実施例２の印加電圧（ｍＶ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。具体的には、図１４（ｂ）は、Ｈｃｔ値が４５％の血液試料を基準とした第１の電流値と血液成分（グルコース）の濃度の対応関係から得られた検量線を、Ｈｃｔ値が２５％および６５％の血液試料に適用した場合の真値からの感度差（％）を示す。
図１５には、血液成分（グルコース）の濃度が３００ｍｇ／ｄｌの血液試料についての結果を示す。図１５（ａ）は、実施例３の印加電圧（ｍＶ）に対する応答電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図１５（ｂ）は、実施例３の印加電圧（ｍＶ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。具体的には、図１５（ｂ）は、Ｈｃｔ値が４５％の血液試料を基準とした第１の電流値と血液成分（グルコース）の濃度の対応関係から得られた検量線を、Ｈｃｔ値が２５％および６５％の血液試料に適用した場合の真値からの感度差（％）を示す。図１３〜図１５において、「Ｈ２５」の符号は、Ｈｃｔ値が２５％の血液試料、「Ｈ４５」の符号は、Ｈｃｔ値が４５％の血液試料、および「Ｈ６５」は、Ｈｃｔ値が６５％の血液試料を用いた場合を示す。
図１３（ａ）および図１３（ｂ）と比較して、図１４（ａ）および図１４（ｂ）に示すように、本発明の測定方法によれば、図１３（ｂ）における感度差（％）と比較して、測定時間４．５秒以降における図１４（ｂ）における感度差（％）が小さいことから、様々なＨｃｔ値の血液試料について、血液成分量の測定時におけるＨｃｔの影響が低減され、測定される血液成分量の精度が向上したことが確認できた。また、図１３（ａ）および図１３（ｂ）と比較して、図１５（ａ）および図１５（ｂ）に示すように、本発明の測定方法によれば、図１３（ｂ）における感度差（％）と比較して、測定時間４．５秒以降における図１５（ｂ）における感度差（％）が小さいことから、様々なＨｃｔ値の血液試料について、血液成分量の測定時におけるＨｃｔの影響が低減され、測定される血液成分量の精度が向上したことが確認できた。
図７、図１０及び図１３の内容を、図１６にまとめた。図１６（ａ）は、印加時間と印加電流の関係を示すグラフであり、図１６（ｂ）は、比較例１の印加時間５秒における血液成分（グルコース）の濃度と、応答値電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図１６（ｃ）は、比較例１の印加時間５秒における血液成分（グルコース）の濃度と、感度差（％）のグラフである。
図８、図１１及び図１４の内容を、図１７にまとめた。図１７（ａ）は、印加時間と印加電流の関係を示すグラフであり、図１７（ｂ）は、実施例２の印加時間５秒における血液成分（グルコース）の濃度と、応答値電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図１７（ｃ）は、実施例２の印加時間５秒における血液成分（グルコース）の濃度と、感度差（％）のグラフである。
図９、図１２及び図１５の内容を、図１８にまとめた。図１８（ａ）は、印加時間と印加電流の関係を示すグラフであり、図１８（ｂ）は、実施例３の印加時間５秒における血液成分（グルコース）の濃度と、応答値電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図１８（ｃ）は、実施例３の印加時間５秒における血液成分（グルコース）の濃度と、感度差（％）のグラフである。
図１６（ａ）〜（ｃ）、図１７（ａ）〜（ｃ）および図１８（ａ）〜（ｃ）に示すように、本発明の測定方法によれば、図１６（ｃ）、図１７（ｃ）および図１８（ｃ）における比較例の感度差（％）と比較して、実施例の感度差（％）の絶対値が小さいことから、様々なＨｃｔ値の血液試料について、血液成分量の測定時におけるＨｃｔの影響が低減され、測定される血液成分量の精度が向上したことが確認できた。
なお、図１９（ａ）および図１９（ｂ）は、別の本発明の印加時間と印加電流の関係を示すグラフである。図１９（ａ）においては、第１の電圧が４００ｍＶで印加時間３秒から５秒、第２の電圧が１０００ｍＶで印加時間４．５秒から５秒、第３の電圧が２５００ｍＶで印加時間５秒から５．５秒の条件で、前記各センサの前記両電極に流れる。この場合、４．５秒から５秒がステップ２（第１の工程）、５秒から５．５秒がステップ３（第２の工程）に該当する。３秒から４．５秒は、前工程に対応する。
図１９（ｂ）においては、第１の電圧が４００ｍＶで印加時間３秒から５秒、第２の電圧が１５００ｍＶで印加時間４．５秒から５秒、第３の電圧が２５００ｍＶで印加時間５秒から５．５秒の条件で、前記各センサの前記両電極に流れる。この場合、４．５秒から５秒がステップ２（第１の工程）、５秒から５．５秒がステップ３（第２の工程）に該当する。３秒から４．５秒は、前工程に対応する。
［実施例４］
本実施例では、電極Ｃを第１の電極系における作用極、電極Ｄおよび電極Ｅを第１の電極系における対極、電極Ｆを第２の電極系における作用極、電極Ａを第２の電極系における対極、電極Ｆを第３の電極系における作用極、ならびに電極Ｇを第３の電極系における対極として用いて、第１の電圧が４００ｍＶで印加時間３秒から５秒、第２の電圧が２０００ｍＶで印加時間４．５秒から５秒、第３の電圧が２５００ｍＶで印加時間５秒から５．５秒の条件で、前記各センサの前記両電極に流れる電流を測定した以外は、実施例２と同様にして、Ｈｃｔ値の測定における応答電流値および感度差の測定をおこなった（図２０（ａ）参照）。図２０（ａ）中、「Ｇｌｕ（Ｃ−ＤＥ）」が、第１の電極系への印加、「Ｈｃｔ（Ｆ−Ａ）」が、第２の電極系への印加、「Ｈｃｔ（Ｆ−Ｇ）」が、第３の電極系への印加を意味する。この場合、４．５秒から５秒がステップ２（第１の工程）、５秒から５．５秒がステップ３（第２の工程）に該当する。３秒から４．５秒は、前工程に対応する。なお、電極Ｃ、Ｄ、ＥおよびＧの一部を覆うように試薬層１１が配置されている。この例においては、前記第２の工程において、前記第２の電極系に前記第３の電圧を印加する代わりに、前記第３の電極系に第３の電圧を印加する。
図２０には、血液成分（グルコース）の濃度が７５ｍｇ／ｄｌの血液試料についての結果を示す。図２０（ａ）は、印加時間と印加電流の関係を示すグラフであり、図２０（ｂ）は、実施例４の印加電圧（ｍＶ）に対する応答電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図２０（ｃ）は、実施例４の印加電圧（ｍＶ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。具体的には、図２０（ｃ）は、Ｈｃｔ値が４５％の血液試料を基準とした第１の電流値と血液成分（グルコース）の濃度の対応関係から得られた検量線を、Ｈｃｔ値が２５％および６５％の血液試料に適用した場合の真値からの感度差（％）を示す。
図７（ａ）および図７（ｂ）と比較して、図２０（ｂ）および図２０（ｃ）に示すように、本発明の測定方法によれば、図７（ｂ）における感度差（％）と比較して、測定時間４．５秒以降における図２０（ｂ）における感度差（％）が小さいことから、様々なＨｃｔ値の血液試料について、血液成分量の測定時におけるＨｃｔの影響が低減され、測定される血液成分量の精度が向上したことが確認できた。
図２１には、血液成分（グルコース）の濃度が１５０ｍｇ／ｄｌの血液試料についての結果を示す。図２１（ａ）は、印加時間と印加電流の関係を示すグラフであり、図２１（ｂ）は、実施例４の印加電圧（ｍＶ）に対する応答電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図２１（ｃ）は、実施例４の印加電圧（ｍＶ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。具体的には、図２１（ｃ）は、Ｈｃｔ値が４５％の血液試料を基準とした第１の電流値と血液成分（グルコース）の濃度の対応関係から得られた検量線を、Ｈｃｔ値が２５％および６５％の血液試料に適用した場合の真値からの感度差（％）を示す。
図１０（ａ）および図１０（ｂ）と比較して、図２１（ｂ）および図２１（ｃ）に示すように、本発明の測定方法によれば、図１０（ｂ）における感度差（％）と比較して、測定時間４．５秒以降における図２１（ｂ）における感度差（％）が小さいことから、様々なＨｃｔ値の血液試料について、血液成分量の測定時におけるＨｃｔの影響が低減され、測定される血液成分量の精度が向上したことが確認できた。
図２２には、血液成分（グルコース）の濃度が３００ｍｇ／ｄｌの血液試料についての結果を示す。図２２（ａ）は、印加時間と印加電流の関係を示すグラフであり、図２２（ｂ）は、実施例４の印加電圧（ｍＶ）に対する応答電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図２２（ｃ）は、実施例４の印加電圧（ｍＶ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。具体的には、図２２（ｃ）は、Ｈｃｔ値が４５％の血液試料を基準とした第１の電流値と血液成分（グルコース）の濃度の対応関係から得られた検量線を、Ｈｃｔ値が２５％および６５％の血液試料に適用した場合の真値からの感度差（％）を示す。
図１３（ａ）および図１３（ｂ）と比較して、図２２（ｂ）および図２２（ｃ）に示すように、本発明の測定方法によれば、図１３（ｂ）における感度差（％）と比較して、測定時間４．５秒以降における図２２（ｂ）における感度差（％）が小さいことから、様々なＨｃｔ値の血液試料について、血液成分量の測定時におけるＨｃｔの影響が低減され、測定される血液成分量の精度が向上したことが確認できた。
図２０、図２１及び図２２の内容を、図２３にまとめた。図２３（ａ）は、印加時間と印加電流の関係を示すグラフであり、図２３（ｂ）は、実施例４の印加時間５秒における血液成分（グルコース）の濃度と、応答値電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図２３（ｃ）は、実施例４の印加時間５秒における血液成分（グルコース）の濃度と、感度差（％）のグラフである。
図２３（ａ）〜（ｃ）に示すように、本発明の測定方法によれば、図２３（ｃ）における比較例の感度差（％）と比較して、実施例４の感度差（％）の絶対値が小さいことから、様々なＨｃｔ値の血液試料について、血液成分量の測定時におけるＨｃｔの影響が低減され、測定される血液成分量の精度が向上したことが確認できた。
なお、図２４（ａ）、図２４（ｂ）および図２４（ｃ）は、別の本発明の印加時間と印加電流の関係を示すグラフである。図２４（ａ）においては、第１の電圧が４００ｍＶで印加時間３秒から５秒、第２の電圧が１０００ｍＶで印加時間４．５秒から５秒、第３の電圧が２５００ｍＶで印加時間５秒から５．５秒の条件で、前記各センサの前記両電極に流れる。この場合、４．５秒から５秒がステップ２、５秒から５．５秒がステップ３に該当する。図２４中、「Ｇｌｕ（Ｃ−ＤＥ）」が、第１の電極系への印加、「Ｈｃｔ（Ｆ−Ｇ）」が、第２の電極系への印加、「Ｈｃｔ（Ｆ−Ａ）」が、第３の電極系への印加を意味する。この場合、４．５秒から５秒がステップ２（第１の工程）、５秒から５．５秒がステップ３（第２の工程）に該当する。３秒から４．５秒は、前工程に対応する。
図２４（ｂ）においては、第１の電圧が４００ｍＶで印加時間３秒から５秒、第２の電圧が１５００ｍＶで印加時間４．５秒から５秒、第３の電圧が２５００ｍＶで印加時間５秒から５．５秒の条件で、前記各センサの前記両電極に流れる。この場合、４．５秒から５秒がステップ２（第１の工程）、５秒から５．５秒がステップ３（第２の工程）に該当する。３秒から４．５秒は、前工程に対応する。
図２４（ｃ）においては、第１の電圧が４００ｍＶで印加時間３秒から５秒、第２の電圧が２５００ｍＶで印加時間４．５秒から５秒、第３の電圧が２５００ｍＶで印加時間５秒から５．５秒の条件で、前記各センサの前記両電極に流れる。この場合、４．５秒から５秒がステップ２（第１の工程）、５秒から５．５秒がステップ３（第２の工程）に該当する。３秒から４．５秒は、前工程に対応する。
［実施例５］
本実施例では、電極Ｃを第１の電極系における作用極、電極Ｄ、電極Ｅおよび電極Ｇを第１の電極系における対極、電極Ｆを第２の電極系における作用極、電極Ｄ、電極Ｅ、電極Ｇを第２の電極系における対極として用いて、第１の電圧が４００ｍＶで印加時間３秒から５秒、第２の電圧が１０００ｍＶで印加時間４．５秒から５秒、第３の電圧が２５００ｍＶで印加時間５秒から５．５秒の条件で、前記各センサの前記両電極に流れる電流を測定した以外は、実施例２と同様にして、Ｈｃｔ値の測定における応答電流値および感度差の測定をおこなった（図２５（ａ）参照）。図２５（ａ）中、「Ｇｌｕ（Ｃ−ＤＥＧ）」が、第１の電極系への印加、「Ｈｃｔ（Ｆ−ＤＥＧ）」が、第２の電極系への印加を意味する。この場合、４．５秒から５秒がステップ２（第１の工程）、５秒から５．５秒がステップ３（第２の工程）に該当する。３秒から４．５秒は、前工程に対応する。なお、電極Ｃ、Ｄ、ＥおよびＧの一部を覆うように試薬層１１が配置されている。
［実施例６］
本実施例では、電極Ｃを第１の電極系における作用極、電極Ｄ、電極Ｅおよび電極Ｇを第１の電極系における対極、電極Ｆを第２の電極系における作用極、電極Ｄ、電極Ｅ、電極Ｇを第２の電極系における対極として用いて、第１の電圧が４００ｍＶで印加時間３秒から５秒、第２の電圧が２０００ｍＶで印加時間４．５秒から５秒、第３の電圧が２５００ｍＶで印加時間５秒から５．５秒の条件で、前記各センサの前記両電極に流れる電流を測定した以外は、実施例２と同様にして、Ｈｃｔ値の測定における応答電流値および感度差の測定をおこなった（図２６（ａ）参照）。図２６（ａ）中、「Ｇｌｕ（Ｃ−ＤＥＧ）」が、第１の電極系への印加、「Ｈｃｔ（Ｆ−ＤＥＧ）」が、第２の電極系への印加を意味する。この場合、４．５秒から５秒がステップ２（第１の工程）、５秒から５．５秒がステップ３（第２の工程）に該当する。３秒から４．５秒は、前工程に対応する。なお、電極Ｃ、Ｄ、ＥおよびＧの一部を覆うように試薬層１１が配置されている。
図２５には、血液成分（グルコース）の濃度が７５ｍｇ／ｄｌの血液試料についての結果を示す。図２５（ａ）は印加時間と印加電流の関係を示すグラフであり、図２５（ｂ）は、実施例５の印加電圧（ｍＶ）に対する応答電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図２５（ｃ）は、実施例５の印加電圧（ｍＶ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。具体的には、図２５（ｃ）は、Ｈｃｔ値が４５％の血液試料を基準とした第１の電流値と血液成分（グルコース）の濃度の対応関係から得られた検量線を、Ｈｃｔ値が２５％および６５％の血液試料に適用した場合の真値からの感度差（％）を示す。
図２６には、血液成分（グルコース）の濃度が７５ｍｇ／ｄｌの血液試料についての結果を示す。図２６（ａ）は、印加時間と印加電流の関係を示すグラフであり、図２６（ｂ）は、実施例６の印加電圧（ｍＶ）に対する応答電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図２６（ｃ）は、実施例６の印加電圧（ｍＶ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。具体的には、図２６（ｃ）は、Ｈｃｔ値が４５％の血液試料を基準とした第１の電流値と血液成分（グルコース）の濃度の対応関係から得られた検量線を、Ｈｃｔ値が２５％および６５％の血液試料に適用した場合の真値からの感度差（％）を示す。
図７（ａ）および図７（ｂ）と比較して、図２５（ｂ）および図２５（ｃ）に示すように、本発明の測定方法によれば、図７（ｂ）における感度差（％）と比較して、測定時間４．５秒以降における図２５（ｂ）における感度差（％）が小さいことから、様々なＨｃｔ値の血液試料について、血液成分量の測定時におけるＨｃｔの影響が低減され、測定される血液成分量の精度が向上したことが確認できた。また、図７（ａ）および図７（ｂ）と比較して、図２６（ｂ）および図２６（ｃ）に示すように、本発明の測定方法によれば、図７（ｂ）における感度差（％）と比較して、測定時間４．５秒以降における図２６（ｂ）における感度差（％）が小さいことから、様々なＨｃｔ値の血液試料について、血液成分量の測定時におけるＨｃｔの影響が低減され、測定される血液成分量の精度が向上したことが確認できた。
図２７には、血液成分（グルコース）の濃度が１５０ｍｇ／ｄｌの血液試料についての結果を示す。図２７（ａ）は、印加時間と印加電流の関係を示すグラフであり、図２７（ｂ）は、実施例５の印加電圧（ｍＶ）に対する応答電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図２７（ｃ）は、実施例５の印加電圧（ｍＶ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。具体的には、図２７（ｃ）は、Ｈｃｔ値が４５％の血液試料を基準とした第１の電流値と血液成分（グルコース）の濃度の対応関係から得られた検量線を、Ｈｃｔ値が２５％および６５％の血液試料に適用した場合の真値からの感度差（％）を示す。
図２８には、血液成分（グルコース）の濃度が１５０ｍｇ／ｄｌの血液試料についての結果を示す。図２８（ａ）は、印加時間と印加電流の関係を示すグラフであり、図２８（ｂ）は、実施例６の印加電圧（ｍＶ）に対する応答電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図２８（ｃ）は、実施例６の印加電圧（ｍＶ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。具体的には、図２８（ｃ）は、Ｈｃｔ値が４５％の血液試料を基準とした第１の電流値と血液成分（グルコース）の濃度の対応関係から得られた検量線を、Ｈｃｔ値が２５％および６５％の血液試料に適用した場合の真値からの感度差（％）を示す。
図１０（ａ）および図１０（ｂ）と比較して、図２７（ｂ）および図２７（ｃ）に示すように、本発明の測定方法によれば、図１０（ｂ）における感度差（％）と比較して、測定時間４．５秒以降における図２７（ｂ）における感度差（％）が小さいことから、様々なＨｃｔ値の血液試料について、血液成分量の測定時におけるＨｃｔの影響が低減され、測定される血液成分量の精度が向上したことが確認できた。また、図１０（ａ）および図１０（ｂ）と比較して、図２８（ｂ）および図２８（ｃ）に示すように、本発明の測定方法によれば、図１０（ｂ）における感度差（％）と比較して、測定時間４．５秒以降における図２８（ｂ）における感度差（％）が小さいことから、様々なＨｃｔ値の血液試料について、血液成分量の測定時におけるＨｃｔの影響が低減され、測定される血液成分量の精度が向上したことが確認できた。
図２９には、血液成分（グルコース）の濃度が３００ｍｇ／ｄｌの血液試料についての結果を示す。図２９（ａ）は、印加時間と印加電流の関係を示すグラフであり、図２９（ｂ）は、実施例５の印加電圧（ｍＶ）に対する応答電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図２９（ｃ）は、実施例５の印加電圧（ｍＶ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。具体的には、図２９（ｃ）は、Ｈｃｔ値が４５％の血液試料を基準とした第１の電流値と血液成分（グルコース）の濃度の対応関係から得られた検量線を、Ｈｃｔ値が２５％および６５％の血液試料に適用した場合の真値からの感度差（％）を示す。
図３０には、血液成分（グルコース）の濃度が３００ｍｇ／ｄｌの血液試料についての結果を示す。図３０（ａ）は、印加時間と印加電流の関係を示すグラフであり、図３０（ｂ）は、実施例６の印加電圧（ｍＶ）に対する応答電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図３０（ｃ）は、実施例６の印加電圧（ｍＶ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。具体的には、図３０（ｃ）は、Ｈｃｔ値が４５％の血液試料を基準とした第１の電流値と血液成分（グルコース）の濃度の対応関係から得られた検量線を、Ｈｃｔ値が２５％および６５％の血液試料に適用した場合の真値からの感度差（％）を示す。
図１３（ａ）および図１３（ｂ）と比較して、図２９（ｂ）および図２９（ｃ）に示すように、本発明の測定方法によれば、図１３（ｂ）における感度差（％）と比較して、測定時間４．５秒以降における図２９（ｂ）における感度差（％）が小さいことから、様々なＨｃｔ値の血液試料について、血液成分量の測定時におけるＨｃｔの影響が低減され、測定される血液成分量の精度が向上したことが確認できた。また、図１３（ａ）および図１３（ｂ）と比較して、図３０（ｂ）および図３０（ｃ）に示すように、本発明の測定方法によれば、図１３（ｂ）における感度差（％）と比較して、測定時間４．５秒以降における図３０（ｂ）における感度差（％）が小さいことから、様々なＨｃｔ値の血液試料について、血液成分量の測定時におけるＨｃｔの影響が低減され、測定される血液成分量の精度が向上したことが確認できた。
図３１には、血液成分（グルコース）の濃度が６００ｍｇ／ｄｌの血液試料についての結果を示す。図３１（ａ）は、印加時間と印加電流の関係を示すグラフであり、図３１（ｂ）は、実施例５の印加電圧（ｍＶ）に対する応答電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図３１（ｃ）は、実施例５の印加電圧（ｍＶ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。具体的には、図３１（ｃ）は、Ｈｃｔ値が４５％の血液試料を基準とした第１の電流値と血液成分（グルコース）の濃度の対応関係から得られた検量線を、Ｈｃｔ値が２５％および６５％の血液試料に適用した場合の真値からの感度差（％）を示す。
図３２には、血液成分（グルコース）の濃度が６００ｍｇ／ｄｌの血液試料についての結果を示す。図３２（ａ）は、比較例１の印加時間と印加電流の関係を示すグラフであり、図３２（ｂ）は、比較例１の印加電圧（ｍＶ）に対する応答電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図３２（ｃ）は、比較例１の印加電圧（ｍＶ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。具体的には、図３２（ｃ）は、Ｈｃｔ値が４５％の血液試料を基準とした第１の電流値と血液成分（グルコース）の濃度の対応関係から得られた検量線を、Ｈｃｔ値が２５％および６５％の血液試料に適用した場合の真値からの感度差（％）を示す。
図３２（ｂ）および図３２（ｃ）と比較して、図３１（ｂ）および図３１（ｃ）に示すように、本発明の測定方法によれば、図３２（ｂ）における感度差（％）と比較して、測定時間４．５秒以降における図３１（ｂ）における感度差（％）が小さいことから、様々なＨｃｔ値の血液試料について、血液成分量の測定時におけるＨｃｔの影響が低減され、測定される血液成分量の精度が向上したことが確認できた。
図２５〜図３２において、「Ｈ２５」の符号は、Ｈｃｔ値が２５％の血液試料、「Ｈ４５」の符号は、Ｈｃｔ値が４５％の血液試料、および「Ｈ６５」は、Ｈｃｔ値が６５％の血液試料を用いた場合を示す。
図２５、図２７、図２９及び図３１の内容を、図３３にまとめた。図３３（ａ）は、印加時間と印加電流の関係を示すグラフであり、図３３（ｂ）は、実施例５の印加時間５秒における血液成分（グルコース）の濃度と、応答値電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図３３（ｃ）は、実施例５の印加時間５秒における血液成分（グルコース）の濃度と、感度差（％）のグラフである。
図３３（ａ）〜（ｃ）に示すように、本発明の測定方法によれば、図３３（ｃ）における比較例の感度差（％）と比較して、実施例５の感度差（％）の絶対値が小さいことから、様々なＨｃｔ値の血液試料について、血液成分量の測定時におけるＨｃｔの影響が低減され、測定される血液成分量の精度が向上したことが確認できた。
図２６、図２８および図３０の内容を、図３４にまとめた。図３４（ａ）は、印加時間と印加電流の関係を示すグラフであり、図３４（ｂ）は、実施例６の印加時間５秒における血液成分（グルコース）の濃度と、応答値電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図３４（ｃ）は、実施例６の印加時間５秒における血液成分（グルコース）の濃度と、感度差（％）のグラフである。
図３４（ａ）〜（ｃ）に示すように、本発明の測定方法によれば、図３４（ｃ）における比較例の感度差（％）と比較して、実施例６の感度差（％）の絶対値が小さいことから、様々なＨｃｔ値の血液試料について、血液成分量の測定時におけるＨｃｔの影響が低減され、測定される血液成分量の精度が向上したことが確認できた。
［実施例７］
図３５、図３６および図３７に、本発明の測定方法において用いる血液成分測定用センサの一例を示す。図３５は、前記センサの分解斜視図であり、図３６は断面図であり、図３７は平面図であり、前記三図において、同一部分には同一符号を付している。
図示のように、このセンサは、絶縁基板２０１の上に、７個の電極Ａ、Ｂ、Ｃ、Ｄ、Ｅ、ＧおよびＦが形成されている。これらの電極は、作用極と対極に切り換え可能である。電極Ａ、Ｂ、Ｃ、Ｄ、Ｅ、ＦおよびＧの表面は、ＣＭＣ等の高分子材料で被覆されている。電極Ａ、Ｂ、Ｃ、Ｄ、ＥおよびＧの一部を覆うように試薬層２１が配置されている。試薬層２１は、グルコースデヒドロゲナーゼ等の酸化還元酵素、フェリシアン化カリウム等のメディエータを含み、任意成分として、酵素安定化剤、結晶均質化剤等を含む。前記絶縁基板２０１の上には、一方の端部（図において右側端部）を残してスペーサ２０２を介しカバー２０３が配置されている。このセンサには、各電極（Ａ、Ｂ、Ｃ、Ｄ、Ｅ、ＦおよびＧ）に血液を導入するために、絶縁基板２０１、スペーサ２０２およびカバー２０３から成る流路２４が形成されている。この流路２４の先端は、センサの他方の端部（図において左側端部）まで延伸しており、外部に対し開口することで血液供給口２２となっている。前記７個の電極（Ａ、Ｂ、Ｃ、Ｄ、Ｅ、ＦおよびＧ）は各々リードと連結し、これらのリードは、前記一方の端部側（図において右側端部）に延びており、リードの先端はカバーに覆われずに露出している。前記カバー２０３において、流路２４の右側端部に対応する部分には、空気孔２３が形成されている。
本発明において、前記絶縁基板の材質は、特に制限されず、例えば、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）、ポリカーボネート（ＰＣ）、ポリイミド（ＰＩ）、ポリエチレン（ＰＥ）、ポリプロピレン（ＰＰ）、ポリスチレン（ＰＳ）、ポリ塩化ビニル（ＰＶＣ）、ポリオキシメチレン（ＰＯＭ）、モノマーキャストナイロン（ＭＣ）、ポリブチレンテレフタレート（ＰＢＴ）、メタクリル樹脂（ＰＭＭＡ）、ＡＢＳ樹脂（ＡＢＳ）、ガラス等が使用でき、このなかで、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）、ポリカーボネート（ＰＣ）およびポリイミド（ＰＩ）が好ましく、より好ましくは、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）である。絶縁基板の大きさは、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。前記絶縁基板の材質および大きさについては、後述の実施例８〜９においても同様である。
絶縁基板上の電極およびリードは、例えば、金、白金、パラジウム等を材料として、スパッタリング法あるいは蒸着法により導電層を形成し、これをレーザーにより特定の電極パターンに加工することで形成できる。レーザーとしては、例えば、ＹＡＧレーザー、ＣＯ2レーザー、エキシマレーザー等が使用できる。これについても、後述の実施例８〜９において同様である。
前記試薬層２１は、次のようにして形成する。例えば、グルコースデヒドロゲナーゼを０．１〜５Ｕ／センサ、フェリシアン化カリウムを１０〜２００ｍＭ、マルチトールを１〜５０ｍＭ、タウリンを２０〜２００ｍＭ含む水溶液を円形のスリット部３０（図示せず）に滴下し、乾燥させる。このスリット部３０を設置することで、滴下された水溶液の拡がりを抑制することができ、試薬層２１をより正確な位置に配置することができる。これにより、電極Ａ、Ｂ、Ｃ、Ｄ、ＥおよびＧの一部を覆うように試薬層２１が形成される。前記乾燥は、例えば、自然乾燥でも温風を用いた強制乾燥でもよいが、高温過ぎると酵素が失活するおそれがあるので、５０℃前後の温風を用いることが好ましい。
本発明において、スペーサの材質は、特に制限されず、例えば、絶縁基板と同様の材料が使用できる。また、スペーサの大きさは、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。この例のスペーサには、血液導入のための流路となるＩ字形状の切欠部が形成されているが、その大きさは、例えば、全長０．５〜８ｍｍ、幅０．１〜５ｍｍ、好ましくは、全長１〜１０ｍｍ、幅０．２〜３ｍｍ、より好ましくは、全長１〜５ｍｍ、幅０．５〜２ｍｍである。この切欠部は、例えば、レーザーやドリル等で穿孔して形成してもよいし、スペーサの形成時に、切欠部が形成できるような金型を使用して形成してもよい。前記スペーサの材質および大きさ並びに切欠部については、後述の実施例８〜９においても同様である。
本発明において、カバーの材質は、特に制限されない。例えば、絶縁基板と同様の材料が使用できる。カバーの血液を導入するための流路の天井部に相当する部分は、親水処理されることがさらに好ましい。親水処理としては、例えば界面活性剤を塗布する方法、プラズマ処理などによりカバー表面に水酸基、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等がある。また、試薬層上にレシチン等の界面活性剤からなる層を形成してもよい。カバーの大きさは、特に制限されない。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。カバーには空気孔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、多角形等である。その大きさは、例えば、最大直径０．０１〜１０ｍｍ、好ましくは、最大直径０．０５〜５ｍｍ、より好ましくは、最大直径０．１〜２ｍｍである。この空気孔は、例えば、レーザーやドリル等で穿孔して形成してもよいし、カバーの形成時に、空気抜き部が形成できるような金型を使用して形成してもよい。前記カバーの材質および大きさ並びに空気孔については、後述の実施例８〜９においても同様である。
さらに、このセンサは、絶縁基板、スペーサおよびカバーをこの順序で積層し、一体化することで製造できる。前記３つの部材は、接着剤あるいは熱融着等で貼り合わせることにより一体化される。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。これについても、後述の実施例８〜９において同様である。
このセンサを用いた血液成分量、例えば、血糖値の測定は、次のようにして実施される。まず、専用のランセットで指先等を穿刺し、出血させる。一方、前記センサを専用の測定装置（メータ）にセットする。出血した血液に、測定装置にセットしたセンサの血液供給口を接触させ、毛細管現象により血液をセンサ内部に導入する。このセンサによる分析は、次のステップにより行われる。
なお、この測定方法においては、電極Ｂを第１の電極系における作用極、電極Ｅおよび電極Ｇを第１の電極系における対極、電極Ｆを第２の電極系における作用極、ならびに電極Ａ、電極Ｃおよび電極Ｄを第２の電極系における対極として用いる。
（ステップ１：検体（血液）の検知）
電極Ｄと電極Ｅの両電極間に電圧を印加し、血液の導入に伴う電流値の変化により血液の導入を検知する。血液の導入を確認したら、以降のステップを開始する。ステップ１での印加電圧は、例えば、０．０５〜１Ｖである。そして血液中のグルコースとグルコース酸化還元酵素とを一定時間反応させる。
（ステップ２：見かけのグルコース量の測定）
血液中のグルコースとグルコース酸化還元酵素とを一定時間反応させた後、第１の電極系（作用極としての電極Ｂと、対極としての電極Ｅおよび電極Ｇを含む）の両電極に第１の電圧を印加し、かつ、第２の電極系（作用極としての電極Ｆと、対極としての電極Ａ、電極Ｃ、電極Ｄとを含む）の両電極に第２の電圧を印加する（第１の工程）。前記のように前記バイオセンサの電極Ａ（第２の電極系の対極）、電極Ｂ（第１の電極系の作用極）、電極Ｃ（第２の電極系の対極）、電極Ｄ（第２の電極系の対極）、電極Ｅ（第１の電極系の対極）および電極Ｇ（第１の電極系の対極）が形成する電極部の一部を覆うように試薬層２１が形成されており、酵素反応により第１の電極系の電極Ｃの上に生じた還元状態のメディエータを酸化し、その酸化電流（第１の電流値）を検出する。この酸化電流（第１の電流値）に基づき、前記血液中の見かけのグルコース量（見かけの血液成分量）を算出する。なお、前記第１の電圧を印加する時間と前記第２の電圧を印加する時間は、同一である。前記グルコースと酸化還元酵素との反応時間は、例えば、０〜６０秒、好ましくは０〜３０秒、より好ましくは０〜１０秒である。ステップ２（第１の工程）での第１の電圧は、例えば、０．０５〜１．０Ｖ、好ましくは０．１〜０．８Ｖ、より好ましくは０．２〜０．６Ｖであり、印加時間は、例えば、０．０５〜３０秒、好ましくは０．１〜１０秒、より好ましくは０．５〜５秒である。また、ステップ２（第１の工程）での第２の電圧は、例えば、０．５〜５Ｖ、好ましくは１〜３Ｖ、より好ましくは１．５〜２．５Ｖであり、印加時間は、例えば、０．０１〜５秒、好ましくは０．０１〜２．５秒、より好ましくは０．１〜１秒である。
また、ステップ２（第１の工程）の第１の電圧と第２の電圧の組み合わせとしては、例えば、第１の電圧および印加時間がそれぞれ０．０５〜１Ｖおよび０．０５〜３０秒であり、かつ、第２の電圧および印加時間がそれぞれ０．５〜５Ｖおよび０．０１〜５秒であり、好ましくは、第１の電圧および印加時間がそれぞれ０．０１〜０．８Ｖおよび０．１〜１０秒であり、かつ、第２の電圧および印加時間がそれぞれ１〜３Ｖおよび０．０１〜２．５秒であり、第１の電圧および印加時間がそれぞれ０．２〜０．６Ｖおよび０．５〜５秒であり、かつ、第２の電圧および印加時間がそれぞれ１．５〜２．５Ｖおよび０．１〜１秒である。
また、ステップ２（第１の工程）において、第１の電極系の両電極に第１の電圧を印加し、かつ、第２の電極系の両電極に第２の電圧を印加する前に、前記第１の電極系のみに前記第１の電圧を印加する前工程を含んでもよい。前記前工程における第１の電圧は、例えば、０．０５〜１．０Ｖ、好ましくは０．１〜０．８Ｖ、より好ましくは０．２〜０．６Ｖであり、前記前工程における第１の電圧の印加時間は、例えば、０．０５〜３０秒、好ましくは０．１〜１０秒、より好ましくは０．５〜５秒である。
また、前記第２の電圧および印加時間は、前記ステップ２（第１の工程）において得られた第１の電流値により選択してもよい。具体的には、第１の電流値が０．０１〜０．１Ｖの場合、第２の電圧は、１．５〜２．０Ｖ、第２の電圧の印加時間は、０．１〜１秒、第１の電流値が０．１〜１Ｖの場合、第２の電圧は、２．０〜２．５Ｖ、第２の電圧の印加時間は、０．１〜１秒などである。
また、前記第１の工程の前に、前記第１の電極系のみに前記第１の電圧を印加し、前記第１の電極系に流れる第３の電流値を検出し、前記第３の電流値に基づき、前記第２の電圧および印加時間は、前記ステップ２において得られた第１の電流値により選択してもよい。この際の第１の電圧は、例えば、０．０５〜１．０Ｖ、好ましくは０．１〜０．８Ｖ、より好ましくは０．２〜０．６Ｖであり、第１の電圧の印加時間は、例えば、０．０５〜３０秒、好ましくは０．１〜１０秒、より好ましくは０．５〜５秒である。具体的には、第３の電流値が０．０１〜０．１Ｖの場合、第２の電圧は、１．５〜２Ｖ、第２の電圧の印加時間は、０．１〜１秒、第３の電流値が０．１〜１Ｖの場合、第２の電圧は、２．０〜２．５Ｖ、第３の電圧の印加時間は、０．１〜１秒などである。
（ステップ３：Ｈｃｔ値の測定）
第１の電極系に第１の電圧を印加することを停止し、かつ、第２の電極系（作用極としての電極Ｆと、対極としての電極Ａ、電極Ｃおよび電極Ｄとを含む）の両電極に第３の電圧を印加することにより、グルコースの電解酸化反応に基づくＨｃｔ値に依存する電流（第２の電流値）が検出することができる（第２の工程）。なお、検出した電流（第２の電流値）からＨｃｔ値への換算は、予め検量線または検量線テーブルを求めておくことにより行うことができる。この補正では、予め作成された電流とＨｃｔ値との検量線から求めたＨｃｔ値を使用してもよいし、検出された電流をそのまま使用してもよい。ステップ３（第２の工程）での第３の電圧は、例えば、０．１〜１０Ｖ、好ましくは０．１〜６．５Ｖ、より好ましくは０．５〜２．５Ｖであり、第３の電圧の印加時間は、例えば、０．０５〜１０秒、好ましくは０．１〜５秒、より好ましくは０．２〜１秒である。このステップにおいて、作用極である電極Ｆにはメディエータが配置されず、かつ電極Ｃおよび電極Ｄと電極Ｆとの間は一定の間隙があり、この間隙にはメディエータなど試薬が配置されておらず血液のみ存在するので、試薬の影響を受けることなくＨｃｔ値に依存した酸化電流が検出できる。なお、電極Ｆの表面に高分子材料等による被覆をしない場合においても、測定は可能である。このステップ３（第２の工程）は、ステップ２（第１の工程）の直後に行われてもよいし、ステップ２（第１の工程）の後、間隔を開けて行われてもよい。前記間隔は、例えば、０〜１０秒、好ましくは０．０５〜５秒、より好ましくは０．１〜１秒である。また、このステップ３における第３の電圧は、ステップ２における第２の電圧と同一であっても、異なっていてもよい。
また、前記第３の電圧および印加時間は、前記ステップ２において得られた第１の電流値により選択してもよい。具体的には、第１の電流値が０．０１〜０．１Ｖの場合、第３の電圧は、２〜２．５Ｖ、第３の電圧の印加時間は、０．２〜１秒、第１の電流値が０．１〜１Ｖの場合、第３の電圧は、２．５〜３Ｖ第３の電圧の印加時間は、０．２〜１秒などである。
また、前記第１の工程の前に、前記第１の電極系に前記第１の電圧を印加し、前記第１の電極系に流れる第３の電流値を検出し、前記第３の電流値に基づき、前記第３の電圧および印加時間は、前記ステップ２において得られた第１の電流値により選択してもよい。具体的には、第１の電流値が０．０１〜０．１Ｖの場合、第３の電圧は、２〜２．５Ｖ、第３の電圧の印加時間は、０．２〜１秒、第３の電流値が０．１〜１Ｖの場合、第３の電圧は、２．５〜２Ｖ、第３の電圧の印加時間は、０．１〜１秒などである。
（ステップ４：血液成分の補正）
ステップ３（第２の工程）で検出したＨｃｔ値により、ステップ２（第１の工程）で得られたグルコース量を補正する。この補正は、予め作成した検量線（検量テーブルを含む）に基づき行うことが好ましい。補正されたグルコース量は、測定装置に表示若しくは記憶される。なお、上述のように一旦、Ｈｃｔ値を求めてからグルコース量を補正するのではなく、ステップ３（第２の工程）にて検出したＨｃｔ値に依存した電流値（第２の電流値）をそのまま用いてグルコース量を補正してもよい。
［実施例８］
本実施例では、実施例７と同様にして図３５〜３７に示すセンサを作製し、電極Ｂを第１の電極系における作用極、電極Ｅおよび電極Ｇを第１の電極系における対極、電極Ｆを第２の電極系における作用極、ならびに電極Ａ、電極Ｃおよび電極Ｄを第２の電極系における対極として用いて、血液中の血液成分量を変化させた場合の応答電流および感度差を測定した。また、併せて、比較例２として、同じセンサを用い、電極Ｂを第１の電極系における作用極、電極Ｅおよび電極Ｇを第１の電極系における対極、電極Ｆを第２の電極系における作用極、ならびに電極Ａ、電極Ｃおよび電極Ｄを第２の電極系における対極として用いて、血液中の血液成分量を変化させた場合の応答電流および感度差を測定した。なお、検体（血液）および血液成分（グルコース）の測定、ならびに血液成分の補正は、実施例７と同様にして行った。なお、試薬層は、グルコースデヒドロゲナーゼ、フェリシアン化カリウム（量：６０ｍＭ）、タウリン（８０ｍＭ）を、ＣＭＣ水溶液（０．１ｗｔ％）に溶解して調製した試薬液を、電極上に滴下した後、乾燥させて作製した。作用極および対極の間の距離は、０．１ｍｍ以上とした。また、Ｈｃｔ値を、２５％、４５％および６５％に調整した、３種類の血液試料をそれぞれのグルコース濃度につき、準備した。これら３つの血液試料について、前記センサにより、第１の電圧が４００ｍＶで印加時間３秒から５秒、第２の電圧が２５００ｍＶで印加時間４．５秒から５秒、第３の電圧が２５００ｍＶで印加時間５秒から５．５秒の条件で、前記各センサの前記両電極に流れる電流を測定し、Ｈｃｔ値の測定における応答電流値および感度差の測定をおこなった（図３９（ａ）参照）。図３９（ａ）中、「Ｇｌｕ（Ｂ−ＥＧ）」が、第１の電極系への印加、「Ｈｃｔ（Ｆ−ＡＣＤ）」が、第２の電極系への印加を意味する。この場合、４．５秒から５秒がステップ２（第１の工程）、５秒から５．５秒がステップ３（第２の工程）に該当する。３秒から４．５秒は、前工程に対応する。
［比較例２］
比較例２としては、前記３つの血液試料について、前記センサにより、第１の電圧が４００ｍＶで印加時間３秒から５秒、第２の電圧が２５００ｍＶで印加時間５秒から５．５秒の条件で、前記各センサの前記両電極に流れる電流を測定し、Ｈｃｔ値の測定における応答電流値および感度差の測定をおこなった（図３８（ａ）参照）。図３８中、「Ｇｌｕ（Ｂ−ＡＣＤＥＧ）」が、第１の電極系への印加、「Ｈｃｔ（Ｆ−ＡＦ）」が、第２の電極系への印加を意味する。ただし、図３８（ａ）から理解できるように、第１の電極系へ電圧を印加した後、第２の電極系へ電圧を印加している。すなわち、本発明のステップ２におけるように、第１の電極系に第１の電圧を印加し、かつ、第２の電極系に第２の電圧を同時に印加しているのではない。
［実施例９］
本実施例では、電極Ｂを第１の電極系における作用極、電極Ａ、電極Ｃおよび電極Ｄを第１の電極系における対極、電極Ｆを第２の電極系における作用極、電極Ａおよび電極Ｇを第２の電極系における対極、電極Ｆを第３の電極系における作用極、ならびに電極Ｅおよび電極Ｇを第３の電極系における対極として用いて、第１の電圧が４００ｍＶで印加時間３秒から５秒、第２の電圧が２５００ｍＶで印加時間４．５秒から５秒、第３の電圧が２５００ｍＶで印加時間５秒から５．５秒の条件で、前記各センサの前記両電極に流れる電流を測定した以外は、実施例８と同様にして、Ｈｃｔ値の測定における応答電流値および感度差の測定をおこなった（図４０（ａ）参照）。図４０（ａ）中、「Ｇｌｕ（Ｂ−ＡＣＤ）」が、第１の電極系への印加、「Ｈｃｔ（Ｆ−ＡＧ）」が、第２の電極系への印加、「Ｈｃｔ（Ｆ−ＥＧ）」が、第３の電極系への印加を意味する。この場合、４．５秒から５秒がステップ２（第１の工程）、５秒から５．５秒がステップ３（第２の工程）に該当する。３秒から４．５秒は、前工程に対応する。なお、電極Ａ、Ｂ、Ｃ、Ｄ、ＥおよびＧの一部を覆うように試薬層２１が配置されている。前記第２の工程において、前記第２の電極系に前記第３の電圧を印加する代わりに、前記第３の電極系に第３の電圧を印加する
図３８には、血液成分（グルコース）の濃度が７５ｍｇ／ｄｌの血液試料についての結果を示す。図３８（ａ）は、印加時間と印加電流の関係を示すグラフであり、図３８（ｂ）は、比較例２の印加電圧（ｍＶ）に対する応答電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図３８（ｃ）は、比較例２の印加電圧（ｍＶ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。具体的には、図３８（ｃ）は、Ｈｃｔ値が４５％の血液試料を基準とした第１の電流値と血液成分（グルコース）の濃度の対応関係から得られた検量線を、Ｈｃｔ値が２５％および６５％の血液試料に適用した場合の真値からの感度差（％）を示す。
図３９には、血液成分（グルコース）の濃度が７５ｍｇ／ｄｌの血液試料についての結果を示す。図３９（ａ）は、印加時間と印加電流の関係を示すグラフであり、図３９（ｂ）は、実施例８の印加電圧（ｍＶ）に対する応答電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図３９（ｃ）は、実施例８の印加電圧（ｍＶ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。具体的には、図３９（ｃ）は、Ｈｃｔ値が４５％の血液試料を基準とした第１の電流値と血液成分（グルコース）の濃度の対応関係から得られた検量線を、Ｈｃｔ値が２５％および６５％の血液試料に適用した場合の真値からの感度差（％）を示す。
図４０には、血液成分（グルコース）の濃度が７５ｍｇ／ｄｌの血液試料についての結果を示す。図４０（ａ）は、印加時間と印加電流の関係を示すグラフであり、図４０（ｂ）は、実施例９の印加電圧（ｍＶ）に対する応答電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図４０（ｃ）は、実施例９の印加電圧（ｍＶ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。具体的には、図４０（ｃ）は、Ｈｃｔ値が４５％の血液試料を基準とした第１の電流値と血液成分（グルコース）の濃度の対応関係から得られた検量線を、Ｈｃｔ値が２５％および６５％の血液試料に適用した場合の真値からの感度差（％）を示す。図３９〜図４０において、「Ｈ２５」の符号は、Ｈｃｔ値が２５％の血液試料、「Ｈ４５」の符号は、Ｈｃｔ値が４５％の血液試料、および「Ｈ６５」は、Ｈｃｔ値が６５％の血液試料を用いた場合を示す。
図３８（ｂ）および図３８（ｃ）と比較して、図３９（ｂ）および図３９（ｃ）に示すように、本発明の測定方法によれば、図３８（ｃ）における感度差（％）と比較して、測定時間４．５秒以降における図３９（ｃ）における感度差（％）が小さいことから、様々なＨｃｔ値の血液試料について、血液成分量の測定時におけるＨｃｔの影響が低減され、測定される血液成分量の精度が向上したことが確認できた。また、図３８（ｂ）および図３８（ｃ）と比較して、図４０（ｂ）および図４０（ｃ）に示すように、本発明の測定方法によれば、図３８（ｃ）における感度差（％）と比較して、測定時間４．５秒以降における図４０（ｃ）における感度差（％）が小さいことから、様々なＨｃｔ値の血液試料について、血液成分量の測定時におけるＨｃｔの影響が低減され、測定される血液成分量の精度が向上したことが確認できた。
図３８の内容を、図４１にまとめた。図４１（ａ）は、印加時間と印加電流の関係を示すグラフであり、図４１（ｂ）は、比較例２の印加時間５秒における血液成分（グルコース）の濃度と、応答値電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図４１（ｃ）は、比較例２の印加時間５秒における血液成分（グルコース）の濃度と、感度差（％）のグラフである。
図３９の内容を、図４２にまとめた。図４２（ａ）は、印加時間と印加電流の関係を示すグラフであり、図４２（ｂ）は、実施例８の印加時間５秒における血液成分（グルコース）の濃度と、応答値電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図４２（ｃ）は、実施例８の印加時間５秒における血液成分（グルコース）の濃度と、感度差（％）のグラフである。
図４２（ａ）〜（ｃ）に示すように、本発明の測定方法によれば、図４２（ｃ）における比較例２の感度差（％）と比較して、実施例８の感度差（％）の絶対値が小さいことから、様々なＨｃｔ値の血液試料について、血液成分量の測定時におけるＨｃｔの影響が低減され、測定される血液成分量の精度が向上したことが確認できた。
図４０の内容を、図４３にまとめた。図４３（ａ）は、印加時間と印加電流の関係を示すグラフであり、図４３（ｂ）は、実施例９の印加時間５秒における血液成分（グルコース）の濃度と、応答値電流値（ｍＶ）の経時的変化を表すグラフであり、図４３（ｃ）は、実施例９の印加時間５秒における血液成分（グルコース）の濃度と、感度差（％）のグラフである。
図４３（ａ）〜（ｃ）に示すように、本発明の測定方法によれば、図４３（ｃ）における比較例２の感度差（％）と比較して、実施例８の感度差（％）の絶対値が小さいことから、様々なＨｃｔ値の血液試料について、血液成分量の測定時におけるＨｃｔの影響が低減され、測定される血液成分量の精度が向上したことが確認できた。
以上のように、本発明の血液成分量の測定方法は、Ｈｃｔの影響が低減され、測定される血液成分量の精度が向上する。従って、本発明の測定方法は、生物学、生化学および医学等の血液成分を測定する、あらゆる分野に好ましく使用でき、特に臨床検査の分野に好適である。
Ａ 電極Ａ
Ｂ 電極Ｂ
Ｃ 電極Ｃ
Ｄ 電極Ｄ
Ｅ 電極Ｅ
Ｆ 電極Ｆ
Ｇ 電極Ｇ
１１、２１ 試薬層
１２、２２ 血液供給口
１３、２３ 空気孔
１４、２４ 流路
１０１、２０１ 絶縁基板
１０２、２０２ スペーサ
１０３、２０３ カバー
１ センサ
２ 測定装置
４ 表示部
５ 装着口
６ 入力端子部
１２ 検体供給口
３０ Ａ／Ｄ変換部
３１ 判定手段
３２ 表示部
３３ 電源部
３４ メモリ
３５ 時計
３６ 補正手段
３７ 電圧印加部
３８ 電流−電圧変換部
３９ 制御部

Claims (12)

  1. 第１の作用極と第１の対極とを有する第１の電極系と、
    第２の作用極と第２の対極とを有する第２の電極系と、
    前記第１の電極系の少なくとも一部を覆うが、前記第２の作用極は覆わない形態に配置された試薬部とを備えたバイオセンサを用いて、血液中の血液成分量を算出する血液成分量の測定方法であって、
    前記第１の電極系に第１の電圧を印加する前工程と、
    前記前工程後、前記第１の電極系に前記第１の電圧を印加し、かつ前記第１の電圧印加中に前記第２の電極系に第２の電圧を印加している期間において、前記第１の電極系に流れる第１の電流値を検出し、前記第１の電流値に基づき、前記血液中の見かけの血液成分量を算出する第１の工程と、
    次いで、前記第１の電極系に第１の電圧を印加することを停止し、かつ前記第２の電極系に第３の電圧を印加し、ヘマトクリット値に依存する第２の電流値を検出する第２の工程と、
    前記見かけの血液成分量と、前記第２の電流値とを用いて、真の血液成分量を算出する工程を含む血液成分量の測定方法。
  2. 前記第２の電圧と前記第３の電圧は、等しいことを特徴とする請求項１に記載の血液成分量の測定方法。
  3. 前記第２の電圧と前記第３の電圧は、異なることを特徴とする請求項１に記載の血液成分量の測定方法。
  4. 前記第１の電流値は、前記第１の電極系に前記第１の電圧を印加し、かつ前記第１の電圧印加中に前記第２の電極系に第２の電圧を印加している期間の終点において検出されることを特徴とする請求項１〜３のいずれか一項に記載の血液成分量の測定方法。
  5. 前記バイオセンサが、第３の作用極と第３の対極とを有する第３の電極系をさらに備え、
    前記試薬部が、前記第３の対極の少なくとも一部を覆うが、前記第３の作用極は覆わない形態に配置され、
    前記第２の工程において、前記第２の電極系に前記第３の電圧を印加する代わりに、前記第３の電極系に前記第３の電圧を印加する請求項１〜４のいずれか一項に記載の血液成分量の測定方法。
  6. 前記第１の電極系と、前記第２の電極系の対極が、独立した電極である請求項１〜５のいずれか一項に記載の測定方法。
  7. 前記第１の工程と前記第２の工程が、連続して行われる請求項１〜６のいずれか一項に記載の測定方法。
  8. 前記第１の工程と前記第２の工程が、間隔をあけて行われる請求項１〜６のいずれか一項に記載の測定方法。
  9. 前記間隔は、０．０１〜１０秒である請求項８に記載の測定方法。
  10. 前記第２の電圧が、０．５〜５Ｖである請求項１〜９のいずれか一項に記載の測定方法。
  11. 前記第３の電圧が、０．１〜１０Ｖである請求項１〜１０のいずれか一項に記載の測定方法。
  12. 前記第１の電圧および第１の電圧の印加時間がそれぞれ０．０５〜１Ｖおよび０．０５〜３０秒であり、かつ、第２の電圧および第２の電圧の印加時間がそれぞれ０．５〜５Ｖおよび０．０１〜５秒である請求項１〜１１のいずれか一項に記載の測定方法。
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Families Citing this family (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP3078965B1 (en) * 2015-04-06 2018-04-04 ARKRAY, Inc. Biosensor comprising electrode for measuring hematocrit value
US11255834B2 (en) * 2016-03-22 2022-02-22 Conductive Technologies, Inc. Physical characteristic determination of a biological sample
CN110140046A (zh) * 2016-11-25 2019-08-16 普和希控股公司 测量生物体试样的成分的方法
EP3667307B1 (en) 2017-08-10 2024-07-24 PHC Holdings Corporation Method for measuring amount of blood component in blood
EP3770594A4 (en) * 2018-03-19 2021-05-05 PHC Holdings Corporation METHOD OF MEASURING THE QUANTITY OF BLOOD COMPONENTS IN BLOOD
KR102506277B1 (ko) * 2019-08-02 2023-03-07 바이오나임 코포레이션 마이크로 바이오 센서 및 측정 방법
CN119375326B (zh) * 2024-12-27 2025-04-01 北京中生金域诊断技术股份有限公司 一种具有hct校正功能的电化学检测系统及其检测方法

Family Cites Families (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5385846A (en) 1993-06-03 1995-01-31 Boehringer Mannheim Corporation Biosensor and method for hematocrit determination
US6287451B1 (en) 1999-06-02 2001-09-11 Handani Winarta Disposable sensor and method of making
US20050103624A1 (en) * 1999-10-04 2005-05-19 Bhullar Raghbir S. Biosensor and method of making
CN100472210C (zh) 2003-12-04 2009-03-25 松下电器产业株式会社 血液成分的测定方法及该方法中使用的传感器和测定装置
EP3115777B1 (en) 2004-04-19 2020-01-08 PHC Holdings Corporation Method for measuring blood components
KR100698961B1 (ko) 2005-02-04 2007-03-26 주식회사 아이센스 전기화학적 바이오센서
EP2053388B1 (en) * 2006-07-26 2016-08-31 Panasonic Healthcare Holdings Co., Ltd. Biosensor measuring system and measuring method
US8145267B2 (en) 2008-01-10 2012-03-27 Panasonic Corporation Biological sample measurement apparatus
JP2010087191A (ja) * 2008-09-30 2010-04-15 Canon Inc 露光装置およびデバイス製造方法
EP2392921B1 (en) * 2009-01-30 2018-11-14 PHC Holdings Corporation Method for measuring temperature of biological sample, method for measuring concentration of biological sample and biosensor system
TWI440853B (zh) * 2009-12-14 2014-06-11 Taidoc Technology Corp 具有校正血容比功能之分析物測量電化學生物感測試紙、生物感測器裝置、系統以及測量方法
EP2770063B1 (en) 2010-09-28 2017-04-19 Lifescan Scotland Limited Glucose electrochemical measurement method with error detection
RU2605292C2 (ru) 2011-05-27 2016-12-20 Лайфскэн Скотлэнд Лимитед Коррекция способом смещения по времени от пика для тест-полоски, используемой для измерения содержания аналита

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