生物体信息测定装置和利用该装置的生物体信息测定方法.pdf

在例如测定血糖值的生物体信息测定装置中，目的是提高测定精度。在电压扫掠模式(A)(生物体信息特性检测模式)中，在第1时间和第2时间中，通过从电压施加部(15)对第1输入端子及第2输入端子之间施加不同的电压值，取得对生物体信息的测定的偏差带来影响的多个各种因素作为该电压扫掠模式(A)(生物体信息特性检测模式)中的电流值的变化，根据该电流值的变化计算生物体信息修正值，将在生物体信息测定模式(C)时测定出的生物体信息测定值通过生物体信息修正值进行修正，所以能够提高测定精度。

权利要求书
1.  一种生物体信息测定装置，用于安装具有第1电极、第2电极以及设在第1电极及第2电极之间的试剂部的生物传感器，具备：
第1输入端子，供所述第1电极连接；
第2输入端子，供所述第2电极连接；
电压施加部，对所述第1输入端子及所述第2输入端子施加电压；
控制部，与所述电压施加部、所述第1输入端子及第2输入端子连接；
所述控制部构成为执行生物体信息特性检测模式和所述生物体信息特性检测模式之后的生物体信息测定模式；
所述控制部构成为在所述生物体信息特性检测模式时，对于所述电压施加部，在所述生物体信息特性检测模式期间的第1时间和第2时间，从所述电压施加部对所述第1输入端子及第2输入端子之间施加不同的电压值，并且检测在所述第1时间和所述第2时间流过所述第1输入端子及第2输入端子之间的电流；
根据在所述第1时间和所述第2时间流过所述第1输入端子及第2输入端子之间的电流，计算生物体信息修正值；
在所述生物体信息测定模式时，通过所述生物体信息修正值对所测定的生物体信息测定值进行修正。

2.  如权利要求1所述的生物体信息测定装置，
所述控制部构成为执行生物体信息特性检测模式、所述生物体信息特性检测模式之后的电压停止模式、以及所述电压停止模式之后的生物体信息测定模式。

3.  如权利要求1或2所述的生物体信息测定装置，
在所述生物体信息特性检测模式中，从所述电压施加部对所述第1输入端子及所述第2输入端子施加的电压施加图案是锯齿状的电压施加图案。

4.  如权利要求3所述的生物体信息测定装置，
在所述生物体信息特性检测模式中，从所述电压施加部对所述第1输入端子及所述第2输入端子施加的电压施加图案是相对于第1锯齿的电压使后续的第2锯齿的电压更高的电压施加图案。

5.  如权利要求3所述的生物体信息测定装置，
在所述生物体信息特性检测模式中，从所述电压施加部对所述第1输入端子及所述第2输入端子施加的电压施加图案是相对于第1锯齿的电压使后续的第2锯齿的电压更低的电压施加图案。

6.  如权利要求1或2所述的生物体信息测定装置，
在所述生物体信息特性检测模式中，从所述电压施加部对所述第1输入端子及所述第2输入端子施加的电压施加图案是使电压连续上升的电压施加图案。

7.  如权利要求1或2所述的生物体信息测定装置，
在所述生物体信息特性检测模式中，从所述电压施加部对所述第1输入端子及所述第2输入端子施加的电压施加图案是使电压连续下降的电压施加图案。

8.  如权利要求1～7中任一项所述的生物体信息测定装置，
所述控制部在所述生物体信息测定模式时，对于所述电压施加部，在所述生物体信息测定模式期间的第3时间和第4时间，从该电压施加部对所述第1输入端子及第2输入端子之间施加不同的电压值，并且检测在所述第3时间和所述第4时间流过所述第1输入端子及第2输入端子之间的电流；
根据在所述第3时间和所述第4时间流过所述第1输入端子及第2输入端子之间的电流，计算电流面积值；
将所述电流面积值与预先制作的基准检量线进行对比，得到生物体信息测定值。

9.  一种生物体信息测定方法，利用权利要求1～8中任一项所述的生物体信息测定装置，
在安装了所述生物传感器的状态下，在所述生物体信息特性检测模式中，由所述电压施加部对所述第1输入端子及所述第2输入端子施加电压，并且根据流过所述第1输入端子及第2输入端子之间的电流，计算生物体信息修正值；
接着，通过所述生物体信息修正值对在所述生物体信息测定模式时测定出的生物体信息测定值进行修正。

说明书生物体信息测定装置和利用该装置的生物体信息测定方法
技术领域
本发明涉及例如测定血糖值的生物体信息测定装置和使用该装置的生物体信息测定方法。
背景技术
以往的例如测定血糖值的生物传感器构成为具有第1电极、第2电极、以及设在第1电极及第2电极之间的试剂部。
此外，用于安装该生物传感器的生物体信息测定装置为以下这样的结构。
即，构成为具备供上述生物传感器的第1电极连接的第1输入端子、供上述第2电极连接的第2输入端子、对上述第1输入端子及上述第2输入端子施加电压的电压施加部、与上述电压施加部、上述第1输入端子及第2输入端子连接的控制部(例如，下述专利文献1)。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：特开2005－017183号公报
发明内容
发明要解决的问题
在上述以往例中，将生物传感器安装到上述生物体信息测定装置，接着将血液作为生物体试样向上述生物传感器点滴，然后作为生物体信息而测定血糖值，但是，因个人的个体间差别及生物传感器的保管状态、生物传感器反应部温度的偏差、点滴时的技法等，也有测定出的血糖值发生偏差而测定精度变低的情况。
所以，本发明的目的是提高生物体信息的测定精度。
用于解决问题的手段
为了达到该目的，本发明是一种生物体信息测定装置，用于安装具有第1电极、第2电极及设在第1电极及第2电极之间的试剂部的生物传感器，具备：第1输入端子，供所述第1电极连接；第2输入端子，供所述第2电极连接；电压施加部，对所述第1输入端子及所述第2输入端子施加电压；控制部，与所述电压施加部、所述第1输入端子及第2输入端子连接；所述控制部执行生物体信息特性检测模式和所述生物体信息特性检测模式之后的生物体信息测定模式；所述控制部在所述生物体信息特性检测模式时，对于所述电压施加部，在所述生物体信息特性检测模式期间的第1时间和第2时间，从所述电压施加部对所述第1输入端子及第2输入端子之间施加不同的电压值，并且检测在所述第1时间和所述第2时间流过所述第1输入端子及第2输入端子之间的电流；根据在所述第1时间和所述第2时间流过所述第1输入端子及第2输入端子之间的电流，计算生物体信息修正值；通过所述生物体信息对在所述生物体信息测定模式时测定出的生物体信息测定值修正值进行修正。
并且，由此达到作为期望的目的的生物体信息的测定精度的提高。
发明效果
如以上这样，本发明是一种生物体信息测定装置，用于安装具有第1电极、第2电极、以及设在第1电极及第2电极之间的试剂部的生物传感器，具备：第1输入端子，供所述第1电极连接；第2输入端子，供所述第2电极连接；电压施加部，对所述第1输入端子及所述第2输入端子施加电压；控制部，与所述电压施加部、所述第1输入端子及第2输入端子连接；所述控制部执行生物体信息特性检测模式和所述生物体信息特性检测模式之后的生物体信息测定模式；所述控制部在所述生物体信息特性检测模式时，对于所述电压施加部，在所述生物体信息特性检测模式期间的第1时间和第2时间，从所述电压施加部对所述第1输入端子及第2输入端子之间施加不同的电压值，并且检测在所述第1时间和所述第2时间流过所述第1输入端子及第2输入端子之间的电流；根据在所述第1时间和所述第2时间流过所述第1输入端子及第2输入端子之间的电流，计算生物体信息修正值；通过所述生物体信息对在所述生物体信息测定模式时测定出的生物体信息测定值修正值进行修正，；所以能够提高测定精度。
即，在本发明中，在生物体信息特性检测模式中，在第1时间和第2时间，通过从该电压施加部对上述第1输入端子及第2输入端子之间施加不同的电压值，取得对生物体信息的测定的偏差带来影响的多个各种因素作为上述生物体信息特性检测模式中的电流值的变化，根据该电流值的变化来计算生物体信息修正值，通过生物体信息修正值对在上述生物体信息测定模式时测定出的生物体信息测定值进行修正，所以能够提高测定精度。
对这一点进一步加以说明如下，由于受个人的个体间差别、生物传感器的保管状态、生物传感器反应部温度的偏差、点滴时的技法等的影响的物质对分别不同的电压显现不同的反应，所以如果如本发明那样从电压施加部对上述第1输入端子及第2输入端子之间施加不同的电压值，则预先检测这些各物质的影响，根据该结果，对在上述生物体信息测定模式时测定出的生物体信息测定值进行修正，所以能够提高测定精度。
附图说明
图1是有关本发明的第1实施方式的生物体信息测定装置的电气框图。
图2中(a)是在有关本发明的第1实施方式的生物体信息测定装置中使用的生物传感器的分解立体图，(b)是在有关本发明的第1实施方式的生物体信息测定装置中使用的生物传感器的侧视图，(c)是在有关本发明的第1实施方式的生物体信息测定装置中使用的生物传感器的平面图。
图3中(a)是表示在有关本发明的第1实施方式的生物体信息测定装置中随着时间经过而施加的电压的波形的图，(b)是表示有关本发明的第1实施方式的生物体信息测定装置的随着时间经过的电流波形的图。
图4是有关本发明的第1实施方式的生物体信息测定装置的动作流程图。
图5是表示有关本发明的第1实施方式的生物体信息测定装置和以往的生物体信息测定装置进行的修正后的生物体信息的偏差的图。
图6是表示有关本发明的第1实施方式的生物体信息测定装置和以往的生物体信息测定装置进行的修正后的生物体信息的偏差的图。
图7是表示有关本发明的第1实施方式的生物体信息测定装置进行的修正后的生物体信息的个体间的偏差的图。
图8是表示暴露对有关本发明的第1实施方式的生物体信息测定装置进行的修正后的生物体信息的偏差带来的影响的图。
图9是表示温度对有关本发明的第1实施方式的生物体信息测定装置进行的修正后的生物体信息的偏差带来的影响的图。
图10是表示血液点滴技法对有关本发明的第1实施方式的生物体信息测定装置进行的修正后的生物体信息的偏差带来的影响的图。
图11中(a)是在有关本发明的第2实施方式的生物体信息测定装置中使用的生物传感器的分解立体图，(b)是在有关本发明的第2实施方式的生物体信息测定装置中使用的生物传感器的侧视图，(c)是在有关本发明的第2实施方式的生物体信息测定装置中使用的生物传感器的平面图。
图12是有关本发明的第2实施方式的生物体信息测定装置的动作流程图。
图13是表示在有关本发明的第3实施方式的生物体信息测定装置中随着时间经过施加的电压的波形的图。
图14中(a)是表示在有关本发明的第4实施方式的生物体信息测定装置中随着时间经过施加的电压的波形的图，(b)是表示有关本发明的第4实施方式的生物体信息测定装置的随着时间经过的电流波形的图。
图15中(a)是表示在有关本发明的第5实施方式的生物体信息测定装置中随着时间经过施加的电压的波形的图，(b)是表示有关本发明的第5实施方式的生物体信息测定装置的电流波形的图。
图16中(a)是表示在有关本发明的第6实施方式的生物体信息测定装置中随着时间经过施加的电压的波形的图，(b)是表示有关本发明的第6实施方式的生物体信息测定装置的电流波形的图。
图17中(a)是表示在有关本发明的第7实施方式的生物体信息测定装置中随着时间经过施加的电压的波形的图，(b)是表示有关本发明的第7实施方式的生物体信息测定装置的电流波形的图。
图18是表示在有关本发明的第8实施方式的生物体信息测定装置中随着时间经过施加的电压的波形的图。
图19是表示在有关本发明的第9实施方式的生物体信息测定装置中随着时间经过施加的电压的波形的图。
图20中(a)是表示在有关本发明的第10实施方式的生物体信息测定装置中随着时间经过施加的电压的波形的图，(b)是表示有关本发明的第10实施方式的生物体信息测定装置的电流波形的图。
图21中(a)是表示在有关本发明的第11实施方式的生物体信息测定装置中随着时间经过施加的电压的波形的图，(b)是表示有关本发明的第11实施方式的生物体信息测定装置的电流波形的图。
图22中(a)是表示在有关本发明的第12实施方式的生物体信息测定装置中随着时间经过施加的电压的波形的图，(b)是表示有关本发明的第12实施方式的生物体信息测定装置的电流波形的图，(c)是表示以往例与有关本发明的第12实施方式的生物体信息测定装置的相对于血球比率值42％的背离的曲线图。
图23是表示在有关本发明的第13实施方式的生物体信息测定装置中随着时间经过施加的电压的波形的图。
图24是表示在有关本发明的第14实施方式的生物体信息测定装置中随着时间经过施加的电压的波形的图。
图25是表示在有关本发明的第15实施方式的生物体信息测定装置中随着时间经过施加的电压的波形的图。
具体实施方式
以下，使用附图说明将本发明的一实施方式应用到测定血糖值的生物体信息测定装置中的形态。
(实施方式1)
图1是有关本发明的第1实施方式的生物体信息测定装置的电气框图。图2(a)是在有关本发明的第1实施方式的生物体信息测定装置中使用的生物传感器的分解立体图。图2(b)是在有关本发明的第1实施方式的生物体信息测定装置中使用的生物传感器的侧视图。图2(c)是在有关本发明的第1实施方式的生物体信息测定装置中使用的生物传感器的平面图。如图1所示，在该生物体信息测定装置中，在主体壳体1的一端设有生物传感器2的插入口3。
上述生物传感器2如图2(a)所示，在长方形状的绝缘基板4之上， 隔开规定的间隔对置配置两个电极、即血液成分测定作用极(第1电极的一例)5及血液成分测定对极(第2电极的一例)6而形成。作为本发明的生物体信息测定装置要测定的生物体信息，可以举出例如葡萄糖值、乳酸值、尿酸值、胆红素值、胆固醇值等。此外，作为用于得到这样的生物体信息的生物体试样，可以举出血液、尿、汗等。该生物传感器2是将血液作为生物体试样而使用的情况下的一例。
此外，绝缘基板4的一端侧(图2的右端侧)的血液成分测定作用极5及血液成分测定对极6从图1所示的插入口3插入到主体壳体1内，通过与输入端子部7接触而电连接于生物体信息测定装置。
进而，如图2(a)所示，在该生物传感器2中，在生物传感器2的另一侧(与向插入口3的插入部相反侧)，在血液成分测定作用极5与血液成分测定对极6之间配置有试剂部8。
在该生物传感器2中，还在试剂部8上配置有试剂9。通过该状态，成为在试剂部8中血液成分测定作用极5及血液成分测定对极6经由试剂9连接的状态。上述试剂9包括葡萄糖脱氢酶等的氧化还原酶、介体(电子传递体)，作为任意成分而有选择地包含高分子材料、酶稳定化剂，结晶均质化剂等。
此外，在上述绝缘基板4及试剂9之上，隔着间隔件10配置有罩11，但在绝缘基板4的一端侧(图2中的右端侧)，血液成分测定作用极5及血液成分测定对极6的一部分没有被间隔件10及罩11覆盖而为露出的状态。
并且，该露出的血液成分测定作用极5及血液成分测定对极6如上所述电连接于输入端子部7。
此外，在生物传感器2的间隔件10上，形成有用于将血液导入的血液供给路12。该血液供给路12从生物传感器2的另一端侧(图2中的左端侧)延伸至试剂9的上方，对外部开口的另一端侧为血液供给口13。
如上所述，血液成分测定作用极5及血液成分测定对极6电连接于输入端子部7，但具体地讲，血液成分测定作用极5连接于输入端子部7的第1输入端子(未图示)，血液成分测定对极6连接于输入端子部7的第2输入端子(未图示)。
此外，根据图2也可以理解，在该生物传感器2中，与血液供给口13 最近地配置的是血液成分测定对极6，其次配置有血液成分测定作用极5。
即，在该生物传感器2中，成为从血液供给口13侧起依次配置有血液成分测定对极(第2电极的一例)6及血液成分测定作用极(第1电极的一例)5的状态。
另外，在上述生物传感器2的罩11上，形成有用于当血液被点滴到血液供给口13时促进毛细管现象、并使其渗入到血液成分测定对极6的越过血液成分测定作用极5的部分(试剂9的里侧部分)的空气孔14。
接着，对生物传感器2的结构更详细地叙述。
在本发明中，上述绝缘基板4的材质没有特别限制，例如可以使用聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)、聚碳酸酯(PC)、聚酰亚胺(PI)、聚乙烯(PE)、聚丙烯(PP)、聚苯乙烯(PS)、聚氯乙烯(PVC)、聚氧化甲烯(POM)、单体浇铸尼龙(MC)、聚对苯二甲酸丁二醇酯(PBT)、甲基丙烯酸树脂(PMMA)、ABS树脂(ABS)、玻璃等，其中优选的是聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)、聚碳酸酯(PC)、聚酰亚胺(PI)，更优选的是聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)。
此外，绝缘基板4的大小没有特别限制，例如全长5～100mm，宽度2～50mm，厚度0.05～2mm，优选的是全长7～50mm，宽度3～20mm，厚度0.1～1mm，更优选的是全长10～30mm，宽度3～10mm，厚度0.1～0.6mm。
绝缘基板4上的各电极例如可以以金、白金、钯等为材料，通过利用溅射法或蒸镀法形成导电层、并将其用激光加工为特定的电极图案而形成。作为激光，例如可以使用YAG激光、CO2激光、准分子激光等。关于电极图案，并不仅限于在本发明中公开的图案，只要能够实现本发明的效果就可以。在本发明中使用的生物传感器2的电极也可以以防止杂质的附着及防止氧化等的目的而被高分子材料覆盖。上述电极的表面的覆盖例如可以通过调制高分子材料的溶液，将其滴下或涂敷到上述电极表面上，接着使其干燥来实施。干燥例如有自然干燥、风干、热风干燥、加热干燥等。
使用的生物传感器2的电子传递体没有特别限制，例如可以举出铁氰化物、p－苯醌、p－苯醌衍生物、吩嗪硫酸甲酯、亚甲基蓝、二茂铁、二茂铁衍生物等。上述电子传递体的配合量没有特别限制，针对每1次测定或每1个生物传感器例如是0.1～1000mM，优选的是1～500mM，更优选 的是10～200mM。
在本发明中，上述生物体信息例如可以举出葡萄糖值、乳酸值、尿酸值、胆红素值、胆固醇值等。本发明的氧化还原酶也可以根据上述生物体信息的种类适当选择。作为上述氧化还原酶，例如有葡萄糖氧化酶、乳酸氧化酶、胆固醇氧化酶、胆红素氧化酶、葡萄糖脱氢酶、乳酸脱氢酶等。对上述氧化还原酶的量而言，例如针对每1个传感器或每1次测定例如是0.01～100U，优选的是0.05～10U，更优选的是0.1～5U。其中，作为生物体信息优选的是葡萄糖值，该情况下的氧化还原酶优选的是葡萄糖氧化酶及葡萄糖脱氢酶。
在本发明中，试剂9例如可以通过对0.01～2.0wt％羧甲基纤维素(CMC)水溶液添加0.1～5.0U/传感器的黄素腺苷二核苷酸依存性葡萄糖脱水素酶(FAD－GDH)、10～200mM的铁氰化钾、1～50mM的麦芽糖醇、20～200mM的牛磺酸，并使其溶解而调制试剂溶液，将其滴落到上述绝缘基板4的电极之上，使其干燥来形成。
接着，在本发明中，间隔件10的材质没有特别限制，例如可以使用与绝缘基板4同样的材料。此外，间隔件10的大小没有特别限制，例如全长5～100mm，宽度2～50mm，厚度0.01～1mm，优选的是全长7～50mm，宽度3～20mm，厚度0.05～0.5mm，更优选的是全长10～30mm，宽度3～10mm，厚度0.05～0.25mm。在间隔件10形成有作为用于血液导入的血液供给路12的I字形状的缺口部。此外，例如也可以通过将血液供给路12的缺口部形成为T字形状，在血液供给路的各个端部上分别适当地设置试剂部及电极部以便能够分别进行血球比率测定及葡萄糖测定，来实施本发明。
此外，在本发明中，罩11的材质没有特别限制，例如可以使用与绝缘基板4同样的材料。对于罩11的与血液供给路12的顶棚部对应的部分，更优选的是进行亲水性处理。作为亲水性处理，例如有涂敷界面活性剂的方法、通过等离子处理等对罩11表面导入氢氧基、羰基、羧基等的亲水性官能团的方法。罩11的大小没有特别限制，例如是全长5～100mm，宽度3～50mm，厚度0.01～0.5mm，优选的是全长10～50mm，宽度3～20mm，厚度0.05～0.25mm，更优选的是全长15～30mm，宽度5～10mm，厚度 0.05～0.1mm。在罩11上优选形成有空气孔14，形状例如是圆形、椭圆形、多边形等，其大小例如是最大直径0.01～10mm，优选的是最大直径0.05～5mm，更优选的是最大直径0.1～2mm。该空气孔14既可以通过例如激光或钻削等穿孔而形成，也可以在形成罩11时使用能够形成空气排出部的金属模来形成。接着，该生物传感器2如图2那样，可以通过将绝缘基板4、间隔件10及罩11以该顺序层叠并一体化来制造。对一体化而言，可以将上述3个部件用粘接剂粘贴或热熔接。作为上述粘接剂，例如可以使用环氧类粘接剂、丙烯类粘接剂、聚氨酯类粘接剂、或者热硬化性粘接剂(热熔粘接剂等)、UV硬化性粘接剂等。
再次回到图1继续说明如下，有关本发明的第一实施方式的生物体信息测定装置的输入端子部7经由切换电路17与施加电压的电压施加部15及电流－电压变换部16连接。
具体而言，电压施加部15的施加电压部18连接于切换电路17、输入端子部7、生物传感器2的血液成分测定作用极5、试剂9、血液成分测定对极6及电压施加部15的基准电压部19。
例如，在使施加电压部18的电压为300mV、使基准电压部19的电压为200mV的情况下，成为100mV的电压施加到血液成分测定作用极5及血液成分测定对极6之间的状态。
在本实施方式中，通过使基准电压部19的电压为一定、使施加电压部18的电压变动，得到后述的电压波形。
另外，设置基准电压部19的理由是为了减小来自电源部20的供给电压的噪声所带来的影响。
总之，基于血液成分测定作用极5及血液成分测定对极6的电位差的电流流过血液成分测定作用极5及血液成分测定对极6之间，将流过那里的电流变换为电压的机构在该图1中是电流－电压变换部(例如，设在血液成分测定对极6与基准电压部19间的电阻体)16。
电压施加部15经由控制部21被施加电压，该电压经由输入端子部7被向生物传感器2的血液成分测定作用极5及血液成分测定对极6施加一定时间。通过该电压施加，在生物传感器2中流过电极间的电流被电流－电压变换部16变换为电压，然后，通过A/D变换部22对该电压进行数字 变换，通过判定单元23将该数字变换后的电压与阈值进行比较。
此外，在与控制部21连接的显示部24上，显示由上述生物传感器2检测出的葡萄糖值、上述判定单元23的判定结果。
另外，图1的电源部20用于对上述各部供给电源。
此外，标号25是具有由血球比率值及葡萄糖测定时的施加电压和施加时间等构成的表、根据环境温度预先制作的检量线(standard curve，校准线)及检量表的存储部。
此外，上述控制部21上连接着时钟26，控制部21构成为利用该时钟26的时刻及时间执行各种控制动作。
进而，在控制部21内设有修正单元27，考虑血球比率值及各种妨碍物质的影响来修正所测定出的血糖值，从而提高血糖值的测定精度。
本实施方式的特征点是，上述控制部21使图3(a)所示的电压扫掠(扫描)模式A、电压施加停止模式B及生物体信息测定模式C分别执行。图3(a)是表示在有关本发明的第1实施方式的生物体信息测定装置中随着时间经过施加的电压的波形的图。
在第1实施方式中，在电压扫掠模式A中，对于输入端子部7的第1输入端子(未图示)及第2输入端子(未图示)、即血液成分测定作用极5的第1输入端子(未图示)及血液成分测定对极6(未图示)，使电压从低电位朝向高电位扫掠地施加。
在第1实施方式中，电压施加停止模式B中，在上述电压扫掠模式A后，将对于这些输入端子部7的第1输入端子(未图示)及输入端子部7的第2输入端子(未图示)、即血液成分测定作用极5及血液成分测定对极6的电压施加停止。
在第1实施方式中，生物体信息测定模式C中，在上述电压施加停止模式B后，对这些输入端子部7的第1输入端子(未图示)及输入端子部7的第2输入端子(未图示)、即血液成分测定作用极5及血液成分测定对极6施加电压，测定生物体信息(葡萄糖值)。
接着，使用图2～图4，对电压扫掠模式A、电压施加停止模式B及生物体信息测定模式C中的测定流程更详细地说明。图4是有关本发明的第1实施方式的生物体信息测定装置的动作流程图。
首先，图2所示的生物传感器2在使用前的状态下，在干燥容器(未图示)内保管有多片，每当测定葡萄糖值(血糖值、生物体信息)时从干燥容器内取出一片，如图1那样将其一端侧向插入口3插入(图4的S1，“安装生物传感器”)，与输入端子部7电连接。结果，控制部21获知在输入端子部7上安装了生物传感器2的情况，使测定动作启动(图4的S2，“测定器的电源启动”)。
另外，在该状态下，使用者的血液还没有被点滴到血液供给口13部分上。
通过测定动作的启动，控制部21经由电压施加部15及输入端子部7使施加电压分别供给至生物传感器2的血液成分测定作用极5及血液成分测定对极6(图4的S3，“向作用极、对极施加电压”)。
另外，在第1实施方式中向血液成分测定作用极5、血液成分测定对极6之间供给的施加电压例如是0.5V。
接着，使用者通过用刺针等将手指等穿刺，使血液渗出，使该血液点滴至生物传感器2的血液供给口13(图4的S4，“向生物传感器的供给口点滴血液”)。
于是，在血液成分测定作用极5与血液成分测定对极6之间开始流过电流，该电流被电流―电压变换部16变换为电压，然后由A/D变换部22进行A/D变换，由控制部21的判定单元23进行判定。
具体而言，控制部21测定流过血液成分测定作用极5与血液成分测定对极6之间的电流值，将与该电流值成比例的电压值与规定的阈值(例如10mV)比较，如果是阈值以上(图4的S5，“测定作用极－测定对极间电流≥阈值”)，则将电压施加部15的电压如图3的电压扫掠模式A那样以锯齿状扫掠(图4的S6，“对作用极－对极间扫掠电压施加开始电压”)。
接着，如图3那样，在电压施加停止模式B中，将电压施加停止(图4的S7，“将电压施加停止”)，然后，在生物体信息测定模式C中，向血液成分测定作用极5与血液成分测定对极6之间施加电压(图4的S8，“向作用极－对极间施加电压”)。
然后，控制部21从温度传感器(未图示)提取温度信息(图4的S9，“提取从测定器得到的信息(温度等)”)。
进而，在电压扫掠模式A、电压施加停止模式B及生物体信息测定模式C中，提取多个规定时间的测定电流值(图4的S10，“从波形中提取多个点的电流值”)。
即，图3(b)表示流过血液成分测定作用极5与血液成分测定对极6之间的电流波形，提取该电流波形中的多个规定时间的测定电流值。
并且，如果经过施加时间的1.5秒，则控制部21计算葡萄糖值(生物体信息)(图4的S11，“计算葡萄糖值”)。
接着，计算基于上述提取出的多个规定时间的测定电流值及上述提取出的生物体信息测定装置的温度信息等的多个参数(x1，x2，x3…，x10)(图4的S12，“计算规定的参数”)，通过多元回归式(例如下述式1)计算修正量(图4的S13，“通过多元回归式计算修正量”)。
y＝ax1+bx2+cx3…+kx10+l  (式1)
(y表示修正量，x1，x2，x3…，x10表示参数，a，b，c，…l表示系数)
此外，对于通过上述图4的S11计算出的葡萄糖值，通过上述修正量y对葡萄糖值进行修正(图4的S14，“通过修正量修正葡萄糖值”)。
并且，将如上述那样进行修正而求出的葡萄糖值在显示部24上作为最终葡萄糖(血糖)值来显示(图4的S15，“显示葡萄糖值”)。
本实施方式的特征点是在图3(a)的电压扫掠模式A中，使对血液成分测定作用极5及血液成分测定对极6之间施加的电压以锯齿状变化。
具体而言，在图3(a)中，首先，在0～0.5秒，从0.3V以直线状下降到0.1V，接着，在0.5～1.0秒，从0.4V以直线状下降到0.2V，进而，在1.0～1.5秒，从0.5V以直线状下降到0.3V，接着，在1.5～2.0秒，从0.6V以直线状下降到0.4V。
施加电压根据试剂结构等而并不限于此，优选的是以包含试剂中的电子传递体的氧化电位的电位幅度以锯齿状变化。
结果，该电压扫掠模式A中的流过血液成分测定作用极5及血液成分测定对极6之间的电流如图3(b)那样，成为至少3条尖锐的电流波形。图3(b)是表示有关本发明的第1实施方式的生物体信息测定装置的随着时间经过的电流波形的图。
在图3(b)中，此时的尖锐的电流波形与使对上述血液成分测定作用极5、血液成分测定对极6之间施加的电压在下降后急剧上升的定时相匹配(0.5秒、1.0秒、1.5秒)。
在本实施方式中，在图4的S10中，提取图3(b)的电压扫掠模式A及生物体信息测定模式C的期间中的多点的电流值。
具体而言，在图3(b)中，提取0.5、0.6、0.8、1.0、1.1、1.3、1.5、1.6、2.0、3.6、5.0秒的电流值。
并且，在图4的S12中，根据上述提取出的电流值计算规定的参数(例如，参数x1是5.0秒时的电流值除以0.5秒时的电流值而得到的值)，使用该参数在图4的S13中通过多元回归式计算修正量，将在图4的S11中计算出的葡萄糖值用上述图4的S13的修正量进行修正，最终在图4的S15中使葡萄糖值显示在显示部24上。
在本实施方式中，显示在显示部24上的葡萄糖值(生物体信息)不易受到因个人的个体间差别、生物传感器2的保管状态及生物传感器反应部温度的偏差、点滴时的技法等的影响。
即，根据本实施方式的生物体信息测定装置，能够减少因个人的个体间差别、生物传感器2的保管状态及生物传感器反应部温度的偏差、点滴时的技法等的影响而发生葡萄糖值(生物体信息)的偏差的情况。
以下，对这样的能够减少偏差的发生的理由进行说明。
图5是表示测定出的葡萄糖值随着血液中含有的血球比率的量而如何离散的图。
在图5中，表示以往产品和本发明实施方式的修正后的偏差。
具体而言，图5使用分配葡萄糖值和血球比率值的水准而进行了调整的9种血液，表示此时计算出的葡萄糖值(已修正)相对于葡萄糖值(真值)离散了百分之几。
结果，如图5所示，在市面销售的一般的以往例中，发生了标准偏差9.06％，而在本实施方式中，仅发生标准偏差4.05％，偏差减少率为55.27％。
像这样能够使偏差大幅减少的理由是因为，在本实施方式中，如上述那样，通过使电压施加部15的电压如图3(a)的电压扫掠模式A那样以锯齿状扫掠，容易提取依存于血球比率值的值，并且，根据上述多点的电 流值计算参数，通过多元回归式计算修正量，通过该修正量对测定出的葡萄糖值进行修正。
图6使用混入了氧化电位不同的两种还原性物质、分配了葡萄糖值的水准的10种血液，表示此时计算出的葡萄糖值(已修正)相对于葡萄糖值(真值)离散了百分之几。
结果，如图6所示，在市面销售的一般的以往例中，发生标准偏差9.31％，而在本实施方式中，仅发生标准偏差4.84％，偏差减少率为48.02％。
像这样能够使偏差大幅减少的理由是因为，在本实施方式中，如上述那样，通过使电压施加部15的电压如图3(a)的电压扫掠模式A那样以锯齿状扫掠，容易提取依存于上述还原性物质的值，并且，根据上述多点的电流值计算参数，通过多元回归式计算修正量，通过该修正量对测定出的葡萄糖值进行修正。
图7是表示由个体间差别带来的影响的图。
即，图7使用20人的血液(成分无调整)，表示此时测定的葡萄糖值(已修正)相对于各个葡萄糖值(真值)离散了百分之几。
结果，如图7所示，在市面销售的一般的以往例中，发生了标准偏差6.37％，而在本实施方式中，仅发生标准偏差4.01％，偏差减少率为36.96％。
像这样能够使偏差大幅减少的理由是因为，在本实施方式中，如上述那样，通过使电压施加部15的电压如图3(a)的电压扫掠模式A那样以锯齿状扫掠，容易提取依存于上述个体间差别的值，并且，根据上述多点的电流值计算参数，通过多元回归式计算修正量，通过该修正量对测定出的葡萄糖值进行修正。
另外，实际使用的血液与图6及图7的已调整血液不同，是没有确定葡萄糖值以外的成分的血液，但充分确认了偏差量减少的趋势。
图8是表示由生物传感器2的暴露带来的影响的图。
此时，作为生物传感器2，例如使用在温度30℃、湿度80％下放置5小时后的生物传感器、在温度40℃、湿度80％下放置2小时后的生物传感器、在温度30℃、湿度80％下放置2小时后接着在温度40℃、湿度80％下放置3小时后的生物传感器，并使用分配了葡萄糖值的水准的血液来测定葡萄糖值。
结果，如图8所示，在市面销售的一般的以往例中，发生了标准偏差4.05％，而在本实施方式中，仅发生标准偏差2.74％，偏差减少率为32.48％。
像这样能够使偏差大幅减少的理由是因为，在本实施方式中，如上述那样，通过使电压施加部15的电压如图3(a)的电压扫掠模式A那样以锯齿状扫掠，容易提取依存于上述暴露的值，并且，根据上述多点的电流值计算参数，通过多元回归式计算修正量，通过该修正量对测定出的葡萄糖值进行修正。
图9是表示由握住生物传感器2的指尖的温度等带来的生物传感器反应部温度的偏差和由测定时的血液的温度带来的影响的图。
此时，将生物传感器的反应部的温度调整为35℃、33℃、28℃、25℃，将血液的温度调整为35℃、25℃。
结果，如图9所示，在市面销售的一般的以往例中，发生了标准偏差3.87％，而在本实施方式中，仅发生标准偏差1.76％，偏差减少率为54.59％。
像这样能够使偏差大幅减少的理由是因为，在本实施方式中，如上述那样，通过使电压施加部15的电压如图3(a)的电压扫掠模式A那样以锯齿状扫掠，容易提取依存于上述生物传感器反应部的温度及血液的温度的值，并且，根据上述多点的电流值计算参数，通过多元回归式计算修正量，通过该修正量对测定出的葡萄糖值进行修正。
图10是表示由对于生物传感器2的血液供给口13的血液的点滴技法带来的影响的图。
即，使血液的点滴方法为第1次将不够测定的少量的血液点滴而再次追加足够测定的量的方法、将血液供给口一边用手指堵住一边花费时间而使血液点滴的方法、或者以使血液大量附着至传感器的上部下部的方式点滴的方法。
结果，如图10所示，在市面销售的一般的以往例中，发生了标准偏差11.69％，而在本实施方式中，仅发生标准偏差4.03％，偏差减少率为65.51％。
像这样能够使偏差大幅减少的理由是因为，在本实施方式中，如上述那样，通过使电压施加部15的电压如图3(a)的电压扫掠模式A那样以锯齿状扫掠，容易提取依存于上述血液的点滴方法的值，并且，根据上述多点的电流值计算参数，通过多元回归式计算修正量，通过该修正量对测 定出的葡萄糖值进行修正。
根据以上的结果，说明了由个人的个体间差别、生物传感器2的保管状态及生物传感器反应部温度的偏差、点滴时的技法等带来的影响得以改善，但也可以如此次这样根据对各个因子有相关性的参数求出多元回归式、通过各个因子的修正量对计算出的葡萄糖值进行多次修正，并且通过针对将全部的误差因素合计而得到的影响度的修正量对计算出的葡萄糖值进行一次修正也能够得到良好的结果。
(实施方式2)
图11及图12表示本发明的实施方式2。图11(a)是在有关本发明的第2实施方式的生物体信息测定装置中使用的生物传感器的分解立体图。图11(b)是在有关本发明的第2实施方式的生物体信息测定装置中使用的生物传感器的侧视图。图11(c)是在有关本发明的第2实施方式的生物体信息测定装置中使用的生物传感器的平面图。图12是有关本发明的第2实施方式的生物体信息测定装置的动作流程图。在该实施方式2中，在绝缘基板4上设有血液成分导入检测极(第3电极的一例)28。
即，如图11(a)所示，在长方形状的绝缘基板4之上，隔开规定的间隔对置配置形成有3个电极、即血液成分测定作用极(第1电极的一例)5、血液成分测定对极(第2电极的一例)6及血液成分导入检测极28。
此外，绝缘基板4的一端侧(图2中的右端侧)的血液成分测定作用极5、血液成分测定对极6及血液成分导入检测极28从图1所示的插入口3插入到主体壳体1内，通过与输入端子部7接触而电连接于生物体信息测定装置。
进而，如图2所示，在生物传感器2A的另一侧(与向插入口3的插入部相反侧)，在血液成分测定作用极5、血液成分测定对极6及血液成分导入检测极28之间配置有试剂部8。
并且，在该生物传感器2A中，在试剂部8配置有试剂9。通过该状态，成为在试剂部8中血液成分测定作用极5、血液成分测定对极6及血液成分导入检测极28经由试剂9连接的状态。上述试剂9构成为含有葡萄糖脱氢酶等的氧化还原酶、介体，并且作为任意成分而有选择地含有高分子材料、酶稳定化剂、结晶均质化剂等。
此外，在上述绝缘基板4及试剂9之上，隔着间隔件10配置有罩11，但在绝缘基板4的一端侧(图2中的右端侧)，血液成分测定作用极5、血液成分测定对极6及血液成分导入检测极28的一部分没有被这些间隔件10、罩11覆盖而露出。
并且，该露出的血液成分测定作用极5、血液成分测定对极6及血液成分导入检测极28如上述那样电连接于输入端子部7。
此外，在生物传感器2A的间隔件10上形成有用于将血液导入的血液供给路12。该血液供给路12从生物传感器2A的另一端侧(图2中的左端侧)延伸到试剂9的上方，对外部开口的另一端侧为血液供给口13。
如上述那样，血液成分测定作用极5、血液成分测定对极6及血液成分导入检测极28电连接于输入端子部7，但具体而言，血液成分测定作用极5连接于输入端子部7的第1输入端子(未图示)，血液成分测定对极6连接于输入端子部7的第2输入端子(未图示)，此外血液成分导入检测极28连接于输入端子部7的第3输入端子(未图示)。
此外，根据图11(a)也可以理解，在该生物传感器2A中，与血液供给口13最近地配置的是血液成分测定对极6，其次是血液成分测定作用极5，最后配置有血液成分导入检测极28。
即，在该生物传感器2A中，成为从血液供给口13侧起依次配置有血液成分测定对极(第2电极的一例)6、血液成分测定作用极(第1电极的一例)5及血液成分导入检测极(第3电极的一例)28的状态。
另外，在上述生物传感器2A的罩11上形成有用于在血液被点滴到血液供给口13上时促进毛细管现象、使其渗入到血液成分测定对极6的越过血液成分测定作用极5而达到血液成分导入检测极28的部分(试剂9的里侧部分)的空气孔14。
接着，使用图11及图12更详细地说明电压扫掠模式A、电压施加停止模式B、生物体信息测定模式C的测定流程，但对于与上述实施方式1同样的部分援用图1到图3。图12是有关本发明的第2实施方式的生物体信息测定装置的动作流程图。
首先，图11所示的生物传感器2A在使用前的状态下在干燥容器(未图示)内保管有多片，每当测定葡萄糖值(血糖值、生物体信息)时从干 燥容器内取出一片，如图1那样将其一端侧插入到插入口3中(图12的S1，“安装生物传感器”)，与输入端子部7电连接。结果，控制部21获知在输入端子部7上安装着生物传感器2A的情况，使测定动作启动(图12的S2，“测定器的电源启动”)。
另外，在该状态下，使用者的血液还没有被点滴到血液供给口13部分。
通过测定动作的启动，控制部21经由电压施加部15及输入端子部7使施加电压分别供给至生物传感器2A的血液成分测定作用极5、血液成分测定对极6及血液成分导入检测极28(图12的S3，“向作用极、对极、检测极施加电压”)。
另外，向血液成分测定作用极5、血液成分测定对极6之间供给的施加电压例如是0.5V。
接着，使用者通过用刺针等将手指等穿刺，使血液渗出，使该血液点滴到生物传感器2A的血液供给口13(图12的S4，“向生物传感器的供给口点滴血液”)。
于是，电流开始流过血液成分测定作用极5与血液成分测定对极6之间，该电流由电流―电压变换部16变换为电压，然后由A/D变换部22进行A/D变换，由控制部21的判定单元23进行判定。
具体而言，控制部21测定流过血液成分测定作用极5与血液成分测定对极6之间的电流值，将与该电流值成比例的电压值与规定的阈值(例如10mV)比较，检测是阈值以上的情况(图12的S5，“作用极－对极间电流≥阈值”)。
控制部21测定流过血液成分测定作用极5与血液成分测定对极6之间的电流值，将与该电流值成比例的电压值与规定的阈值(例如10mV)比较，如果检测到是阈值以上，则通过切换电路17从血液成分测定作用极5与血液成分测定对极6之间的电流检测切换为检测流过血液成分测定作用极5与血液成分导入检测极28间的电流。
并且，在该切换后，控制部21测定流过血液成分测定作用极5与血液成分导入检测极28之间的电流值，将与该电流值成比例的电压值与规定的阈值(例如10mV)比较，检测是阈值以上的情况(图12的S16，“作用极－检测极间电流≥阈值”)，然后，将电压施加部15的电压如图3的电压扫 掠模式A那样以锯齿状扫掠(图12的S6，“向作用极－对极间扫掠电压施加开始电压”)。
接着，如图3那样，在电压施加停止模式B中，将电压施加停止(图12的S7，“将电压施加停止”)，然后，在生物体信息测定模式C中，将电压向血液成分测定作用极5与血液成分测定对极6之间施加(图12的S8，“向作用极－对极间施加电压”)。
然后，控制部21从温度传感器(未图示)提取温度信息(图12的S9，“从测定器提取得到的信息(温度等)”)。
进而，在电压扫掠模式A、电压施加停止模式B及生物体信息测定模式C中，提取多个规定时间的测定电流值(图12的S10，“从波形提取多个点的电流值”)。
即，图3(b)表示在有关本发明的第1实施方式的生物体信息测定装置中流过血液成分测定作用极5与血液成分测定对极6之间的电流波形，提取该电流波形中的多个规定时间的测定电流值。
并且，如果经过施加时间的1.5秒，则控制部21计算葡萄糖值(生物体信息)(图12的S11，“计算葡萄糖值”)。
接着，根据上述提取的多个规定时间的测定电流值及上述提取出的生物体信息测定装置的温度信息等计算多个参数(x1，x2，x3…，x10)(图12的S12，“计算规定的参数”)，通过多元回归式(例如下述式1)计算修正量(图12的S13，“通过多元回归式计算修正量”)。
y＝ax1+bx2+cx3…+kx10+l(式1)
(y表示修正量，x1，x2，x3…，x10表示参数，a，b，c，…l表示系数)
此外，对于通过上述图4的S11计算出的葡萄糖值，通过上述修正量y对葡萄糖值进行修正(图12的S14，“通过得到的修正量对葡萄糖值进行修正”)。
并且，将如上述那样修正而求出的葡萄糖值作为最终葡萄糖(血糖)值显示在显示部24上(图12的S15，“显示葡萄糖值”)。
本实施方式的特征点是，在图3(a)的电压扫掠模式A中，使对血液成分测定作用极5及血液成分测定对极6之间施加的电压以锯齿状变化。
具体而言，如图3(a)所示，将上述电压首先在0～0.5秒从0.3V以直线状下降到0.1V，接着在0.5～1.0秒从0.4V以直线状下降到0.2V，进而在1.0～1.5秒从0.5V以直线状下降到0.3V，接着在1.5～2.0秒从0.6V以直线状下降到0.4V。
结果，该电压扫掠模式A下的流过血液成分测定作用极5及血液成分测定对极6之间的电流如图3(b)所示，成为至少3条尖锐的电流波形。
此时的尖锐的电流波形与上述使对血液成分测定作用极5及血液成分测定对极6之间施加的电压在下降后急剧上升的定时相匹配(0.5秒、1.0秒、1.5秒)。
在本实施方式中，在图12的S10“从波形中提取多个点的电流值”中，提取图3(b)的电压扫掠模式A及生物体信息测定模式C的期间中的多点的电流值。
具体而言，在图3(b)中，提取0.5、0.6、0.8、1.0、1.1、1.3、1.5、1.6、2.0、3.6及5.0秒的电流值。
并且，在图12的S12“计算规定的参数”中，根据上述提取出的电流值计算规定的参数(例如，参数x1是5.0秒时的电流值除以0.5秒时的电流值而得到的值)，使用该参数，在图12的S13“通过多元回归式计算修正量”中，通过多元回归式计算修正量，将在图12的S11“计算葡萄糖值”中计算出的葡萄糖值通过上述图12的S13“通过多元回归式计算修正量”的修正量进行修正，最终在图12的S15“显示葡萄糖值”中使葡萄糖值显示在显示部24上。
(实施方式3)
图13是表示本发明的实施方式3的图，在使用图2所示的生物传感器2或图11所示的生物传感器2A的测定中，通过控制部21，例如在图3所示的电压扫掠模式A中，使对血液成分测定作用极5及血液成分测定对极6之间施加的电压以锯齿状变化。即，图13是表示在有关本发明的第3实施方式的生物体信息测定装置中随着时间经过施加的电压的波形的图。
具体而言，如图13所示，将上述电压首先在0～0.5秒从0.6V以直线状下降到0.4V，接着在0.5～1.0秒从0.5V以直线状下降到0.3V，进而在1.0～1.5秒从0.4V以直线状下降到0.2V，接着在1.5～2.0秒从0.3V以直 线状下降到0.1V。
(实施方式4)
图14是表示本发明的实施方式4的图，在使用图2所示的生物传感器2或图11所示的生物传感器2A的测定中，通过控制部21，例如在图3所示的电压扫掠模式A中使对血液成分测定作用极5及血液成分测定对极6之间施加的电压以直线状上升地变化。即，图14(a)是表示在有关本发明的第4实施方式的生物体信息测定装置中随着时间经过施加的电压的波形的图。图14(b)是表示有关本发明的第4实施方式的生物体信息测定装置的随着时间经过的电流波形的图。
具体而言，如图14(a)所示，使上述电压首先在0～2.0秒从0.1V以直线状上升到0.6V。
结果，流过血液成分测定作用极5及血液成分测定对极6之间的电流如图14(b)所示，在电压扫掠模式A中，呈现在0～0.5秒附近急剧地上升，然后转换为下降，从该时刻到2.0秒为止逐渐减小的趋势。这是因为，在0.1V到0.6V之间包含试剂中的电子传递体的氧化电位。
此时，上述电流的上升时的变化比下降时的变化大。
接着，如图14(b)所示，上述电流在生物体信息测定模式C中呈现在3.5秒～5.0秒逐渐减小的趋势。
(实施方式5)
图15是表示本发明的实施方式5的图，在使用图2所示的生物传感器2或图11所示的生物传感器2A的测定中，通过控制部21，例如在图3所示的电压扫掠模式A中，使对血液成分测定作用极5及血液成分测定对极6之间施加的电压以直线状下降地变化。即，图15(a)是表示在有关本发明的第5实施方式的生物体信息测定装置中随着时间经过施加的电压的波形的图。图15(b)是表示有关本发明的第5实施方式的生物体信息测定装置的电流波形的图。
具体而言，如图15(a)所示，使上述电压首先在0～2.0秒从0.6V以直线状下降到0.1V。
结果，流过血液成分测定作用极5及血液成分测定对极6之间的电流如图15(b)所示，在电压扫掠模式A中呈现在0～0.1秒附近急剧地下降、 然后直到2.0秒为止逐渐减小的趋势。
此时，上述电流的0.1秒以内的变化率比0.1秒后的变化率大。
接着，如图15(b)所示，上述电流在生物体信息测定模式C中，呈现在3.5秒～5.0秒附近逐渐下降的趋势。
(实施方式6)
图16是表示本发明的实施方式6的图，在使用图2所示的生物传感器2或图11所示的生物传感器2A的测定中，通过控制部21，例如遍及图3所示的电压扫掠模式A、电压施加停止模式B及生物体信息测定模式C，连续地使电压以直线状上升。即，图16(a)是表示在有关本发明的第6实施方式的生物体信息测定装置中随着时间经过施加的电压的波形的图。图16(b)是表示有关本发明的第6实施方式的生物体信息测定装置的电流波形的图。
具体而言，如图16(a)所示，使上述电压在0～5.0秒从0.1V以直线状上升到0.6V。
结果，流过血液成分测定作用极5及血液成分测定对极6之间的电流如图16(b)所示，呈现在0～1.7秒附近上升，然后转换为下降，直到5.0秒为止逐渐减小的趋势。这是因为，在0.1V到0.6V之间包含试剂中的电子传递体的氧化电位。
此时，上述电流的0～1.7秒的变化率比1.7秒后的变化率大。
(实施方式7)
图17是表示本发明的实施方式7的图，在使用图2所示的生物传感器2或图11所示的生物传感器2A的测定中，通过控制部21，例如遍及图3所示的电压扫掠模式A、电压施加停止模式B及生物体信息测定模式C，连续地使电压以直线状下降。即，图17(a)是表示在有关本发明的第7实施方式的生物体信息测定装置中随着时间经过施加的电压的波形的图。图17(b)是表示有关本发明的第7实施方式的生物体信息测定装置的电流波形的图。
具体而言，如图17(a)所示，使上述电压在0～5.0秒从0.6V以直线状下降到0.2V。
结果，流过血液成分测定作用极5及血液成分测定对极6之间的电流 如图17(b)所示，呈现在0～0.1秒附近急剧地下降，然后转换为上升，从0.7秒起再次逐渐减小的趋势。
此时，上述电流的0～0.1秒以内的变化率比0.7秒后的变化率大。
(实施方式8)
图18是表示本发明的实施方式8的图，在使用图2所示的生物传感器2或图11所示的生物传感器2A的测定中，通过控制部21，例如在图3所示的电压扫掠模式A中，使对血液成分测定作用极5及血液成分测定对极6之间施加的电压以锯齿状变化。即，图18是表示在有关本发明的第8实施方式的生物体信息测定装置中随着时间经过施加的电压的波形的图。
具体而言，如图18所示，将上述电压首先在0～0.5秒从0.3V以直线状下降到0.1V，接着在0.5～1.0秒从0.4V以直线状下降到0.2V，进而在1.0～1.5秒从0.5V以直线状下降到0.3V，接着在1.5～2.0秒从0.6V以直线状下降到0.4V。
此外，如图18所示，在电压施加停止模式B后，在生物体信息测定模式C中，连续地使电压以直线状上升。
具体而言，如图18所示，在作为生物体信息测定模式C的3.5～5.0秒，使电压从0.1V以直线状上升到0.25V。
(实施方式9)
图19是表示本发明的实施方式9的图，在使用图2所示的生物传感器2或图11所示的生物传感器2A的测定中，通过控制部21，例如在图3所示的电压扫掠模式A中，使对血液成分测定作用极5及血液成分测定对极6之间施加的电压以锯齿状变化。即，图19是表示在有关本发明的第9实施方式的生物体信息测定装置中随着时间经过施加的电压的波形的图。
具体而言，如图19所示，使上述电压首先在0～0.5秒从0.3V以直线状下降到0.1V，接着在0.5～1.0秒从0.4V以直线状下降到0.2V，进而在1.0～1.5秒从0.5V以直线状下降到0.3V，接着在1.5～2.0秒从0.6V以直线状下降到0.4V。
此外，如图19所示，在电压施加停止模式B后，在生物体信息测定模式C中，连续地使电压以直线状下降。
具体而言，如图19所示，在作为生物体信息测定模式C的3.5～5.0 秒，使电压从0.4V以直线状下降到0.25V。
(实施方式10)
图20是表示本发明的实施方式10的图，在使用图2所示的生物传感器2或图11所示的生物传感器2A的测定中，通过控制部21，例如在图3所示的电压扫掠模式A中，在连续地使电压以直线状下降后，停止电压施加，然后使电压急剧地上升，再次连续地使电压以直线状下降。即，图20(a)是表示在有关本发明的第10实施方式的生物体信息测定装置中随着时间经过施加的电压的波形的图。图20(b)是表示有关本发明的第10实施方式的生物体信息测定装置的电流波形的图。
具体而言，如图20(a)所示，在电压扫掠模式A的0～1.0秒，使电压从0.5V以直线状下降到0.1V。并且，如图20(a)所示，在1.0～1.5秒，将血液成分测定作用极5及血液成分测定对极6之间的电压施加停止，然后在超过该1.5秒的时刻，使电压从0V急剧地上升到0.4V，然后直到2.0秒为止使电压从0.4V下降到0.25V。
另外，如图20(a)所示，电压扫掠模式A中的前半部分的电压变化率比后半部分的电压变化率大。
然后，如图20(a)所示，经过电压施加停止模式B，在生物体信息测定模式C中，在3.0～5.0秒，使施加电压从0.3V逐渐下降到0.25V。
结果，流过血液成分测定作用极5及血液成分测定对极6之间的电流如图20(b)所示，在0～0.1秒急剧地下降，然后直到0.3秒为止逐渐上升，然后逐渐变化为下降。
此外，如图20(b)所示，在1.5秒后时刻，流过血液成分测定作用极5及血液成分测定对极6之间的电流急剧地上升，立即开始朝向2.0秒急剧地减小。
进而，如图20(b)所示，在生物体信息测定模式C中的3.0～5.0秒，也是在3.0秒时刻急剧上升的电流逐渐减小。
(实施方式11)
图21是表示本发明的实施方式11的图，在使用图2所示的生物传感器2或图11所示的生物传感器2A的测定中，通过控制部21，例如在图3所示的电压扫掠模式A中，在连续地使电压以直线状上升后，停止电压施 加，然后使电压急剧地上升，再次连续地使电压以直线状上升。即，图21(a)是表示在有关本发明的第11实施方式的生物体信息测定装置中随着时间经过施加的电压的波形的图。图21(b)是表示有关本发明的第11实施方式的生物体信息测定装置的电流波形的图。
具体而言，如图21(a)所示，在电压扫掠模式A下的0～1.0秒，使电压从0.1V以直线状上升到0.5V。并且，如图21(a)所示，在1.0～1.5秒，将血液成分测定作用极5、血液成分测定对极6之间的电压施加停止，然后，在超过该1.5秒的时刻，使电压从0V急剧上升到0.25V，然后，直到2.0秒为止使电压从0.25V上升到0.4V。
另外，如图21(a)所示，电压扫掠模式A中的前半部分的电压变化率比后半部分的电压变化率大。
然后，如图21(a)所示，经过电压施加停止模式B，在生物体信息测定模式C中，在3.0～5.0秒，使施加电压从0.25V逐渐上升到0.3V。
结果，流过血液成分测定作用极5及血液成分测定对极6之间的电流如图21(b)所示，在0～0.3秒急剧地上升，然后直到1.0秒为止逐渐下降。
此外，如图21(b)所示，在1.5秒后时刻，流过血液成分测定作用极5及血液成分测定对极6之间的电流急剧地上升，立即开始朝向2.0秒急剧地减小。
进而，如图21(b)所示，在生物体信息测定模式C中的3.0～5.0秒，也是在3.0秒时刻已急剧上升的电流逐渐减小。
(实施方式12)
图22是表示本发明的实施方式12的图，在使用图2所示的生物传感器2或图11所示的生物传感器2A的测定中，通过控制部21，例如在图3所示的生物体信息测定模式C中，根据电流值求出面积，计算生物体信息值。即，图22(a)是表示在有关本发明的第12实施方式的生物体信息测定装置中随着时间经过施加的电压的波形的图。图22(b)是表示有关本发明的第12实施方式的生物体信息测定装置的电流波形的图。图22(c)是表示以往例与有关本发明的第22的实施方式的生物体信息测定装置的相对于血球比率值42％的背离的曲线图。
即，在实施方式12中，上述控制部在上述生物体信息测定模式时，对 于上述电压施加部，在上述生物体信息测定模式期间的第3时间和第4时间从该电压施加部对上述第1输入端子及第2输入端子之间施加不同的电压值，并且检测在上述第3时间和上述第4时间流过上述第1输入端子及第2输入端子之间的电流，根据在上述第3时间和上述第4时间流过上述第1输入端子及第2输入端子之间的电流来计算电流面积值，将上述电流面积值与预先制作的基准检量线对比，得到生物体信息测定值。
具体而言，如图22(a)所示，首先在0～2.0秒以0.35V施加电压，在2.0～3.5秒将电压施加停止，然后在3.5～5秒，使电压从0.1以直线状上升到0.25V。
结果，流过血液成分测定作用极5及血液成分测定对极6之间的电流如图22(b)所示，在0～0.5秒急剧地上升，然后直到2.0秒为止逐渐上升。然后，在生物体信息测定模式C中的3.0～5.0秒中，也是在3.0秒时刻已急剧上升的电流逐渐增加。
在实施方式12中，设由在上述生物体信息测定模式C中得到的时间－电流曲线包围的面积为电流面积值S。该电流面积值与生物体试样中的葡萄糖、乳酸、尿酸、胆红素、胆固醇等的量可得到较高的相关性。然后，通过控制部，将电流面积值S与预先制作的基准检量线对比，计算葡萄糖值、乳酸值、尿酸值、胆红素值、胆固醇值等，即生物体信息值。
在本实施方式12中，作为生物体信息而得到了生物体试样中的血球比率值。如图22(c)所示，由以往例的生物体信息测定装置得到的血球比率值和有关本发明的第12实施方式的生物体信息测定装置的血球比率值的背离，在血球比率值42％的情况下，在以往例中背离明显大。另一方面，在有关本发明的第12实施方式的生物体信息测定装置中，在血球比率值42％的情况下，能够抑制背离。
(实施方式13)
图23是表示本发明的实施方式13的图，在使用图2所示的生物传感器2或图11所示的生物传感器2A的测定中，通过控制部21，例如在图3所示的生物体信息测定模式C中，根据电流值求出面积，计算生物体信息值。即，图23是表示在有关本发明的第14实施方式的生物体信息测定装置中随着时间经过施加的电压的波形的图。
即，在实施方式13中，上述控制部在上述生物体信息测定模式时，对于上述电压施加部，在上述生物体信息测定模式期间的第3时间和第4时间从该电压施加部对上述第1输入端子及第2输入端子之间施加不同的电压值，并且检测在上述第3时间和上述第4时间流过上述第1输入端子及第2输入端子之间的电流，根据在上述第3时间和上述第4时间流过上述第1输入端子及第2输入端子之间的电流计算电流面积值，将上述电流面积值与预先制作的基准检量线对比，得到生物体信息测定值。
具体而言，如图23所示，首先在0～2.0秒使电压从0.1上升到0.6V，在2.0～3.5秒停止电压施加，然后在3.5～5秒使电压从0.1以直线状上升到0.25V。
在实施方式13中，设由在上述生物体信息测定模式C中得到的时间－电流曲线包围的面积为电流面积值S。该电流面积值与生物体试样中的葡萄糖、乳酸、尿酸、胆红素、胆固醇等的量能得到较高的相关性。然后，通过控制部将电流面积值S与预先制作的基准检量线对比，计算葡萄糖值、乳酸值、尿酸值、胆红素值、胆固醇值等，即生物体信息值。
(实施方式14)
图24是表示本发明的实施方式14的图，在使用图2所示的生物传感器2或图11所示的生物传感器2A的测定中，通过控制部21，例如在图3所示的生物体信息测定模式C中，根据电流值求出面积，计算生物体信息值。即，图24是表示在有关本发明的第14实施方式的生物体信息测定装置中随着时间经过施加的电压的波形的图。
即，在实施方式14中，上述控制部在上述生物体信息测定模式时，对于上述电压施加部，在上述生物体信息测定模式期间的第3时间和第4时间，从该电压施加部对上述第1输入端子及第2输入端子之间施加不同的电压值，并且检测在上述第3时间和上述第4时间流过上述第1输入端子及第2输入端子之间的电流，根据在上述第3时间和上述第4时间流过上述第1输入端子及第2输入端子之间的电流计算电流面积值，将上述电流面积值与预先制作的基准检量线对比，得到生物体信息测定值。
具体而言，如图24所示，首先在0～2.0秒，使电压从0.1上升到0.6V，在2.0～3.5秒停止电压施加，然后在3.5～5秒，使电压从0.1以直线状上 升到0.25V。
在实施方式14中，设由在上述生物体信息测定模式C中得到的时间－电流曲线包围的面积为电流面积值S。该电流面积值与生物体试样中的葡萄糖、乳酸、尿酸、胆红素、胆固醇等的量能得到较高的相关性。然后，通过控制部将电流面积值S与预先制作的基准检量线对比，计算葡萄糖值、乳酸值、尿酸值、胆红素值、胆固醇值等，即生物体信息值。
(实施方式15)
图25是表示本发明的实施方式15的图，在使用图2所示的生物传感器2或图11所示的生物传感器2A的测定中，通过控制部21，例如在图3所示的生物体信息测定模式C中，根据电流值求出面积，计算生物体信息值。即，图25是表示在有关本发明的第14实施方式的生物体信息测定装置中随着时间经过施加的电压的波形的图。
即，在实施方式15中，上述控制部在上述生物体信息测定模式时，对于上述电压施加部，在上述生物体信息测定模式期间的第3时间和第4时间，从该电压施加部对上述第1输入端子及第2输入端子之间施加不同的电压值，并检测在上述第3时间和上述第4时间流过上述第1输入端子及第2输入端子之间的电流，根据在上述第3时间和上述第4时间流过上述第1输入端子及第2输入端子之间的电流计算电流面积值，将上述电流面积值与预先制作的基准检量线对比，得到生物体信息测定值。
具体而言，如图25所示，首先在0～2.0秒，使电压从0.6下降到0.1V，在2.0～3.5秒停止电压施加，然后在3.5～5秒，使电压从0.1以直线状上升到0.25V。
在实施方式15中，设由在上述生物体信息测定模式C中得到的时间－电流曲线包围的面积为电流面积值S。该电流面积值与生物体试样中的葡萄糖、乳酸、尿酸、胆红素、胆固醇等的量能得到较高的相关性。然后，通过控制部将电流面积值S与预先制作的基准检量线对比，计算葡萄糖值、乳酸值、尿酸值、胆红素值、胆固醇值等，即生物体信息值。
如以上说明，在实施方式1至实施方式15中，进行了表示各电流波形的图的说明，但并不是说必须是这些值，而是表示一例。
此外，在实施方式1至实施方式11中，在电压扫掠模式A(生物体信 息特性检测模式)中，在第1时间和第2时间，通过从该电压施加部15对上述第1输入端子及第2输入端子之间施加不同的电压值，能够取得对生物体信息的测定的偏差带来影响的多个各种因素，作为该电压扫掠模式A(生物体信息特性检测模式)中的电流值的变化，根据该电流值的变化计算生物体信息修正值，将在生物体信息测定模式C时测定出的生物体信息测定值通过生物体信息修正值进行修正，所以能够提高测定精度。
关于这一点进一步加以说明如下，由于受个人的个体间差别、生物传感器的保管状态、生物传感器反应部温度的偏差或点滴时的技法等影响的物质分别对不同的电压显现不同的反应，所以如果如本发明那样从电压施加部15对上述第1输入端子及第2输入端子之间施加不同的电压值，则预先检测这些各物质的影响，根据该结果，将在上述生物体信息测定模式C时测定出的生物体信息测定值进行修正，所以能够提高测定精度。
在实施方式12至15中，由于构成为求出由在生物体信息测定模式C中得到的时间－电流曲线包围的面积作为电流面积值，并将该电流面积值与预先制作的基准检量线对比而得到生物体信息值，所以能够提高得到的生物体信息的测定制度。
工业实用性
如以上这样，本发明在生物体信息特性检测模式中，在第1时间和第2时间，通过从该电压施加部对上述第1输入端子及第2输入端子之间施加不同的电压值，取得对生物体信息的测定的偏差带来影响的多个各种因素作为上述生物体信息特性检测模式中的电流值的变化，根据该电流值的变化计算生物体信息修正值，将在上述生物体信息测定模式时测定出的生物体信息测定值通过生物体信息修正值进行修正，所以能够提高测定精度。
关于这一点进一步加以说明如下，由于受个人的个体间差别、生物传感器的保管状态、生物传感器反应部温度的偏差或点滴时的技法等影响的物质分别对不同的电压显现不同的反应，所以如果如本发明那样从电压施加部对上述第1输入端子及第2输入端子之间施加不同的电压值，则预先检测这些各物质的影响，根据该结果，将在上述生物体信息测定模式时测定出的生物体信息测定值进行修正，所以能够提高测定精度。
因而，能够期待例如作为检测血糖值等的生物体信息的生物体信息检 测装置的应用。
标号说明
1 主体壳体
2 生物传感器
3 插入口
4 绝缘基板
5 血液成分测定作用极
6 血液成分测定对极
7 输入端子部
8 试剂部
9 试剂
10 间隔件
11 罩
12 血液供给路
13 血液供给口
14 空气孔
15 电压施加部
16 电流－电压变换部
17 切换电路
18 施加电压部
19 基准电压部
20 电源部
21 控制部
22 A/D变换部
23 判定单元
24 显示部
25 存储部
26 时钟
27 修正单元
28 血液成分导入检测极