技术领域本发明涉及血液成分量的测定方法。
背景技术：
在临床检查或糖尿病患者的血糖值自测定等中，以往使用了血液成分测定用传感器。血液成分测定用传感器，例如，是在其表观形成有工作极以及对极的绝缘基板上隔着垫片配置有外壳的结构。在所述工作极以及对极上配置有包含氧化还原酶以及介体(电子传递体)等的试剂，该部分成为分析部。该分析部与用于导入血液的流路的一端连通，所述流路的另一端向外部开口，此处成为血液提供口。使用这种传感器的血液成分的分析(例如，血糖值)，例如，是如下那样进行的。即，首先，将所述传感器安置在专用的测定装置(计量器)上。然后，将指尖用刺血针刺破而出血，并使其接触所述传感器的血液提供口。血液由于毛细管现象而被吸入传感器的流路，通过流路导入分析部，在此，与所述试剂接触。然后，血液中的成分与氧化还原酶进行反应而发生氧化还原反应，由此，电流经由介体而流动。检测该电流，并根据该电流值，在所述测定装置中计算出血液成分量，并将其显示。如上所述，虽然能够使用传感器来测定血液成分量，但该测定值，有时会受到血细胞比容(Hct)的影响，因此，为了得到正确的测定值，需要测定Hct值，并根据该值来补正血液成分量的值。例如，有如下传感器：通过由2个工作极和1个参照电极进行的Hct值的测定来补正血液成分量(参照专利文献1)。除此之外，还有使用介体来测定Hct的方法(参照专利文献2)。然而，在以往的技术中，所测定的Hct值的精度以及可靠性上存在问题，无法进行充分并且正确的补正。现行技术文献专利文献1：JP特表第2003-501627号公报专利文献2：JP专利第3369183号公报
技术实现要素：
所要解决的技术问题因此，本发明的目的在于，提供一种能够通过降低Hct值的影响来充分且正确地补正血液成分量的血液成分量的测定方法。本发明是一种血液成分量的测定方法(本文中，有时称为“第一血液成分量的测定方法”)，使用生物传感器来计算血液中的血液成分量，该生物传感器具有：第一电极系，其具有第一工作极和第一对极；第二电极系，其具有第二工作极和第二对极；和试剂部，其以虽然覆盖所述第一电极系的至少一部分但不覆盖所述第二工作极的方式配置，该血液成分量的测定方法包括：第一工序，在对所述第一电极系施加第一电压并且在所述第一电压施加过程中对所述第二电极系施加第二电压的期间，检测所述第一电极系中流动的第一电流值，并根据所述第一电流值来计算所述血液中的表观的血液成分量；第二工序，接着，停止对所述第一电极系施加第一电压，并且对第二电极系施加第三电压，且检测第二电流值；以及使用所述表观的血液成分量和所述第二电流值来计算真正的血液成分量的工序。此外，本发明是一种血液成分量的测定方法(本文中，有时称为“第二血液成分量的测定方法”)，使用生物传感器来计算血液中的血液成分量，该生物传感器具有：第一电极系，其具有第一工作极和第一对极；第二电极系，其具有第二工作极和第二对极；和试剂部，其以覆盖所述第一电极系的至少一部分的方式配置，所述第二对极设置在与所述第一电极系独立的场所，所述试剂部以覆盖所述第二对极的至少一部分的方式配置，该血液成分量的测定方法包括：第一工序，在对所述第一电极系施加第一电压并且在所述第一电压施加过程中对所述第二电极系施加第二电压期间，检测所述第一电极系中流动的第一电流值，并根据所述第一电流值来计算所述血液中的表观的血液成分量；第二工序，接着，停止对所述第一电极系施加第一电压，并且对所述第二电极系施加第三电压，且检测第二电流值；以及使用所述表观的血液成分量和所述第二电流值来计算真正的血液成分量的工序。(发明效果)如此，在本发明中，血液成分量的测定方法中具有特征。即，在测定血液成分的量时，以虽然覆盖所述第一电极系的至少一部分但不覆盖第二电极系的工作极的方式配置试剂部，并且，对第一电极系和第二电极系同时施加电压而得到表观的血液成分量，之后，仅对第二电极系施加电压而得到电流值，根据该电流值来补正所述表观的血液成分量，从而计算出真正的血液成分量(第一血液成分量的测定方法)。或者，在测定血液成分量时，使用将所述第二对极设置在与所述第一电极系相独立的场所、并且将所述试剂部以覆盖所述第二对极的至少一部分的方式配置的生物传感器，对第一电极系和第二电极系同时施加电压而得到表观的血液成分量，之后，仅对第二电极系施加电压而得到电流值，并根据该电流值来补正所述表观的血液成分量，从而计算出真正的血液成分量(第二血液成分量的测定方法)。在这些测定方法中，通过对第一电极系和第二电极系同时施加电压，以降低血细胞比容对第一电极系中流动的电流值的影响，提高所述表观的血液成分量的精度。由于补正这种表观的血液成分量来计算出真正的血液成分量，因而其补正值变小。因此，在本发明的测定方法中，会降低血液成分量的测定时的Hct的影响，提高所测定的血液成分量的精度。此外，在本文中，在仅提及“血液成分量的测定方法”时，是指“第一血液成分量的测定方法”和“第二血液成分量的测定方法”这两者。附图说明图1是表示本发明的传感器的一例的分解立体图。图2是图1的所述传感器的剖视图。图3是图1的所述传感器的俯视图。图4是表示比较例1的施加时间与施加电流的关系的图表。图5是表示实施例2的施加时间与施加电流的关系的图表。图6是表示实施例3的施加时间与施加电流的关系的图表。图7表示针对血液成分(葡萄糖)的浓度为75mg/dl的血液试剂的结果。图7(a)是表示比较例1的响应电流值(mV)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表，图7(b)是比较例1的灵敏度差(％)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表。图8表示针对血液成分(葡萄糖)的浓度为75mg/dl的血液试剂的结果。图8(a)是表示实施例2的响应电流值(mV)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表，图8(b)是实施例2的灵敏度差(％)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表。图9表示针对血液成分(葡萄糖)的浓度为75mg/dl的血液试剂的结果。图9(a)是表示实施例3的响应电流值(mV)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表，图9(b)是实施例3的灵敏度差(％)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表。图10表示针对血液成分(葡萄糖)的浓度为150mg/dl的血液试剂的结果。图10(a)是表示比较例1的响应电流值(mV)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表，图10(b)是比较例1的灵敏度差(％)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表。图11表示针对血液成分(葡萄糖)的浓度为150mg/dl的血液试剂的结果。图11(a)是表示实施例2的响应电流值(mV)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表，图11(b)是实施例2的灵敏度差(％)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表。图12表示针对血液成分(葡萄糖)的浓度为150mg/dl的血液试剂的结果。图12(a)是表示实施例3的响应电流值(mV)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表，图12(b)是实施例3的灵敏度差(％)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表。图13表示针对血液成分(葡萄糖)的浓度为300mg/dl的血液试剂的结果。图13(a)是表示比较例1的响应电流值(mV)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表，图13(b)是比较例1的灵敏度差(％)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表。图14表示针对血液成分(葡萄糖)的浓度为300mg/dl的血液试剂的结果。图14(a)是表示实施例2的响应电流值(mV)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表，图14(b)是实施例2的灵敏度差(％)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表。图15表示针对血液成分(葡萄糖)的浓度为300mg/dl的血液试剂的结果。图15(a)是表示实施例3的响应电流值(mV)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表，图15(b)是实施例3的灵敏度差(％)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表。图16是图7、图10以及图13的内容的总结。图16(a)是表示施加时间与施加电流的关系的图表，图16(b)是表示比较例1的施加时间5秒中的血液成分(葡萄糖)的浓度和响应值电流值(mV)的经时变化的图表，图16(c)是比较例1的施加时间5秒中的血液成分(匍萄糖)的浓度和灵敏度(％)的图表。图17是图8、图11以及图14的内容的总结。图17(a)是表示施加时间与施加电流的关系的图表，图17(b)是表示实施例2的施加时间5秒中的血液成分(葡萄糖)的浓度和响应值电流值(mV)的经时变化的图表，图17(c)是实施例2的施加时间5秒中的血液成分(葡萄糖)的浓度和灵敏度(％)的图表。图18是图9、图12以及图15的内容的总结。图18(a)是表示施加时间与施加电流的关系的图表，图18(b)是表示实施例3的施加时间5秒中的血液成分(葡萄糖)的浓度和响应值电流值(mV)的经时变化的图表，图18(c)是实施例3的施加时间5秒中的血液成分(葡萄糖)的浓度和灵敏度(％)的图表。图19(a)以及图19(b)是表示其它的本发明的施加时间与施加电流的关系的图表。图20表示针对血液成分(葡萄糖)的浓度为75mg/dl的血液试剂的结果。图20(a)是表示施加时间与施加电流的关系的图表，图20(b)是表示实施例4的响应电流值(mV)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表，图20(c)是实施例4的灵敏度差(％)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表。图21表示针对血液成分(葡萄糖)的浓度为150mg/dl的血液试剂的结果。图21(a)是表示施加时间与施加电流的关系的图表，图21(b)是表示实施例4的响应电流值(mV)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表，图21(c)是实施例4的灵敏度差(％)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表。图22表示针对血液成分(葡萄糖)的浓度为300mg/dl的血液试剂的结果。图22(a)是表示施加时间与施加电流的关系的图表，图22(b)是表示实施例4的响应电流值(mV)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表，图22(c)是实施例4的灵敏度差(％)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表。图23是图20、图21以及图22的内容的总结。图23(a)是表示施加时间与施加电流的关系的图表，图23(b)是表示实施例4的施加时间5秒中的血液成分(葡萄糖)的浓度和响应值电流值(mV)的经时变化的图表，图23(c)是实施例4的施加时间5秒中的血液成分(葡萄糖)的浓度和灵敏度(％)的图表。图24(a)、图24(b)以及图24(c)是表示其它的本发明的施加时间与施加电流的关系的图表。图25表示针对血液成分(葡萄糖)的浓度为75mg/dl的血液试剂的结果。图25(a)是表示实施例5的施加时间与施加电流的关系的图表，图25(b)是表示实施例5的响应电流值(mV)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表，图25(c)是实施例5的灵敏度差(％)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表。图26表示针对血液成分(葡萄糖)的浓度为75mg/dl的血液试剂的结果。图26(a)是表示实施例6的施加时间与施加电流的关系的图表，图26(b)是表示实施例6的响应电流值(mV)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表，图26(c)是实施例6的灵敏度差(％)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表。图27表示针对血液成分(葡萄糖)的浓度为150mg/dl的血液试剂的结果。图27(a)是表示实施例5的施加时间与施加电流的关系的图表，图27(b)是表示实施例5的响应电流值(mV)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表，图27(c)是实施例5的灵敏度差(％)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表。图28表示针对血液成分(葡萄糖)的浓度为150mg/dl的血液试剂的结果。图28(a)是表示实施例6的施加时间与施加电流的关系的图表，图28(b)是表示实施例6的响应电流值(mV)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表，图28(c)是实施例6的灵敏度差(％)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表。图29表示针对血液成分(葡萄糖)的浓度为300mg/dl的血液试剂的结果。图29(a)是表示实施例5的施加时间与施加电流的关系的图表，图29(b)是表示实施例5的响应电流值(mV)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表，图29(c)是实施例5的灵敏度差(％)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表。图30表示针对血液成分(葡萄糖)的浓度为300mg/dl的血液试剂的结果。图30(a)是表示实施例6的施加时间与施加电流的关系的图表，图30(b)是表示实施例6的响应电流值(mV)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表，图30(c)是实施例6的灵敏度差(％)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表。图31表示针对血液成分(葡萄糖)的浓度为600mg/dl的血液试剂的结果。图31(a)是表示实施例5的施加时间与施加电流的关系的图表，图31(b)是表示实施例5的响应电流值(mV)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表，图31(c)是实施例5的灵敏度差(％)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表。图32表示针对血液成分(葡萄糖)的浓度为600mg/dl的血液试剂的结果。图32(a)是表示比较例1的施加时间与施加电流的关系的图表，图32(b)是表示比较例1的响应电流值(mV)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表，图32(c)是比较例1的灵敏度差(％)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表。图33是图25、图27、图29以及图31的内容的总结。图33(a)是表示施加时间与施加电流的关系的图表，图33(b)是表示实施例5的施加时间5秒中的血液成分(葡萄糖)的浓度和响应值电流值(mV)的经时变化的图表，图33(c)是实施例5的施加时间5秒中的血液成分(葡萄糖)的浓度和灵敏度(％)的图表。图34是图26、图28以及图30的内容的总结。图34(a)是表示施加时间与施加电流的关系的图表，图34(b)是表示实施例6的施加时间5秒中的血液成分(葡萄糖)的浓度和响应值电流值(mV)的经时变化的图表，图34(c)是实施例6的施加时间5秒中的血液成分(葡萄糖)的浓度和灵敏度(％)的图表。图35是本发明的传感器的其它一例的分解立体图。图36是图35的所述传感器的剖视图。图37是图35的所述传感器的俯视图。图38表示针对血液成分(葡萄糖)的浓度为75mg/dl的血液试剂的结果。图38(a)是表示比较例2的施加时间与施加电流的关系的图表，图38(b)是表示比较例2的响应电流值(mV)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表，图38(c)是比较例2的灵敏度差(％)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表。图39表示针对血液成分(葡萄糖)的浓度为75mg/dl的血液试剂的结果。图39(a)是表示实施例8的施加时间与施加电流的关系的图表，图39(b)是表示实施例8的响应电流值(mV)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表，图39(c)是实施例8的灵敏度差(％)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表。图40表示针对血液成分(葡萄糖)的浓度为75mg/dl的血液试剂的结果。图40(a)是表示实施例9的施加时间与施加电流的关系的图表，图40(b)是表示实施例9的响应电流值(mV)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表，图40(c)是实施例9的灵敏度差(％)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表。图41是图38的内容的总结。图41(a)是表示施加时间与施加电流的关系的图表，图41(b)是表示比较例2的施加时间5秒中的血液成分(葡萄糖)的浓度和响应值电流值(mV)的经时变化的图表，图41(c)是比较例2的施加时间5秒中的血液成分(葡萄糖)的浓度和灵敏度(％)的图表。图42是图39的内容的总结。图42(a)是表示施加时间与施加电流的关系的图表，图42(b)是表示实施例8的施加时间5秒中的血液成分(葡萄糖)的浓度和响应值电流值(mV)的经时变化的图表，图42(c)是实施例8的施加时间5秒中的血液成分(葡萄糖)的浓度和灵敏度(％)的图表。图43是图40的内容的总结。图43(a)是表示施加时间与施加电流的关系的图表，图43(b)是表示实施例9的施加时间5秒中的血液成分(葡萄糖)的浓度和响应值电流值(mV)的经时变化的图表，图43(c)是实施例9的施加时间5秒中的血液成分(葡萄糖)的浓度和灵敏度(％)的图表。图44是表示本发明的测定装置的一例的立体图。图45是安装了本发明的一实施方式的生物传感器的血液成分量测定装置的电方框图。具体实施方式接着，详细说明本发明。本发明是一种血液成分量的测定方法(第一血液成分量的测定方法)，使用生物传感器来计算血液中的血液成分量，该生物传感器具有：第一电极系，其具有第一工作极和第一对极的；第二电极系，其具有第二工作极和第二对极；和试剂部，其以虽然覆盖所述第一电极系的至少一部分但不覆盖所述第二工作极的方式配置，所述测定方法包括以下工序：第一工序，在对所述第一电极系施加第一电压并且在所述第一电压施加过程中对所述第二电极系施加第二电压的期间，检测所述第一电极系中流动的第一电流值，并根据所述第一电流值来计算所述血液中的表观的血液成分量；第二工序，接着，停止对所述第一电极系施加第一电压，并且对所述第二电极系施加第三电压，且检测第二电流值；以及使用所述表观的血液成分量和所述第二电流值，计算真正的血液成分量的工序。此外，本发明是一种血液成分量的测定方法(第二血液成分量的测定方法)，使用生物传感器来计算血液中的血液成分量，该生物传感器具有：第一电极系，其具有第一工作极和第一对极；第二电极系，其具有第二工作极和第二对极；和试剂部，其以覆盖所述第一电极系的至少一部分的方式配置，所述第二对极设置在与所述第一电极系相独立的场所，所述试剂部以覆盖所述第二对极的至少一部分的方式配置，所述测定方法包括：第一工序，在对所述第一电极系施加第一电压，并且在所述第一电压施加过程中对所述第二电极系施加第二电压的期间，检测所述第一电极系中流动的第一电流值，并根据所述第一电流值，计算所述血液中的表观的血液成分量；第二工序，接着，停止对所述第一电极系施加第一电压，并且对所述第二电极系施加第三电压，并检测第二电流值；以及使用所述表观的血液成分量和所述第二电流值，计算真正的血液成分量的工序。在所述第二血液成分量的测定方法中，所述生物传感器还具有：第三电极系，其具有第三工作极和第三对极，所述第三工作极与所述第二工作极共用，所述第三对极可以设置在与所述第一电极系以及第二电极系相独立的场所。在所述第一血液成分量的测定方法以及所述第二血液成分量的测定方法中，所述第二电压与所述第三电压可以相同或不同。在所述第一血液成分量的测定方法以及所述第二血液成分量的测定方法中，可以在对所述第一电极系施加第一电压并且在所述第一电压施加过程中对所述第二电极系施加第二电压的期间，检测所述第一电极系中流动的第一电流值。该第一电流值，优选是在所述第一电流值对所述第一电极系施加所述第一电压，并且在所述第一电压施加过程中对第二电极系施加第二电压的期间的终点检测。在所述第一血液成分量的测定方法以及所述第二血液成分量的测定方法中，所述生物传感器还具有：第三电极系，其具有第三工作极和第三对极，所述试剂部以虽覆盖所述第三对极的至少一部分但不覆盖所述第三工作极的方式配置，在所述第二工序中，代替对所述第二电极系施加第三电压，而对所述第三电极系施加所述第三电压。在所述第一血液成分量的测定方法以及所述第二血液成分量的测定方法中，优选所述试剂部包含介体。此外，更优选所述试剂部还包含氧化还原酶。在所述第一血液成分量的测定方法以及所述第二血液成分量的测定方法中，优选所述第一电极系与所述第二电极系的对极是独立的电极。在所述第一血液成分量的测定方法以及所述第二血液成分量的测定方法中，所述第一工序与所述第二工序是连续进行的，也可以空开间隔而进行。所述间隔例如是0.01～10秒，优选0.1～5秒，更优选0.5～2秒。在所述第一血液成分量的测定方法以及所述第二血液成分量的测定方法中，所述第二电压例如是0.5～5V，优选1～3V，更优选1.5～2.5V。在所述第一血液成分量的测定方法以及所述第二血液成分量的测定方法中，所述第三电压例如是0.1～10V，优选0.1～6.5V，更优选0.5～2.5V。此外，在所述第一血液成分量的测定方法以及所述第二血液成分量的测定方法中，所述第一电压以及第一电压的施加时间分别是0.05～1V及0.05～30秒，并且第二电压以及第二电压的施加时间分别是0.5～5V及0.01～5秒。在所述第一血液成分量的测定方法以及所述第二血液成分量的测定方法中，优选在所述第一工序之前，包括仅对所述第一电极系施加所述第一电压的前工序。在所述前工序中检测在所述第一电极系中流动的第三电流值，所述第三电压是根据所述第三电流值来选择的。在所述第一血液成分量的测定方法以及所述第二血液成分量的测定方法中，优选所述第三电压是根据所述第一电流值来选择的。在所述第一血液成分量的测定方法以及所述第二血液成分量的测定方法中，优选所述第一工作极、所述第一对极、所述第二工作极及所述第二对极由金、铂或钯形成。在所述第一血液成分量的测定方法以及所述第二血液成分量的测定方法中，优选所述第三工作极以及所述第三对极由金、铂或钯形成。在本发明的血液成分量的测定方法中使用的生物传感器中，以防止杂质的附着以及防止氧化等为目的，不配置所述试剂部的电极优选由高分子材料覆盖。作为所述高分子材料，能够列举例如：羧甲基纤维素(CMC)、羟乙基纤维素、羟基丙基纤维素、甲基纤维素、乙基纤维素、羟乙基纤维素乙基醚、羧甲基纤维素、聚乙烯醇、聚乙烯吡咯烷酮、聚合物类等的聚氨基酸、聚苯乙烯磺酸、明胶及其诱导体、聚丙烯酸及其盐类、聚甲基丙烯酸及其盐类、淀粉及其诱导体、顺丁烯二酸酐聚合物及其盐类、琼脂糖凝胶及其诱导体等。它们既可以单独使用，也可以并用两种以上。其中，优选CMC。对于由高分子材料进行的电极的覆盖无特别限制，例如，准备高分子材料溶液，将其涂敷于电极表面，接着使其干燥，然后除去所述涂膜中溶剂即可。所述高分子材料的比例，例如，相对于用于制作试剂部的试剂液整体为0.001～10重量％，优选0.005～5重量％，更优选0.01～2重量％。在本发明的血液成分量的测定方法中使用的生物传感器中，所述第一电极系以及所述第二电极系中的所述工作极与对极之间的最接近距离优选为0.05mm以上。如此，若存在0.05mm以上的电极间距离，则会提高测定值的可靠性。更优选电极间距离为0.1mm以上，进一步更优选为0.5mm以上。在本发明的血液成分量的测定方法中，基于第二电流值的补正优选是基于预先制成的Hct值和血液成分量的校准线及校准表的任一者的补正。在本发明的血液成分量的测定方法中，还优选测定所述测定环境温度，并由此补正所述血液成分量。这是因为酶反应会受到其环境温度影响。此时，所述温度的补正优选是基于预先制成的校准线以及校准表的任一者的补正。在本发明的血液成分量的测定方法中使用的生物传感器中，测定对象的血液成分是例如：血糖、乳酸、尿酸、胆红素以及胆固醇等。此外，在本发明的血液成分量的测定方法中使用的生物传感器中，所述试剂部优选还包含氧化还原酶。所述氧化还原酶，根据测定对象的血液成分来适当选择。作为所述氧化还原酶是例如：血糖氧化酶、乳酸氧化酶、胆固醇氧化酶、胆红素氧化酶、血糖脱氢酶、乳酸脱氢酶等。所述氧化还原酶的量，例如，按每一个传感器，或按每一次的测定，例如是0.01～100U，优选是0.05～10U，更优选是0.1～5U。其中，优选将血糖设为测定对象，此时的氧化还原酶优选为血糖氧化酶以及血糖脱氢酶。在本发明的血液成分量的测定方法中使用的生物传感器中，所述第一电极系具有第一工作极和第一对极，所述第二电极系具有第二工作极和第二对极。而且，在所述传感器中，优选所述第一电极系的第一工作极以及第一对极与所述第二电极系的第二对极是独立的电极。此外，在所述第一电极系以及第二电极系中，所述第一电极系的第一工作极及所述第一对极也可以兼作所述第二电极系的第二工作极。在本发明的血液成分测定方法中使用的生物传感器，还具有绝缘基板，在其上形成第一电极系及第二电极系、和用于向所述各电极系导入血液的流路，所述流路的一端优选在传感器外部开口而成为血液提供口。此时，所述血液提供口是一个，所述流路可以构成为：在其途中进行分支，分支的各流路的端部与所述各分析部连通。除此之外，第二电极系位于所述流路的中途，第一电极系位于其后方。在本发明的血液成分测定方法中使用的生物传感器优选构成为：还具有垫片及外壳，且在所述绝缘基板上隔着所述垫片配置了所述外壳。在本发明的血液成分测定用传感器中，优选在第一电极系上还配置有高分子材料、酶稳定化剂及结晶均质化剂。在本发明的血液成分测定方法中使用的生物传感器中，所述试剂部优选包含介体，更优选包含介体以及氧化还原酶，更优选包含介体及酶稳定剂，还优选包含介体、酶稳定剂以及结晶均质化剂。所述介体无特别限制，可列举：例如，铁氰化物、p-苯醌、p-苯醌电介质、吩嗪硫酸甲酯、亚甲蓝、二茂(络)铁、二茂(络)铁电介质。其中，优选铁氰化物，更优选铁氰化钾。所述介体的配合量无特别限制，按每一次的测定或按每一个传感器，例如，是0.1～1000mM，优选是1～500mM，更优选是10～200mM。作为酶稳定化剂，可以列举：例如，糖醇。作为所述糖醇，可以列举：例如，山梨醇、麦芽糖醇、木糖醇、甘露醇、乳糖醇、还原异麦芽酮糖醇、阿拉伯糖醇、甘油、核糖醇、半乳糖醇、景天庚醇、庚七醇、安息香醇、远志糖醇、艾杜糖醇、塔罗糖醇、脂族糖醇、异构体糖醇、还原淀粉糖化物、异构体糖醇等锁状多元醇或环式糖醇。此外，也可以是这些糖醇的立体异构物、置换物或诱导体。这些糖醇既可以单独使用，也可以并用两种以上。其中，优选麦芽糖醇。所述酶稳定剂的配合量，按每一次测定或按每一个传感器，例如，为0.1～500mM的范围，优选为0.5～100mM的范围，更优选为1～50mM的范围。所述结晶均质化剂用于使试剂部的结晶状态呈均质，例如，可列举氨基酸。作为所述氨基酸，例如，可列举：甘氨酸、丙氨酸、缬氨酸、亮氨酸、异亮氨酸、丝氨酸、苏氨酸、蛋氨酸、氨羰丙氨酸、谷氨酰胺、蛋白氨酸、赖氨酸、组氨酸、苯丙氨酸、色氨酸、脯氨酸、肌氨酸、甜菜碱、牛磺酸，它们的盐类、置换物及诱导体。它们既可以单独使用，也可以并用两种以上。其中，优选甘氨酸、丝氨酸、脯氨酸、苏氨酸、赖氨酸、牛磺酸，更优选是牛磺酸。所述结晶均质化剂的配合量，按每一次测定或按每一个传感器，例如，为0.1～1000mM，优选为10～500mM的范围，更优选为20～200mM的范围。本发明的血液成分测定方法中使用的生物传感器还具有血液检测电极，该血液检测电极优选位于从所述血液提供口起比所述各电极系的至少一个更靠后方，能够通过该血液检测电极而将血液可靠地导入所述各电极系的至少一个。更优选，所述血液检测电极位于所述各电极系的最后方。所述血液检测电极也可以用作所述第一电极系的第一对极以及所述第二电极系的第二对极的至少一者。接着，在本发明的测定装置中，优选还具有：补正单元，其根据所述第二电流值，补正所述表观的血液成分量。此外，在本发明的测定装置中，对所述第二电极系施加的第三电压优选是使水进行电分解的值以上的电压，优选是0.1～10V的范围，更优选是0.1～6.5V的范围，进一步优选是1.5～2.5V的范围图44的立体图表示安装了在本发明的测定方法中使用的生物传感器的状态的本发明的测定装置的一例。如图所示，该测定装置2，在其一端具有传感器的安装口5，并在此安装并保持传感器1。此外，符号12是传感器1的检体提供口。此外，在该测定装置2的大致中央具有显示部4，在此显示测定结果。图45表示安装了本发明的测定方法中使用的生物传感器的状态的本发明的测定装置的电方框图的一例。在本发明的测定装置中，在本发明的一实施方式的测定装置的输入端子部6，连接了施加电压的电压施加部37和电流-电压变换部38。电压施加部37从控制部39施加电压，该电压经由输入端子部6，向生物传感器1的第一电极系、第二电极系以及血液成分导入检测极之中所希望的电极施加一定时间。通过该施加电压而在生物传感器中电极间流动的电流，由电流-电压变换部38变换为电压，之后，该电压由A/D变换部30进行数字变换，该数字变换后的电压通过判定单元31与阈值进行比较。此外，与控制部39连接的显示部32，显示由所述生物传感器1检测到的血糖值，或基于所述判定单元31的判定结果。此外，图45的符号33是电源部，用于对所述各部提供电源。符号34是存储器，其具有由红细胞比容值和血糖测定时的施加电压、施加时间等构成的表格或根据环境温度预先制成的校准线以及校准表格。此外，所述控制部39与时钟连接，控制部39构成为使用该时钟35的时刻及时间，来执行各种控制动作。而且，在控制部39内，设置补正单元36，通过红细胞比容值来补正测定的血糖值，提高血糖值的测定精度。接着，针对本发明的血液成分量的测定方法的实施例，根据附图进行说明。[实施例1]在图1、图2以及图3中，表示本发明的测定方法中使用的血液成分测定用传感器的一例。图1是所述传感器的分解立体图，图2是剖视图，图3是俯视图，在所述三个图中，对相同部分赋予相同符号。该传感器，作为一例，是用于测定葡萄糖作为血液成分的传感器。如图所示，该传感器，在绝缘基板101上形成有6个电极A、C、D、E、G以及F。这些电极能够切换为工作极与对极。电极A、C、D、E、F以及G的表面被CMC等高分子材料覆盖。配置有试剂层11，以覆盖电极C、D、E以及G的一部分。试剂层11包含葡萄糖脱氢酶等氧化还原酶、铁氰化钾等介体，作为任意成分而包含酶稳定剂、结晶均质化剂等。在所述绝缘基板101上残留一个端部(在图中右侧端部)地隔着垫片102配置有外壳103。在该传感器中，为了向各电极(A、C、D、E、G以及F)导入血液，而形成有由绝缘基板101、垫片102以及外壳103构成的流路14。该流路14的前端延伸至传感器的另一个端部(在图中左侧端部)，通过向外部开口而成为血液提供口12。所述6个电极(A、C、D、E、G以及F)分别与引线连结，这些引线向所述一个端部侧(在图中右侧端部)延伸，引线的前端未被外壳覆盖而露出。在所述外壳103中，在与流路14的右侧端部对应的部分形成有空气孔13。在本发明中，所述绝缘基板的材质无特别限制，能够使用：例如，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)、聚甲醛(POM)、尼龙(MC)、聚对苯二甲酸丁二醇酯(PBT)、聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA)、ABS树脂(ABS)、玻璃等，在这其中，优选聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)、聚碳酸酯(PC)以及聚酰亚胺(PI)，更优选聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)。绝缘基板的大小无特别限制，例如，全长5～100mm，宽度2～50mm，厚度0.05～2mm，优选全长7～50mm，宽度3～20mm，厚度0.1～1mm，更优选全长10～30mm，宽度3～10mm，厚度0.1～0.6mm。对于所述绝缘基板的材质以及大小，在后述的实施例2～6中也相同。绝缘基板上的电极以及引线，例如，以金、铂、钯等作为材料，能够通过利用溅射法或蒸镀法形成导电层且利用激光将其加工成特定的电极图案来形成。作为激光，能够使用例如YAG激光、CO2激光、准分子激光等。对于这些，在后述的实施例2～6中也相同。所述试剂层11如以下那样形成。例如，将包含0.1～5U/传感器的葡萄糖脱氢酶、10～200mM的铁氰化钾、1～50mM的麦芽糖醇、20～200mM的牛磺酸的水溶液向圆形的狭缝部20(未图示)滴下，并使其干燥。通过设置该狭缝部20，能够抑制滴下的水溶液的扩展，能够将试剂层11配置于更正确的位置。由此，形成试剂层11，以覆盖电极C、D以及E形成的电极部的一部分。所述干燥，例如，可以是自然干燥，也可以是使用温风的强制干燥，若过于高温则酶有失去活性的危险，因此，优选采用50℃左右的温风。在本发明中，垫片的材质无特别限制，例如，能够使用与绝缘基板相同的材料。此外，垫片的大小无特别限制，例如，可以全长5～100mm、宽度2～50、厚度0.01～1mm，优选全长7～50mm、宽度3～20、厚度0.05～0.5mm，更优选全长10～30mm、宽度3～10、厚度0.05～0.25mm。在该示例的垫片上，虽形成有成为用于血液导入的流路的l字形状的截缺部，但其大小，例如，全长0.5～8mm、宽度0.1～5mm，优选全长1～10mm、宽度0.2～3mm，更优选全长1～5mm、宽度0.5～2mm。该截缺部，例如，可以通过激光或钻等穿孔来形成，在形成垫片时，可以使用能够形成截缺的模具来形成。对于所述垫片的材质及大小和截缺部，在后述的实施例2～6中也相同。在本发明中，外壳的材质无特别限制。例如，能够使用与绝缘基板相同的材料。外壳的与用于导入血液的流路的顶部相当的部分，优选进行亲水处理。作为亲水处理，例如有涂敷界面活性剂的方法、通过等离子处理等在外壳表面导入羟基、羰基、羧基等亲水性官能基的方法等。此外，可以在试剂层上形成由卵磷脂等界面活性剂形成的层。外壳的大小无特别限制。例如，全长5～100mm、宽度3～50mm、厚度0.01～0.5mm，优选全长10～50mm、宽度3～20mm、厚度0.05～0.25mm，更优选全长15～30mm、宽度5～10mm、厚度0.05～0.1mm。优选在外壳上形成有空气孔，形状例如是圆形、椭圆形、多边形等。其大小，例如，最大直径为0.01～10mm，优选最大直径为0.05～5mm，更优选最大直径为0.1～2mm。该空气孔，例如，可以通过激光或钻等穿孔来形成，也可以在形成外壳时使用能够形成空气排出部的模具来形成。对于所述外壳的材质及大小和空气孔，在后述的实施例2～6中也相同。而且，该传感器能够通过按照绝缘基板、垫片以及外壳的顺序层叠且呈一体化来制造。所述3个部件通过粘接剂或热熔接等进行粘合而呈一体化。作为所述粘接剂，例如，能够使用环氧系粘接剂、丙烯系粘接剂、聚氨基甲酸酯系粘接剂、此外热硬化性粘接剂(热熔粘接剂等)、UV硬化性粘接剂等。对此，在后述的实施例2～6中相同。使用该传感器的血液成分量，例如血糖值的测定，如下那样实施。首先，通过专用的刺血针将指尖等刺破，使其出血。另一方面，将所述传感器安置在专用的测定装置(计量器)上。使出血的血液接触安置在测定装置上的传感器的血液提供口，通过毛细管现象将血液导入传感器内部。该传感器的分析是根据以下步骤来进行的。此外，在该测定方法中，使用电极C作为第一电极系中的工作极、使用电极D以及电极E作为第一电极系中的对极、使用电极F作为第二电极系中的工作极，以及使用电极G作为第二电极系中的对极。(步骤1：检物(血液)的检测)在对电极D和电极E的两电极之间施加电压，通过伴随血液的导入的电流值的变化来检测血液的导入。在确认血液的导入之后，开始以后的步骤。在步骤1中的施加电压，例如，是0.05～1V。然后，使血液中的葡萄糖与葡萄糖氧化还原酶反应一定时间。(步骤2：表观的葡萄糖量的测定)在使血液中的葡萄糖与葡萄糖氧化还原酶反应一定时间之后，对第一电极系(包括作为工作极的电极C、和作为对极的电极D及电极E)的两电极施加第一电压，并且，对第二电极系(包括作为工作极的电极F、和作为对极的电极G)的两电极施加第二电压(第一工序)。如前所述，形成试剂层11，以覆盖所述生物传感器的电极C(第一电极系的工作极)、电极D(第一电极系的对极)以及电极E(第一电极系的对极)形成的电极部的一部分，通过酶反应来氧化第一电极系的电极C上产生的还原状态的介体，并检测其氧化电流(第一电流值)。根据该氧化电流(第一电流值)，计算所述血液中的表观的葡萄糖量(表观的血液成分量)。此外，施加所述第一电压的时间与施加所述第二电压的时间相同。所述葡萄糖与氧化还原酶的反应时间，例如是0～60秒，优选是0～30秒，更优选是0～10秒。在步骤2(第一工序)中的第一电压，例如是0.05～1.0V，优选是0.1～0.8V，更优选是0.2～0.6V，第一电压的施加时间，例如是0.05～30秒，优选是0.1～10秒，更优选是0.5～5秒。此外，在步骤2(第一工序)的第二电压，例如是0.5～5V，优选是1～3V，更优选是1.5～2.5V，第二电压的施加时间，例如是0.01～5秒，优选是0.01～2.5秒，更优选是0.1～1秒。此外，作为步骤2(第一工序)的第一电压和第二电压的组合，例如，第一电压以及第一电压的施加时间分别是0.05～1V以及0.05～30秒，并且第二电压以及第二电压的施加时间分别是0.5～5V以及0.01～5秒，优选第一电压以及第一电压的施加时间分别是0.01～0.8V以及0.1～10秒，并且第二电压以及第二电压的施加时间分别是1～3V以及0.01～2.5秒，第一电压以及第一电压的施加时间分别是0.2～0.6V以及0.5～5秒，并且第二电压以及第二电压的施加时间分别是1.5～2.5V及0.1～1秒。此外，在步骤2(第一工序)中，在对第一电极系的两电极施加第一电压，并且对第二电极系的两电极施加第二电压之前，可以包括仅对所述第一电极系施加所述第一电压的前工序。所述前工序中的第一电压，例如是0.05～1.0V，优选是0.1～0.8V，更优选是0.2～0.6V，所述前工序中的第一电压的施加时间，例如是0.05～30秒，优选是0.1～10秒，更优选是0.5～5秒。此外，所述第二电压以及施加时间，可以根据在所述步骤2中得到的第一电流值来选择。具体而言，在第一电流值为0.01～0.1V时，第二电压是1.5～2.0V，第二电压的施加时间是0.1～1秒，在第一电流值为0.1～1V时，第二电压是2.0～2.5V，第二电压的施加时间是0.1～1秒等。此外，在所述第一工序之前，仅对所述第一电极系施加所述第一电压，检测所述第一电极系中流动的第三电流值，并根据所述第三电流值，选择所述第二电压以及第二施加时间。此时的第一电压，例如是0.05～1V，优选是0.1～8V，更优选是0.2～0.6V，第一电压的施加时间例如是0.05～30秒，优选是0.1～10秒，更优选是0.5～5秒。具体而言，在第三电流值为0.01～0.1V时，第二电压为1.5～2.0V，第二电压的施加时间是0.1～1秒，在第三电流值为0.1～1V时，第二电压是2.0～2.5V，第三电压的施加时间是0.1～1秒等。(步骤3：Hct值的测定)停止对第一电极系施加第一电压，并且通过对第二电极系(包括作为工作极的电极F和作为对极的电极G)的两电极施加第三电压，能够检测取决于基于葡萄糖的电解氧化反应的Hct值的电流(第二电流值)(第二工序)。此外，从所检测的电流(第二电流值)到Hct值的换算能够通过预先求取校准曲线或校准曲线表来进行。在该补正中，可以使用从预先生成的电流和Hct值的校准曲线求取的Hct值，也可以直接使用所检测出的电流。步骤3(第二工序)中的第三电压，例如是0.1～10V，优选是0.1～6.5V，更优选0.5～2.5V，第三电压的施加时间，例如是0.05～10秒，优选0.1～5秒，更优选0.2～1秒。在该步骤3中，在工作极即电极F中不配置介体，并且电极G与电极F之间有一定间隙，在该间隙中不配置介体等试剂，只存在血液，因此，能够不受试剂的影响地检测取决于Hct值的氧化电流。此外，即使在电极F的表面不进行基于高分子材料等的覆盖时，也能够进行测定。该步骤3(第二工序)，可以紧接着步骤2(第一工序)之后进行，也可以在步骤2(第一工序)之后空开间隔进行。所述间隔，例如是0～10秒，优选是0.05～5秒，更优选0.1～1秒。此外，该步骤3中的第三电压，既可以与步骤2中的第二电压相同，也可以不同。此外，所述第三电压以及施加时间，可以根据在所述步骤2中得到的第一电流值来选择。具体而言，在第一电流值为0.01～0.1V时，第三电压是2～2.5V，第三电压的施加时间是0.2～1秒，在第一电流值为0.1～1V时，第三电压是2.5～3V，第三电压的施加时间是0.2～1秒等。此外，在所述第一工序之前，对所述第一电极系施加所述第一电压，并检测所述第一电极系中流动的第三电流值，根据所述第三电流值，选择所述第三电压以及第三电压的施加时间。此时的第一电压，例如是0.05～1.0V，优选是0.1～0.8V，更优选是0.2～0.6V，第一电压的施加时间，例如是0.05～30秒，优选是0.1～10秒，更优选是0.5～5秒。具体而言，在第三电流值为0.01～0.1V时，第三电压是2～2.5V，第三电压的施加时间是0.2～1秒，在第三电流值为0.1～1V时，第三电压是2.5～3V，第三电压的施加时间是0.1～1秒等。(步骤4：血液成分的补正)根据在步骤3(第二工序)中检测出的Hct值，补正在步骤2(第一工序)中得到的葡萄糖量。该补正优选根据预先生成的校准曲线(包含校准表)来进行。补正后的葡萄糖量显示或存储在测定装置中。然后，如上所述，也可以不是在暂时求取Hct值之后补正葡萄糖量，而是直接使用取决于在步骤3(第二工序)中检测出的Hct值的电流值(第二电流值)来补正葡萄糖量。[实施方式2]在本实施例中，与实施例1同样，制作图1～3所示的传感器，使用电极C作为第一电极系中的工作极，使用电极D以及电极E作为第一电极系中的对极，使用电极F作为第二电极系中的工作极，且使用电极G作为第二电极系中的对极，测定了使血液中的血液成分量变化时的响应电流以及灵敏度差。此外，相应地作为比较例1，使用相同的传感器，使用电极C作为第一电极系中的工作极，使用电极D以及电极E作为第一电极系中的对极，使用电极F作为第二电极系中的工作极，且使用电极G作为第二电极系中的对极，测定了使血液中的血液成分量变化时的响应电流以及灵敏度差。此外，检体(血液)以及血液成分(葡萄糖)的测定和血液成分的补正，与实施例1同样地进行。此外，试剂层是将在CMC水溶液(0.1wt％)中溶解葡萄糖脱氢酶、铁氰化钾(量：60mM)、牛磺酸(80mM)而调制的试剂液在电极上滴下之后干燥来制作的。工作极和对极之间的距离成为0.1mm以上。此外，使将Hct值调整为25％、45％以及65％而得到的3种血液样品以分别的葡萄糖浓度来进行了准备。针对这3个血液样品，通过所述传感器，在第一电压为400mV且施加时间3秒至5秒、第二电压为2500mV且施加时间5秒至5.5秒的条件下，测定了所述各传感器的所述两电极中流动的电流，并进行了Hct值的测定中的响应电流值以及灵敏度差的测定(参照图5)。图5中，“Glu(C-DE)”是指对第一电极系的施加，“Hct(F-G)”是指对第二电极系的施加。此时，4.5秒至5秒相应于步骤2(第一工序)，5秒至5.5秒相应于步骤3(第二工序)。3秒至4.5秒相应于前工序。作为比较例1，针对所述3个血液样品，通过所述传感器，在第一电压为400mV且施加时间3秒至5秒、第二电压为2500mV且施加时间5秒至5.5秒的条件下，测定了所述各传感器的所述两电极中流动的电流，并进行了Hct值的测定中的响应电流值以及灵敏度差的测定(参照图4)。图4中，“Glu(C-DE)”是指对第一电极系的施加，“Hct(F-G)”是指对第二电极系的施加。其中，如从图4所能够理解的那样，在对第一电极系施加电压之后，对第二电极系施加电压。即，如本发明的步骤2那样，并非对第一电极系施加第一电压，并且同时对第二电极系施加第二电压。[实施例3]在本实施例中，在第一电压为400mV且施加时间3秒到5秒、第二电压为2000mV且施加时间4.5秒至5秒，第三电压为2500mV且施加时间5秒至5.5秒的条件下，测定了所述各传感器的所述两电极中流动的电流，除了血液样品的血液成分(葡萄糖)浓度为75mg/dl以外，与实施例2同样，进行了Hct值的测定中的响应电流值以及灵敏度差的测定(参照图6)。图6中，“Glu(C-DE)”是指对第一电极系的施加，“Hct(F-G)”是指对第二电极系的施加。此时，4.5秒至5秒相应于步骤2(第一工序)，从5秒到5.5秒相应于步骤3(第二工序)。3秒至4.5秒相应于前工序。在图7中，表示针对血液成分(葡萄糖)的浓度为75mg/dl的血液样品的结果。图7(a)是表示比较例1的响应电流值(mV)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表，图7(b)是比较例1的灵敏度差(％)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表。具体而言，图7(b)表示来自将根据以Hct值为45％的血液样品为基准的第一电流值与血液成分(葡萄糖)的浓度的对应关系而得到的校准线应用于Hct值为25％以及65％的血液样品时的真值的灵敏度差(％)。在图8中，表示针对血液成分(葡萄糖)的浓度为75mg/dl的血液样品的结果。图8(a)是表示实施例2的响应电流值(mV)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表，图8(b)是实施例2的灵敏度差(％)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表。具体而言，图8(b)表示来自将根据以Hct值为45％的血液样品为基准的第一电流值与血液成分(葡萄糖)的浓度的对应关系而得到的校准曲线应用于Hct值为25％以及65％的血液样品时的真值的灵敏度差(％)。图9表示针对血液成分(葡萄糖)的浓度为75mg/dl的血液试剂的结果。图9(a)是表示实施例3的响应电流值(mV)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表，图9(b)是实施例3的灵敏度差(％)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表。具体而言，图9(b)表示来自将根据以Hct值为45％的血液样品为基准的第一电流值与血液成分(葡萄糖)的浓度的对应关系得到的校准曲线应用于Hct值为25％以及65％的血液样品时的真值的灵敏度差(％)。在图7～图9中，“H25”的符号表示使用Hct值为25％的血液样品的情况，“H45”的符号表示使用Hct值为45％的血液样品的情况，以及“H65”表示使用Hct值为65％的血液样品的情况。与图7(a)以及图7(b)进行比较，如图8(a)以及图8(b)所示，根据本发明的测定方法，由与图7(b)中的灵敏度差(％)进行比较，测定时间4.5秒以后的图8(b)中的灵敏度差(％)较小，能够确认出：针对各种Hct值的血液样品，降低了血液成分量的测定时的Hct的影响，提高了所测定的血液成分量的精度。此外，与图7(a)以及图7(b)进行比较，如图9(a)以及图9(b)所示，根据本发明的测定方法，由与图7(b)中的灵敏度差(％)进行比较，测定时间4.5秒以后的图9(b)中的灵敏度差(％)降低，能够确认出：降低了血液成分量的测定时的Hct的影响，提高了所测定的血液成分量的精度。图10表示针对血液成分(葡萄糖)的浓度为150mg/dl的血液试剂的结果。图10(a)是表示比较例1的响应电流值(mV)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表，图10(b)是比较例1的灵敏度差(％)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表。具体而言，图10(b)表示来自将根据以Hct值为45％的血液样品为基准的第一电流值与血液成分(葡萄糖)的浓度的对应关系而得到的校准线应用于Hct值为25％以及65％的血液样品时的真值的灵敏度差(％)。图11表示针对血液成分(葡萄糖)的浓度为150mg/dl的血液试剂的结果。图11(a)是表示实施例2的响应电流值(mV)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表，图11(b)是实施例2的灵敏度差(％)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表。具体而言，图11(b)表示来自将根据以Hct值为45％的血液样品为基准的第一电流值与血液成分(葡萄糖)的浓度的对应关系而得到的校准线应用于Hct值为25％以及65％的血液样品时的真值的灵敏度差(％)。图12表示针对血液成分(葡萄糖)的浓度为150mg/dl的血液试剂的结果。图12(a)是表示实施例3的响应电流值(mV)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表，图12(b)是实施例3的灵敏度差(％)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表。具体而言，图12(b)表示来自将根据以Hct值为45％的血液样品为基准的第一电流值与血液成分(葡萄糖)的浓度的对应关系而得到的校准线应用于Hct值为25％以及65％的血液样品时的真值的灵敏度差(％)。在图10～图12中，“H25”的符号表示使用Hct值为25％的血液样品的情况，“H45”的符号表示使用Hct值为45％的血液样品的情况，以及“H65”表示使用Hct值为65％的血液样品的情况。与图10(a)以及图10(b)进行比较，如图11(a)以及图11(b)所示，根据本发明的测定方法，由与图10(b)中的灵敏度差(％)进行比较，测定时间4.5秒以后的图11(b)中的灵敏度差(％)较小，能确认出：针对各种Hct值的血液样品，降低了血液成分量的测定时的Hct的影响，提高了所测定的血液成分量的精度。此外，与图10(a)以及图10(b)进行比较，如图12(a)以及图12(b)所示，根据本发明的测定方法，由与图10(b)中的灵敏度差(％)进行比较，测定时间4.5秒以后的图12(b)中的灵敏度差(％)较小，能确认出：降低了血液成分量的测定时的Hct的影响，提高了所测定的血液成分量的精度。图13表示针对血液成分(葡萄糖)的浓度为300mg/dl的血液试剂的结果。图13(a)是表示比较例1的响应电流值(mV)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表，图13(b)是比较例1的灵敏度差(％)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表。具体而言，图13(b)表示来自将根据以Hct值为45％的血液样品为基准的第一电流值与血液成分(葡萄糖)的浓度的对应关系而得到的校准线应用于Hct值为25％以及65％的血液样品时的真值的灵敏度差(％)。图14表示针对血液成分(葡萄糖)的浓度为300mg/dl的血液试剂的结果。图14(a)是表示实施例2的响应电流值(mV)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表，图14(b)是实施例2的灵敏度差(％)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表。具体而言，图14(b)表示来自将根据以Hct值为45％的血液样品为基准的第一电流值与血液成分(葡萄糖)的浓度的对应关系而得到的校准线应用于Hct值为25％以及65％的血液样品时的真值的灵敏度差(％)。图15表示针对血液成分(葡萄糖)的浓度为300mg/dl的血液试剂的结果。图15(a)是表示实施例3的响应电流值(mV)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表，图15(b)是实施例3的灵敏度差(％)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表。具体而言，图15(b)表示来自将根据以Hct值为45％的血液样品为基准的第一电流值与血液成分(葡萄糖)的浓度的对应关系而得到的校准线应用于Hct值为25％以及65％的血液样品时的真值的灵敏度差(％)。在图13～图15中，“H25”的符号表示使用Hct值为25％的血液样品的情况，“H45”的符号表示使用Hct值为45％的血液样品的情况，以及“H65”表示使用Hct值为65％的血液样品的情况。与图13(a)以及图13(b)进行比较，如图14(a)以及图14(b)所示，根据本发明的测定方法，由与图13(b)中的灵敏度差(％)进行比较，测定时间4.5秒以后的图14(b)中的灵敏度差(％)较小，能确认出：针对各种Hct值的血液样品，降低了血液成分量的测定时的Hct的影响，提高了所测定的血液成分量的精度。此外，与图13(a)以及图13(b)进行比较，如图15(a)以及图15(b)所示，根据本发明的测定方法，由与图13(b)中的灵敏度差(％)进行比较，测定时间4.5秒以后的图15(b)中的灵敏度差(％)较小，能确认出：针对各种Hct值的血液样品，降低了血液成分量的测定时的Hct的影响，提高了所测定的血液成分量的精度。在图16中总结了图7、图10及图13的内容。图16(a)是表示施加时间与施加电流的关系的图表，图16(b)是表示比较例1的施加时间5秒中的血液成分(葡萄糖)的浓度和响应值电流值(mV)的经时变化的图表，图16(c)是比较例1的施加时间5秒中的血液成分(葡萄糖)的浓度和灵敏度(％)的图表。在图17中总结了图8、图11以及图14的内容。图17(a)是表示施加时间与施加电流的关系的图表，图17(b)是表示实施例2的施加时间5秒中的血液成分(葡萄糖)的浓度和响应值电流值(mV)的经时变化的图表，图17(c)是实施例2的施加时间5秒中的血液成分(葡萄糖)的浓度和灵敏度(％)的图表。在图18中总结了图9、图12以及图15的内容。图18(a)是表示施加时间与施加电流的关系的图表，图18(b)是表示实施例3的施加时间5秒中的血液成分(葡萄糖)的浓度和响应值电流值(mV)的经时变化的图表，图18(c)是实施例3的施加时间5秒中的血液成分(葡萄糖)的浓度和灵敏度(％)的图表。如图16(a)～(c)、图17(a)～(c)以及图18(a)～(c)所示，根据本发明的测定方法，由与图16(c)、图17(c)以及图18(c)的比较例的灵敏度差(％)进行比较，实施例的灵敏度差(％)的绝对值较小，能确认出：针对各种Hct值的血液样品，降低了血液成分量的测定时的Hct影响，提高了所测定的血液成分量的精度。此外，图19(a)以及图19(b)是表示其它的本发明的施加时间与施加电流的关系的图表。在图19(a)中，在第一电压为400mV且施加时间3秒到5秒、第二电压为1000mV且施加时间4.5秒至5秒、第三电压为2500mV且施加时间5秒至5.5秒的条件下，在所述各传感器的所述两电极中流动。此时，4.5秒至5秒相应于步骤2(第一工序)，5秒到5.5秒相应于步骤3(第二工序)。3秒至4.5秒相应于前工序。在图19(b)中，在第一电压为400mV且施加时间3秒到5秒、第二电压为1500mV且施加时间4.5秒至5秒、第三电压为2500mV且施加时间5秒至5.5秒的条件下，在所述各传感器的所述两电极中流动。此时，4.5秒至5秒相应于步骤2(第一工序)，从5秒到5.5秒相应于步骤3(第二工序)。3秒至4.5秒相应于前工序。[实施例4]在本实施例中，使用电极C作为第一电极系中的工作极，使用电极D及电极E作为第一电极系的对极，使用电极F作为第二电极系的工作极，使用电极A作为第二电极系中的对极，使用电极F作为第三电极系中的工作极，以及使用电极G作为第三电极系中的对极，在第一电压为400mV且施加时间3秒至5秒、第二电压为2000mV且施加时间4.5秒至5秒、第三电压为2500mV且施加时间5秒至5.5秒的条件下，除了测定了在所述各传感器的所述两电极中流动的电流以外，与实施例2同样，进行了Hct值的测定中的响应电流值以及灵敏度差的测定(参照图20(a))。在图20(a)中，“Glu(C-DE)”是指对第一电极系的施加，“Hct(F-A)”是指对第二电极系的施加，“Hct(F-G)”是指对第三电极系的施加。此时，4.5秒至5秒相应于步骤2(第一工序)，5秒到5.5秒相应于步骤3(第二工序)。3秒至4.5秒相应于前工序。此外，配置了试剂层11，以覆盖电极C、D、E以及G的一部分。在该示例中，在所述第二工序中，代替对所述第二电极系施加所述第三电压，而对所述第三电极系施加第三电压。图20表示针对血液成分(葡萄糖)的浓度为75mg/dl的血液试剂的结果。图20(a)是表示施加时间与施加电流的关系的图表，图20(b)是表示实施例4的响应电流值(mV)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表，图20(c)是实施例4的灵敏度差(％)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表。具体而言，图20(c)表示来自将根据以Hct值为45％的血液样品为基准的第一电流值与血液成分(葡萄糖)的浓度的对应关系而得到的校准线应用于Hct值为25％以及65％的血液样品时的真值的灵敏度差(％)。与图7(a)以及图7(b)进行比较，如图20(b)以及图20(c)所示，根据本发明的测定方法，由与图7(b)中的灵敏度差(％)进行比较，测定时间4.5秒以后的图20(b)中的灵敏度差(％)较小，能确认出：针对各种Hct值的血液样品，降低了血液成分量的测定时的Hct的影响，提高了所测定的血液成分量的精度。图21表示针对血液成分(葡萄糖)的浓度为150mg/dl的血液试剂的结果。图21(a)是表示施加时间与施加电流的关系的图表，图21(b)是表示实施例4的响应电流值(mV)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表，图21(c)是实施例4的灵敏度差(％)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表。具体而言，图21(c)表示来自将根据以Hct值为45％的血液样品为基准的第一电流值与血液成分(葡萄糖)的浓度的对应关系而得到的校准线应用于Hct值为25％以及65％的血液样品时的真值的灵敏度差(％)。与图10(a)以及图10(b)进行比较，如图21(b)以及图21(c)所示，根据本发明的测定方法，由与图10(b)中的灵敏度差(％)进行比较，测定时间4.5秒以后的图21(b)中的灵敏度差(％)较小，能确认出：针对各种Hct值的血液样品，降低了血液成分量的测定时的Hct的影响，提高了所测定的血液成分量的精度。图22表示针对血液成分(葡萄糖)的浓度为300mg/dl的血液试剂的结果。图22(a)是表示施加时间与施加电流的关系的图表，图22(b)是表示实施例4的响应电流值(mV)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表，图22(c)是实施例4的灵敏度差(％)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表。具体而言，图22(c)表示来自将根据以Hct值为45％的血液样品为基准的第一电流值与血液成分(葡萄糖)的浓度的对应关系而得到的校准线应用于Hct值为25％以及65％的血液样品时的真值的灵敏度差(％)。与图13(a)以及图13(b)进行比较，如图22(b)以及图22(c)所示，根据本发明的测定方法，由与图13(b)中的灵敏度差(％)进行比较，测定时间4.5秒以后的图22(b)中的灵敏度差(％)较小，能确认出：针对各种Hct值的血液样品，降低了血液成分量的测定时的Hct的影响，提高了所测定的血液成分量的精度。在图23中总结了图20、图21以及图22的内容。图23(a)是表示施加时间与施加电流的关系的图表，图23(b)是表示实施例4的施加时间5秒中的血液成分(葡萄糖)的浓度和响应值电流值(mV)的经时变化的图表，图23(c)是实施例4的施加时间5秒中的血液成分(葡萄糖)的浓度和灵敏度(％)的图表。如图23(a)～(c)所示，根据本发明的测定方法，由与图23(c)中的比较例的灵敏度差(％)进行比较，实施例4的灵敏度差(％)的绝对值较小，能确认出：针对各种Hct值的血液样品，降低了血液成分量的测定时的Hct的影响，提高了所测定的血液成分量的精度。图24(a)、图24(b)以及图24(c)是表示其它的本发明的施加时间与施加电流的关系的图表。在图24(a)中，在第一电压为400mV且施加时间3秒至5秒、第二电压为1000mV且施加时间4.5秒至5秒、第三电压为2500mV且施加时间5秒至5.5秒的条件下，在所述各传感器的所述两电极中流动。此时，4.5秒至5秒相应于步骤2，5秒至5.5秒相应于步骤3。在图24(a)中，“Glu(C-DE)”是指对第一电极系的施加，“Hct(F-G)”是指对第二电极系的施加，“Hct(F-A)”是指对第三电极系的施加。此时，4.5秒至5秒相应于步骤2(第一工序)，5秒到5.5秒相应于步骤3(第二工序)。3秒至4.5秒相应于前工序。在图24(b)中，在第一电压为400mV且施加时间3秒至5秒、第二电压为1500mV且施加时间4.5秒至5秒、第三电压为2500mV且施加时间5秒至5.5秒的条件下，在所述各传感器的所述两电极中流动。此时，4.5秒至5秒相应于步骤2(第一工序)，5秒到5.5秒相应于步骤3(第二工序)。3秒至4.5秒相应于前工序。在图24(c)中，在第一电压为400mV且施加时间3秒至5秒、第二电压为2500mV且施加时间4.5秒至5秒、第三电压为2500mV且施加时间5秒至5.5秒的条件下，在所述各传感器的所述两电极中流动。此时，4.5秒至5秒相应于步骤2(第一工序)，5秒到5.5秒相应于步骤3(第二工序)。3秒至4.5秒相应于前工序。[实施例5]在本实施例中，使用电极C作为第一电极系中的工作极，使用电极D及电极E作为第一电极系的对极，使用电极F作为第二电极系的工作极，使用电极D、电极E、电极G作为第二电极系中的对极，在第一电压为400mV且施加时间3秒至5秒、第二电压为1000mV且施加时间4.5秒至5秒、第三电压为2500mV且施加时间5秒至5.5秒的条件下，除了测定了在所述各传感器的所述两电极中流动的电流以外，与实施例2同样，进行了Hct值的测定中的响应电流值以及灵敏度差的测定(参照图25(a))。在图25(a)中，“Glu(C-DEG)”是指对第一电极系的施加，“Hct(F-DEG)”是指对第二电极系的施加。此时，4.5秒至5秒相应于步骤2(第一工序)，5秒到5.5秒相应于步骤3(第二工序)。3秒至4.5秒相应于前工序。此外，配置了试剂层11，以覆盖电极C、D、E以及G的一部分。[实施例6]在本实施例中，使用电极C作为第一电极系中的工作极，使用电极D电极E以及电极G作为第一电极系的对极，使用电极F作为第二电极系的工作极，使用电极D、电极E、电极G作为第二电极系中的对极，在第一电压为400mV且施加时间3秒至5秒，第二电压为2000mV且施加时间4.5秒至5秒，第三电压为2500mV且施加时间5秒至5.5秒的条件下，除了测定了在所述各传感器的所述两电极中流动的电流以外，与实施例2同样，进行了Hct值的测定中的响应电流值以及灵敏度差的测定(参照图26(a))。在图26(a)中，“Glu(C-DEG)”是指对第一电极系的施加，“Hct(F-DEG)”是指对第二电极系的施加。此时，4.5秒至5秒相应于步骤2(第一工序)，5秒到5.5秒相应于步骤3(第二工序)。3秒至4.5秒相应于前工序。此外，配置了试剂层11，以覆盖电极C、D、E以及G的一部分。图25表示针对血液成分(葡萄糖)的浓度为75mg/dl的血液试剂的结果。图25(a)是表示实施例5的施加时间与施加电流的关系的图表，图25(b)是表示实施例5的响应电流值(mV)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表，图25(c)是实施例5的灵敏度差(％)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表。具体而言，图25(c)表示来自将根据以Hct值为45％的血液样品为基准的第一电流值与血液成分(葡萄糖)的浓度的对应关系而得到的校准线应用于Hct值为25％以及65％的血液样品时的真值的灵敏度差(％)。图26表示针对血液成分(葡萄糖)的浓度为75mg/dl的血液试剂的结果。图26(a)是表示实施例6的施加时间与施加电流的关系的图表，图26(b)是表示实施例6的响应电流值(mV)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表，图26(c)是实施例6的灵敏度差(％)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表。具体而言，图26(c)表示来自将根据以Hct值为45％的血液样品为基准的第一电流值与血液成分(葡萄糖)的浓度的对应关系而得到的校准线应用于Hct值为25％以及65％的血液样品时的真值的灵敏度差(％)。与图7(a)以及图7(b)进行比较，如图25(b)以及图25(c)所示，根据本发明的测定方法，由与图7(b)中的灵敏度差(％)进行比较，测定时间4.5秒以后的图25(b)中的灵敏度差(％)较小，能确认出：针对各种Hct值的血液样品，降低了血液成分量的测定时的Hct的影响，提高了所测定的血液成分量的精度。此外，与图7(a)以及图7(b)进行比较，如图26(b)以及图26(c)所示，根据本发明的测定方法，由与图7(b)中的灵敏度差(％)进行比较，测定时间4.5秒以后的图26(b)中的灵敏度差(％)较小，能确认出：针对各种Hct值的血液样品，降低了血液成分量的测定时的Hct的影响，提高了所测定的血液成分量的精度。图27表示针对血液成分(葡萄糖)的浓度为150mg/dl的血液试剂的结果。图27(a)是表示实施例5的施加时间与施加电流的关系的图表，图27(b)是表示实施例5的响应电流值(mV)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表，图27(c)是实施例5的灵敏度差(％)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表。具体而言，图27(c)表示来自将根据以Hct值为45％的血液样品为基准的第一电流值与血液成分(葡萄糖)的浓度的对应关系而得到的校准线应用于Hct值为25％以及65％的血液样品时的真值的灵敏度差(％)。图28表示针对血液成分(葡萄糖)的浓度为150mg/dl的血液试剂的结果。图28(a)是表示施加时间与施加电流的关系的图表，图28(b)是表示实施例6的响应电流值(mV)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表，图28(c)是实施例6的施加电压(mV)的灵敏度差(％)的经时变化的图表。具体而言，图28(c)表示来自将根据以Hct值为45％的血液样品为基准的第一电流值与血液成分(葡萄糖)的浓度的对应关系而得到的校准线应用于Hct值为25％以及65％的血液样品时的真值的灵敏度差(％)。与图10(a)以及图10(b)进行比较，如图27(b)以及图27(c)所示，根据本发明的测定方法，由与图10(b)中的灵敏度差(％)进行比较，测定时间4.5秒以后的图27(b)中的灵敏度差(％)较小，能确认出：针对各种Hct值的血液样品，降低了血液成分量的测定时的Hct的影响，提高了所测定的血液成分量的精度。此外，与图10(a)以及图10(b)进行比较，如图28(b)以及图28(c)所示，根据本发明的测定方法，由与图10(b)中的灵敏度差(％)进行比较，测定时间4.5秒以后的图28(b)中的灵敏度差(％)较小，能确认出：针对各种Hct值的血液样品，降低了血液成分量的测定时的Hct的影响，提高了所测定的血液成分量的精度。图29表示针对血液成分(葡萄糖)的浓度为300mg/dl的血液试剂的结果。图29(a)是表示施加时间与施加电流的关系的图表，图29(b)是表示实施例5的响应电流值(mV)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表，图29(c)是实施例5的灵敏度差(％)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表。具体而言，图29(c)表示来自将根据以Hct值为45％的血液样品为基准的第一电流值与血液成分(葡萄糖)的浓度的对应关系而得到的校准线应用于Hct值为25％以及65％的血液样品时的真值的灵敏度差(％)。图30表示针对血液成分(葡萄糖)的浓度为300mg/dl的血液试剂的结果。图30(a)是表示施加时间与施加电流的关系的图表，图30(b)是表示实施例6的响应电流值(mV)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表，图30(c)是实施例6的灵敏度差(％)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表。具体而言，图30(c)表示来自将根据以Hct值为45％的血液样品为基准的第一电流值与血液成分(葡萄糖)的浓度的对应关系而得到的校准线应用于Hct值为25％以及65％的血液样品时的真值的灵敏度差(％)。与图13(a)以及图13(b)进行比较，如图29(b)以及图29(c)所示，根据本发明的测定方法，由与图13(b)中的灵敏度差(％)进行比较，测定时间4.5秒以后的图29(b)中的灵敏度差(％)较小，能确认出：针对各种Hct值的血液样品，降低了血液成分量的测定时的Hct的影响，提高了所测定的血液成分量的精度。此外，与图13(a)以及图13(b)进行比较，如图30(b)以及图30(c)所示，根据本发明的测定方法，由与图13(b)中的灵敏度差(％)进行比较，测定时间4.5秒以后的图30(b)中的灵敏度差(％)较小，能确认出：针对各种Hct值的血液样品，降低了血液成分量的测定时的Hct的影响，提高了所测定的血液成分量的精度。图31表示针对血液成分(葡萄糖)的浓度为600mg/dl的血液试剂的结果。图31(a)是表示施加时间与施加电流的关系的图表，图31(b)是表示实施例5的响应电流值(mV)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表，图31(c)是实施例5的灵敏度差(％)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表。具体而言，图31(c)表示来自将根据以Hct值为45％的血液样品为基准的第一电流值与血液成分(葡萄糖)的浓度的对应关系而得到的校准线应用于Hct值为25％以及65％的血液样品时的真值的灵敏度差(％)。图32表示针对血液成分(葡萄糖)的浓度为600mg/dl的血液试剂的结果。图32(a)是表示比较例1的施加时间与施加电流的关系的图表，图32(b)是表示比较例1的响应电流值(mV)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表，图32(c)是比较例1的灵敏度差(％)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表。具体而言，图32(c)表示来自将根据以Hct值为45％的血液样品为基准的第一电流值与血液成分(葡萄糖)的浓度的对应关系而得到的校准线应用于Hct值为25％以及65％的血液样品时的真值的灵敏度差(％)。与图32(b)以及图13(c)进行比较，如图31(b)以及图31(c)所示，根据本发明的测定方法，由与图32(b)中的灵敏度差(％)进行比较，测定时间4.5秒以后的图31(b)中的灵敏度差(％)较小，能确认出：针对各种Hct值的血液样品，降低了血液成分量的测定时的Hct的影响，提高了所测定的血液成分量的精度。在图25～图32中，“H25”的符号表示使用Hct值为25％的血液样品的情况，“H45”的符号表示使用Hct值为45％的血液样品的情况，以及“H65”表示使用Hct值为65％的血液样品的情况。在图33中总结了图25、图27、图29以及图31的内容。图33(a)是表示施加时间与施加电流的关系的图表，图33(b)是表示实施例5的施加时间5秒中的血液成分(葡萄糖)的浓度和响应值电流值(mV)的经时变化的图表，图33(c)是实施例5的施加时间5秒中的血液成分(葡萄糖)的浓度和灵敏度(％)的图表。如图33(a)～(c)所示，根据本发明的测定方法，由与图33(c)中的比较例的灵敏度差(％)进行比较，实施例5中的灵敏度差(％)的绝对值较小，能确认出：针对各种Hct值的血液样品，降低了血液成分量的测定时的Hct的影响，提高了所测定的血液成分量的精度。在图34中总结了图26、图28以及图30的内容。图34(a)是表示施加时间与施加电流的关系的图表，图34(b)是表示实施例6的施加时间5秒中的血液成分(葡萄糖)的浓度和响应值电流值(mV)的经时变化的图表，图34(c)是实施例6的施加时间5秒中的血液成分(葡萄糖)的浓度和灵敏度(％)的图表。如图34(a)～(c)所示，根据本发明的测定方法，由与图34(c)中的比较例的灵敏度差(％)进行比较，实施例6的灵敏度差(％)的绝对值较小，能确认出：针对各种Hct值的血液样品，降低了血液成分量的测定时的Hct的影响，提高了所测定的血液成分量的精度。[实施例7]图35、图36以及图37表示在本发明的测定方法中使用的血液成分测定用传感器的一例。图35是所述传感器的分解立体图，图36是剖视图，图37是俯视图，在所述三个图中，对相同部分赋予相同符号。如图所示，该传感器在绝缘基板201上形成有7个电极A、B、C、D、E、G以及F。这些电极能够切换为工作极和对极。电极A、B、C、D、E、F以及G的表面，由CMC等高分子材料覆盖。配置了试剂层21，以覆盖电极A、B、C、D、E以及G的一部分。试剂层21包含葡萄糖脱氢酶等氧化还原酶、铁氰化钾等介体，作为任意成分而包含酶稳定剂、结晶均质化剂等。在所述绝缘基板201上残留一个端部(在图中，右侧端部)地隔着垫片202配置有外壳203。在该传感器中，为了向各电极(A、C、D、E、F以及G)导入血液，而形成有由绝缘基板201、垫片202以及外壳203构成的流路24。该流路24的前端延伸至传感器的另一个端部(在图中，左侧端部)，通过向外部开口而成为血液提供口22。所述7个电极(A、B、C、D、E、F以及G)分别与引线连结，这些引线向所述一个端部侧(在图中，右侧端部)延伸，引线的前端未被外壳覆盖而露出。在所述外壳203中，在与流路24的右侧端部对应的部分形成有空气孔23。在本发明中，所述绝缘基板的材质无特别限制，能够使用：例如，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)、聚甲醛(POM)、尼龙(MC)、聚对苯二甲酸丁二醇酯(PBT)、聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA)、ABS树脂(ABS)、玻璃等，在这其中，优选聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)、聚碳酸酯(PC)以及聚酰亚胺(PI)，更优选聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)。绝缘基板的大小无特别限制，例如，全长5～100mm、宽度2～50mm、厚度0.05～2mm，优选全长7～50mm、宽度3～20mm、厚度0.1～1mm，更优选全长10～30mm、宽度3～10mm、厚度0.1～0.6mm。对于所述绝缘基板的材质以及大小，在后述的实施例8～9中也相同。绝缘基板上的电极以及引线，例如，以金、铂、钯等作为材料，能够通过利用溅射法或蒸镀法形成导电层且利用激光将其加工成特定的电极图案来形成。作为激光，能够使用例如YAG激光、CO2激光、准分子激光等。对于这些，在后述的实施例8～9中也相同。所述试剂层21如以下那样形成。例如，将包含0.1～5U/传感器的葡萄糖脱氢酶、10～200mM的铁氰化钾、1～50mM的麦芽糖醇、20～200mM的牛磺酸的水溶液向圆形的狭缝部30(未图示)滴下，并使其干燥。通过设置该狭缝部30，能够抑制滴下的水溶液的扩展，能够将试剂层21配置于更正确的位置。由此，形成试剂层21，以覆盖电极A、B、C、D、E以及G的一部分。所述干燥，例如，可以是自然干燥，也可以是使用温风的强制干燥，若过于高温则酶有失去活性的危险，因此，优选采用50℃左右的温风。在本发明中，垫片的材质无特别限制，例如，能够使用与绝缘基板相同的材料。此外，垫片的大小无特别限制，例如，可以全长5～100mm、宽度2～50mm、厚度0.01～1mm，优选全长7～50mm、宽度3～20mm、厚度0.05～0.5mm，更优选全长10～30mm、宽度3～10mm、厚度0.05～0.25mm。在该示例的垫片上，虽形成有成为用于血液导入的流路的l字形状的截缺部，但其大小，例如，全长0.5～8mm、宽度0.1～5mm，优选全长1～10mm、宽度0.2～3mm，更优选全长1～5mm、宽度0.5～2mm。该截缺部，例如，可以通过激光或钻等穿孔来形成，在形成垫片时，可以使用能够形成截缺的模具来形成。对于所述垫片的材质及大小和截缺部，在后述的实施例8～9中也相同。在本发明中，外壳的材质无特别限制。例如，能够使用与绝缘基板相同的材料。外壳的与用于导入血液的流路的顶部相当的部分，优选进行亲水处理。作为亲水处理，例如有涂敷界面活性剂的方法、通过等离子处理等在外壳表面导入羟基、羰基、羧基等亲水性官能基的方法等。此外，可以在试剂层上形成由卵磷脂等界面活性剂形成的层。外壳的大小无特别限制。例如，全长5～100mm、宽度3～50mm、厚度0.01～0.5mm，优选全长10～50mm、宽度3～20mm、厚度0.05～0.25mm，更优选全长15～30mm、宽度5～10mm、厚度0.05～0.1mm。优选在外壳上形成有空气孔，形状例如是圆形、椭圆形、多边形等。其大小，例如，最大直径为0.01～10mm，优选最大直径为0.05～5mm，更优选最大直径为0.1～2mm。该空气孔，例如，可以通过激光或钻等穿孔来形成，也可以在形成外壳时使用能够形成空气排出部的模具来形成。对于所述外壳的材质及大小和空气孔，在后述的实施例8～9中也相同。而且，该传感器能够通过按照绝缘基板、垫片以及外壳的顺序层叠且呈一体化来制造。所述3个部件通过粘接剂或热熔接等进行粘合而呈一体化。作为所述粘接剂，例如，能够使用环氧系粘接剂、丙烯系粘接剂、聚氨基甲酸酯系粘接剂、此外热硬化性粘接剂(热熔粘接剂等)、UV硬化性粘接剂等。对此，在后述的实施例8～9中相同。使用该传感器的血液成分量，例如血糖值的测定，如下那样实施。首先，通过专用的刺血针将指尖等刺破，使其出血。另一方面，将所述传感器安置在专用的测定装置(计量器)上。使出血的血液接触安置在测定装置上的传感器的血液提供口，通过毛细管现象将血液导入传感器内部。该传感器的分析是根据以下步骤来进行的。此外，在该测定方法中，使用电极B作为第一电极系中的工作极、使用电极E以及电极G作为第一电极系中的对极、使用电极F作为第二电极系中的工作极，以及使用电极A、电极C以及电极D作为第二电极系中的对极。(步骤1：检体(血液)的检测)在对电极D和电极E的两电极之间施加电压，通过伴随血液的导入的电流值的变化来检测血液的导入。在确认血液的导入之后，开始以后的步骤。在步骤1中的施加电压，例如，是0.05～1V。然后，使血液中的葡萄糖与葡萄糖氧化还原酶反应一定时间。(步骤2：表观的葡萄糖量的测定)在使血液中的葡萄糖与葡萄糖氧化还原酶反应一定时间之后，对第一电极系(包括作为工作极的电极B、和作为对极的电极E及电极G)的两电极施加第一电压，并且，对第二电极系(包括作为工作极的电极F、和作为对极的电极A、电极C、电极D)的两电极施加第二电压(第一工序)。如前所述，形成试剂层21，以覆盖所述生物传感器的电极A(第二电极系的对极)、电极B(第一电极系的工作极)电极C(第二电极系的对极)、电极D(第二电极系的对极)、电极E(第一电极系的对极)以及电极G(第一电极系的对极)形成的电极部的一部分，通过酶反应来氧化第一电极系的电极C上产生的还原状态的介体，并检测其氧化电流(第一电流值)。根据该氧化电流(第一电流值)，计算所述血液中的表观的葡萄糖量(表观的血液成分量)。此外，施加所述第一电压的时间与施加所述第二电压的时间相同。所述葡萄糖与氧化还原酶的反应时间，例如是0～60秒，优选是0～30秒，更优选是0～10秒。在步骤2(第一工序)中的第一电压，例如是0.05～1.0V，优选是0.1～0.8V，更优选是0.2～0.6V，施加时间，例如是0.05～30秒，优选是0.1～10秒，更优选是0.5～5秒。此外，在步骤2(第一工序)的第二电压，例如是0.5～5V，优选是1～3V，更优选是1.5～2.5V，施加时间，例如是0.01～5秒，优选是0.01～2.5秒，更优选是0.1～1秒。此外，作为步骤2(第一工序)的第一电压和第二电压的组合，例如，第一电压以及施加时间分别是0.05～1V以及0.05～30秒，并且第二电压以及施加时间分别是0.5～5V以及0.01～5秒，优选第一电压以及施加时间分别是0.01～0.8V以及0.1～10秒，并且第二电压以及施加时间分别是1～3V以及0.01～2.5秒，第一电压以及施加时间分别是0.2～0.6V以及0.5～5秒，并且第二电压以及施加时间分别是1.5～2.5V及0.1～1秒。此外，在步骤2(第一工序)中，在对第一电极系的两电极施加第一电压，并且对第二电极系的两电极施加第二电压之前，可以包括仅对所述第一电极系施加所述第一电压的前工序。所述前工序中的第一电压，例如是0.05～1.0V，优选是0.1～0.8V，更优选是0.2～0.6V，所述前工序中的第一电压的施加时间，例如是0.05～30秒，优选是0.1～10秒，更优选是0.5～5秒。此外，所述第二电压以及施加时间，可以根据在所述步骤2(第一工序)中得到的第一电流值来选择。具体而言，在第一电流值为0.01～0.1V时，第二电压是1.5～2.0V，第二电压的施加时间是0.1～1秒，在第一电流值为0.1～1V时，第二电压是2.0～2.5V，第二电压的施加时间是0.1～1秒等。此外，在所述第一工序之前，仅对所述第一电极系施加所述第一电压，检测所述第一电极系中流动的第三电流值，并根据所述第三电流值，通过在所述步骤2中得到的第一电流值选择所述第二电压以及第二施加时间。此时的第一电压，例如是0.05～1V，优选是0.1～8V，更优选是0.2～0.6V，第一电压的施加时间例如是0.05～30秒，优选是0.1～10秒，更优选是0.5～5秒。具体而言，在第三电流值为0.01～0.1V时，第二电压为1.5～2V，第二电压的施加时间是0.1～1秒，在第三电流值为0.1～1V时，第二电压是2.0～2.5V，第三电压的施加时间是0.1～1秒等。(步骤3：Hct值的测定)停止对第一电极系施加第一电压，并且通过对第二电极系(包括作为工作极的电极F和作为对极的电极A、电极C以及电极D)的两电极施加第三电压，能够检测取决于基于葡萄糖的电解氧化反应的Hct值的电流(第二电流值)(第二工序)。此外，从所检测的电流(第二电流值)到Hct值的换算能够通过预先求取校准曲线或校准曲线表来进行。在该补正中，可以使用从预先生成的电流和Hct值的校准曲线求取的Hct值，也可以直接使用所检测出的电流。步骤3(第二工序)中的第三电压，例如是0.1～10V，优选是0.1～6.5V，更优选0.5～2.5V，第三电压的施加时间，例如是0.05～10秒，优选0.1～5秒，更优选0.2～1秒。在该步骤中，在工作极即电极F中不配置介体，并且电极C以及电极D与电极F之间有一定间隙，在该间隙中不配置介体等试剂，只存在血液，因此，能够不受试剂的影响地检测取决于Hct值的氧化电流。此外，即使在电极F的表面不进行基于高分子材料等的覆盖时，也能够进行测定。该步骤3(第二工序)，可以紧接着步骤2(第一工序)之后进行，也可以在步骤2(第一工序)之后空开间隔进行。所述间隔，例如是0～10秒，优选是0.05～5秒，更优选0.1～1秒。此外，该步骤3中的第三电压，既可以与步骤2中的第二电压相同，也可以不同。此外，所述第三电压以及施加时间，可以根据在所述步骤2中得到的第一电流值来选择。具体而言，在第一电流值为0.01～0.1V时，第三电压是2～2.5V，第三电压的施加时间是0.2～1秒，在第一电流值为0.1～1V时，第三电压是2.5～3V，第三电压的施加时间是0.2～1秒等。此外，在所述第一工序之前，对所述第一电极系施加所述第一电压，并检测所述第一电极系中流动的第三电流值，根据所述第三电流值，可以通过在所述步骤2中得到的第一电流值来选择所述第三电压以及施加时间。具体而言，在第一电流值为0.01～0.1V时，第三电压是2～2.5V，第三电压的施加时间是0.2～1秒，在第三电流值为0.1～1V时，第三电压是2.5～2V，第三电压的施加时间是0.1～1秒等。(步骤4：血液成分的补正)根据在步骤3(第二工序)中检测出的Hct值，补正在步骤2(第一工序)中得到的葡萄糖量。该补正优选根据预先生成的校准曲线(包含校准表)来进行。补正后的葡萄糖量显示或存储在测定装置中。然后，如上所述，也可以不是在暂时求取Hct值之后补正葡萄糖量，而是直接使用取决于在步骤3(第二工序)中检测出的Hct值的电流值(第二电流值)来补正葡萄糖量。[实施例8]在本实施例中，与实施例7同样，制作图35～37所示的传感器，使用电极B作为第一电极系中的工作极，使用电极E以及电极G作为第一电极系中的对极，使用电极F作为第二电极系中的工作极，且使用电极A、电极C以及电极D作为第二电极系中的对极，测定了使血液中的血液成分量变化时的响应电流以及灵敏度差。此外，相应地作为比较例2，使用相同的传感器，使用电极B作为第一电极系中的工作极，使用电极E以及电极G作为第一电极系中的对极，使用电极F作为第二电极系中的工作极，且使用电极A、电极C以及电极D作为第二电极系中的对极，测定了使血液中的血液成分量变化时的响应电流以及灵敏度差。此外，检体(血液)以及血液成分(葡萄糖)的测定和血液成分的补正，与实施例7同样地进行。此外，试剂层是将在CMC水溶液(0.1wt％)中溶解葡萄糖脱氢酶、铁氰化钾(量：60mM)、牛磺酸(80mM)而调制的试剂液在电极上滴下之后干燥来制作的。工作极和对极之间的距离成为0.1mm以上。此外，使将Hct值调整为25％、45％以及65％而得到的3种血液样品以分别的葡萄糖浓度来进行了准备。针对这3个血液样品，通过所述传感器，在第一电压为400mV且施加时间3秒至5秒、第二电压为2500mV且施加时间4.5秒至5秒、第三电压为2500mV且施加时间5秒至5.5秒的条件下，测定了所述各传感器的所述两电极中流动的电流，并进行了Hct值的测定中的响应电流值以及灵敏度差的测定(参照图39(a))。图39(a)中，“Glu(B-EG)”是指对第一电极系的施加，“Hct(F-ACD)”是指对第二电极系的施加。此时，4.5秒至5秒相应于步骤2(第一工序)，5秒至5.5秒相应于步骤3(第二工序)。3秒至4.5秒相应于前工序。[比较例2]作为比较例2，针对所述3个血液样品，通过所述传感器，在第一电压为400mV且施加时间3秒至5秒、第二电压为2500mV且施加时间5秒至5.5秒的条件下，测定了所述各传感器的所述两电极中流动的电流，并进行了Hct值的测定中的响应电流值以及灵敏度差的测定(参照图38(a))。图38中，“Glu(B-ACDEG)”是指对第一电极系的施加，“Hct(F-AF)”是指对第二电极系的施加。其中，如从图38(a)所能够理解的那样，在对第一电极系施加电压之后，对第二电极系施加电压。即，如本发明的步骤2那样，并非对第一电极系施加第一电压，并且同时对第二电极系施加第二电压。[实施例9]在本实施例中，使用电极B作为第一电极系中的工作极，使用电极A、电极C以及电极D作为第一电极系的对极，使用电极F作为第二电极系的工作极，使用电极A、以及电极G作为第二电极系中的对极，使用电极F作为第三电极系的工作极，使用电极E以及电极G作为第三电极系中的对极，在第一电压为400mV且施加时间3秒至5秒，第二电压为2500mV且施加时间4.5秒至5秒，第三电压为2500mV且施加时间5秒至5.5秒的条件下，除了测定了在所述各传感器的所述两电极中流动的电流以外，与实施例8同样，进行了Hct值的测定中的响应电流值以及灵敏度差的测定(参照图40(a))。在图40(a)中，“Glu(B-ACD)”是指对第一电极系的施加，“Hct(F-AG)”是指对第二电极系的施加，“Hct(F-EG)”是指对第三电极系的施加。此时，4.5秒至5秒相应于步骤2(第一工序)，5秒到5.5秒相应于步骤3(第二工序)。3秒至4.5秒相应于前工序。此外，配置了试剂层21，以覆盖电极A、B、C、D、E以及G的一部分。在所述第二工序中，代替对所述第二电极系施加所述第三电压，而对所述第三电极系施加第三电压。图38表示针对血液成分(葡萄糖)的浓度为75mg/dl的血液试剂的结果。图38(a)是表示施加时间与施加电流的关系的图表，图38(b)是表示比较例2的响应电流值(mV)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表，图38(c)是比较例2的灵敏度差(％)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表。具体而言，图38(c)表示来自将根据以Hct值为45％的血液样品为基准的第一电流值与血液成分(葡萄糖)的浓度的对应关系而得到的校准线应用于Hct值为25％以及65％的血液样品时的真值的灵敏度差(％)。图39表示针对血液成分(葡萄糖)的浓度为75mg/dl的血液试剂的结果。图39(a)是表示施加时间与施加电流的关系的图表，图39(b)是表示实施例8的响应电流值(mV)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表，图39(c)是实施例8的灵敏度差(％)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表。具体而言，图39(c)表示来自将根据以Hct值为45％的血液样品为基准的第一电流值与血液成分(葡萄糖)的浓度的对应关系而得到的校准线应用于Hct值为25％以及65％的血液样品时的真值的灵敏度差(％)。图40表示针对血液成分(葡萄糖)的浓度为75mg/dl的血液试剂的结果。图40(a)是表示施加时间与施加电流的关系的图表，图40(b)是表示实施例9的响应电流值(mV)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表，图40(c)是实施例9的灵敏度差(％)相对于施加电压(mV)的经时变化的图表。具体而言，图40(c)表示来自将根据以Hct值为45％的血液样品为基准的第一电流值与血液成分(葡萄糖)的浓度的对应关系而得到的校准线应用于Hct值为25％以及65％的血液样品时的真值的灵敏度差(％)。在图39～图40中，“H25”的符号表示使用Hct值为25％的血液样品的情况，“H45”的符号表示使用Hct值为45％的血液样品的情况，以及“H65”表示使用Hct值为65％的血液样品的情况。与图38(b)以及图38(c)进行比较，如图39(b)以及图39(c)所示，根据本发明的测定方法，由与图38(c)中的灵敏度差(％)进行比较，测定时间4.5秒以后的图39(c)中的灵敏度差(％)较小，能确认出：针对各种Hct值的血液样品，降低了血液成分量的测定时的Hct的影响，提高了所测定的血液成分量的精度。此外，与图38(b)以及图38(c)进行比较，如图40(b)以及图40(c)所示，根据本发明的测定方法，由与图38(c)中的灵敏度差(％)进行比较，测定时间4.5秒以后的图40(c)中的灵敏度差(％)较小，能确认出：针对各种Hct值的血液样品，降低了血液成分量的测定时的Hct的影响，提高了所测定的血液成分量的精度。在图41中总结了图38的内容。图41(a)是表示施加时间与施加电流的关系的图表，图41(b)是表示比较例2的施加时间5秒中的血液成分(葡萄糖)的浓度和响应值电流值(mV)的经时变化的图表，图41(c)是比较例2的施加时间5秒中的血液成分(葡萄糖)的浓度和灵敏度(％)的图表。在图42中总结了图39的内容。图42(a)是表示施加时间与施加电流的关系的图表，图42(b)是表示实施例8的施加时间5秒中的血液成分(葡萄糖)的浓度和响应值电流值(mV)的经时变化的图表，图42(c)是实施例8的施加时间5秒中的血液成分(葡萄糖)的浓度和灵敏度(％)的图表。如图42(a)～(c)所示，根据本发明的测定方法，由与图42(c)中的比较例2的灵敏度差(％)进行比较，实施例8的灵敏度差(％)的绝对值较小，能确认出：针对各种Hct值的血液样品，降低了血液成分量的测定时的Hct的影响，提高了所测定的血液成分量的精度。在图43中总结了图40的内容。图43(a)是表示施加时间与施加电流的关系的图表，图43(b)是表示实施例9的施加时间5秒中的血液成分(葡萄糖)的浓度和响应值电流值(mV)的经时变化的图表，图43(c)是实施例9的施加时间5秒中的血液成分(葡萄糖)的浓度和灵敏度(％)的图表。如图43(a)～(c)所示，根据本发明的测定方法，由与图43(c)中的比较例2的灵敏度差(％)进行比较，实施例8的灵敏度差(％)的绝对值较小，能确认出：针对各种Hct值的血液样品，降低了血液成分量的测定时的Hct的影响，提高了所测定的血液成分量的精度。产业上的利用可能性如上所述，本发明的血液成分量的测定方法，降低了Hct的影响，提高了所测定的血液成分量的精度。因此，本发明的测定方法能够很好地使用于测定生物学、生物化学以及医学等的血液成分这样的所有领域，特别适合于临床检查的领域。附图标记说明：A-电极A，B-电极B，C-电极C，D-电极D，E-电极E，F-电极F，G-电极G，11、21-试剂层，12、22-血液提供口，13、23-空气孔，14、24-流路，101、201-绝缘基板，102、202-垫片，103、203-外壳，1-传感器，2-测定装置，4-显示部，5-安装口，6-输入端子部，12-检体提供口，30-A/D变换部，31-判定单元，32-显示部，33-电源部，34-存储器，35-时钟，36-补正单元，37-电压施加部，38-电流-电压变换部，39-控制部。