CN1629630A

CN1629630A - 生物传感器、生物传感器用测量装置及基质的定量方法

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Publication number: CN1629630A
Application number: CNA2005100036790A
Authority: CN
Inventors: 宫崎正次; 德永博之; 德野吉宣; 松本和泰; 泽田康彦
Original assignee: Matsushita Electric Industrial Co Ltd
Current assignee: Puhexi Holdings
Priority date: 2000-11-30
Filing date: 2001-11-30
Publication date: 2005-06-22
Anticipated expiration: 2021-11-30
Also published as: US20100252454A1; EP2388586A3; US20030159945A1; US20180074007A1; EP2388586B1; US20110132776A1; US20100320097A1; US20060175207A1; WO2002044705A1; EP2388585A3; EP2096435A1; US20110132777A1; EP1256798A1; EP3364187B1; US8097147B2; EP1256798A4; US20120043227A1; US9797858B2; CN1397017A; EP2096436A1

Abstract

本发明提供一种能够减少用生物传感器定量包含在试样液中的基质时的测量误差的定量方法。生物传感器在绝缘性基板上至少形成一对电极，而且该生物传感器插入到具有支持部、多个连接端子和驱动电源的测量装置上，支持部装卸自如的支持生物传感器，多个连接端子分别与该电极电气连接，驱动电源通过该连接端子分别在该电极上施加电压。生物传感器电极的任何一个具有如下的电极结构：仅仅当生物传感器以规定的方向插入测量装置的支持部的情况下，才与测量装置具备的第1连接端子和第2连接端子连接，而且由驱动电源施加电压、使第1连接端子和第2连接端子间导通。

Description

生物传感器、生物传感器用测量装置及基质的定量方法

技术领域

本发明涉及定量包含在试样液中的基质的生物传感器和该生物传感器用测量装置，特别是提供一种新的能减少生物传感器测量误差的定量方法。

背景技术

生物传感器是利用微生物、酶、抗体、DNA、RNA等生物材料的分子认识能、将生物材料作为分子识别元件应用的、定量分析试样液中基质含量的传感器。即、利用把生物材料作为目的基质认识时产生的反应，定量分析包含在试样液中的基质，例如、利用微生物的呼吸引起的氧的消耗、酶反应、发光等，定量分析包含在试样液中的基质。而且，在各种各样的生物传感器中酶传感器的实用化正在迅速发展、例如作为葡萄糖、乳酸、胆固醇、氨基酸用生物传感器的酶传感器正使用于医疗检测和食品工业。该酶传感器由作为检体的包含在试样液中的基质和酶等的反应生成的电子还原电子传输体，测量装置由电气化学的检测那个电子传输体的还原量、进行检体的定量分析。

提出了关于这种生物传感器的各种各样的形态。这里、下面说明现有的生物传感器生物传感器Z。图16(a)是生物传感器Z的分解立体图，图16(b)示出形成在生物传感器Z的前端上的电极部的构成图。参照图16(b)说明在这种结构的生物传感器Z中试样液的基质的定量方法。

首先，将生物传感器Z插入测量装置，由该测量装置在对电极1103a和测量电极1103b间施加一定电压、在这样的状态下，将试样液供给到试样供给路的入口1106b。由毛细管现象试样液被吸引到试样供给路的内部，通过在其入口1106b附近的对电极1103a、到达测量电极1103b、开始溶解试药层1105。这时，测量装置检测产生在对电极1103a、测量电极1103b间的电气变化，开始定量工作。这样来定量试样液的基质含量。

具体的说，担当试药层的氧化还原酶和电子受容体溶解在试样液中，和试样液的基质间进行酶反应、电子受容体被还原。反应终了后、将该被还原的电子受容体电化学氧化，从这时得到的氧化电流值测量试样液中的基质浓度。

但是，现有的生物传感器Z存在需要解决的课题。特别是当检测试药层1105中的电气变化时，各种各样的因素影响测量装置的测量精度·灵敏度这样的课题。

第1是因用户的误操作引起的问题。例如、希望能够得到能回避因①用户一旦将试样液供给到试样供给路后、在测量装置定量完了之前，进一步补足供给试样液、②使用已经用过的生物传感器试图再定量分析、③将试样液供给到错误的地方、④将生物传感器以错误的方向插入到测量装置上、⑤不能将试样液很好的点着在试样供给路的入口上，由于试样液附着在它的周围、不能将试样液导入到试样供给路中等，影响测量精度的这些用户操作错误的方法。特别是能够回避高龄用户的误操作的方法。

第2是因测量对象物的特性引起的问题。例如，用生物传感器定量分析从人体摄取的血液中的葡萄糖浓度的情况下，血液的粘度有时影响测量精度。一般说，作为血液粘性的指标我们知道有血细胞比容。血细胞比容是红血球占血液中的容积比(％)。一般说，不贫血的人血液中水分是50～60％、红血球占40～50％。因慢性肾衰竭成为肾性贫血时血细胞比容下降，也有下降到15％以下的情况。为了进行适当的治疗处置、抑制血液的血细胞比容的影响有必要正确的测量血液中的葡萄糖浓度，例如糖尿病患者就需要正确的测量血液中的葡萄糖浓度。

第3是测量时涉及的环境温度影响引起的问题。现在，普及的生物传感器用测量装置已小型化到用户可携带的程度。因此，当用户从屋外移动到屋内后立即进行测试的情况下等，有时会在测量装置内的温度没有稳定之前就开始测量。因激烈的温度变化影响与基质浓度对应的氧化电流值、测量精度变坏。还有，用户自身的手等的体温传导到测量装置，因体温引起的温度变化也影响测量精度。

如上所述，本发明的目的是：提供一种用户操作容易、测量精度良好的生物传感器、使用生物传感器的定量分析方法及测量装置。

发明内容

为解决上述课题本发明的第1形态是一种生物传感器，它是一种插入到测量装置上、为了定量分析包含在试样液中的基质的生物传感器，测量装置具有如下的结构：装脱自如的支持在绝缘基板上形成了至少一对电极的生物传感器的支持部、与该电极分别电气连接的多个连接端子、通过该连接端子向该电极分别施加电压的驱动电源；所述生物传感器的电极的任何一个具有如下的电极结构：仅仅当所述生物传感器以规定的方向插入到测量装置的支持部的情况时，测量装置上具备的第1连接端子才与第2连接端子连接，而且，由所述驱动电源施加电压，使所述第1连接端子和第2连接端子间导通。

在所述绝缘基板的至少一部分上形成导电层、所述导电层由狭缝分割形成所述对电极和测量电极、也可以进一步根据需要形成检测电极。

还有，本发明的第2形态是一种生物传感器用测量装置，它是具有将在绝缘基板上形成了至少一对电极的生物传感器装卸自如支持的支持部、与该电极分别电气连接的多个连接端子和通过该连接端子在该电极上分别施加电压的驱动电源，定量分析包含在供给向该生物传感器上的试样液中的基质的生物传感器用测量装置；所述测量装置具备只有当所述生物传感器按规定方向插入到所述支持部上的情况下才与生物传感器的电极中的任何一个连接的第1连接端子和第2连接端子；由所述驱动电源分别向第1连接端子和第2连接端子施加电压，检测所述第1连接端子、第2连接端子间是否导通。

在检测不到所述第1连接端子、第2连接端子间导通的情况下，所述测量装置可以判断所述生物传感器没有插入到规定的方向。

在判断所述生物传感器没有插入到规定方向的情况下，所述测量装置也可以进一步具备将判断结果向外部输出的输出部。

还有，本发明的第3形态是一种基质定量方法，它是一种将生物传感器插入到测量装置上定量分析包含在该试样液中的基质的基质定量方法，生物传感器具有在绝缘基板的至少一部分上形成包含对电极、测量电极及检测电极的电极部、将试样液供给到该电极部的试样供给路、与通过该试样供给路供给的试样液反应的试药层；测量装置具有装卸自如的支持生物传感器的支持部和为向该电极部施加电压的连接端子及驱动电源，在所述生物传感器插入到所述测量装置的支持部的情况下，所述对电极及所述测量电极的第1组、所述测量电极或者对电极和所述检测电极的第2组由所述驱动电源分别施加电压。

在所述生物传感器上沿试样供给路从试样供给口向试样的流动方向、形成对电极、测量电极及检测电极，其中检测电极形成在最下游侧，由判别从所述电极部的所述第1组、第2组输出的电流是否超过规定的阈值，判别是否供给了对测量必要的充足量的试样液。

从所述第1组来的电流超过所述规定的阈值后、在规定的经过时间内从所述第2组来的电流没有超过规定的阈值电流的情况下，可以判断试样液不足。

在判断试样液不足的情况下，也可以由测量装置向外部输出它的信息。

从所述第1组来的电流超过所述规定的阈值后、在规定的经过时间内从所述第2组来的电流没有超过规定的阈值的情况下，为了测量者再度追加供给试样液的作业，测量步骤也可以暂时待机。

在本所述生物传感器的试样供给路上、从试样供给口向试样的流动方向、形成对电极、测量电极及检测电极，其中检测电极在最下游侧，与此同时，在所述检测电极的更下游侧上具备为促使试样液流通的排气口，当从所述第2组来的电流比所述第1组还先的超过所述规定的阈值的情况，在规定的经过时间内从所述第1组来的电流没有超过规定的阈值时，也可以判定试样液被错误的从排气口吸入。

在检测出所述第1组来的电流超过规定的阈值后，根据从所述第2组来的电流超过规定的阈值的经过时间，也可以修正与由所述电极部检测的电流对应的基质的定量值。

所述测量装置进一步具备存储显示由所述生物传感器检测的电流和所述试样液中包含的基质的含有量对应的检测数据的存储部。

也可以由参照所述存储部存储的检测数据、决定与所述检测电流对应的基质的定量值。

在将试样液供给试样供给路后，在将试样液和试药层经一定时间培养后定量基质时，在检测所述第1组来的电流超过规定的阈值后，根据从所述第2组来的电流到超过规定的阈值的经过时间，也可以变更所述培养时间。

在所述第1组、第2组的任何一组中，也可以隔一定时间切换电压的施加处。

本发明的第4形态是基质的定量方法，它具有生物传感器、测量试样和测量装置，生物传感器具有和测量试样中的基质发生特异反应的试药层，测量装置从与所述试药层的试药反应的试样求出包含在所述测量试样中的基质量，所述测量装置具备温度测量部和温度修正数据存储部，温度测量部测量所述测量试样液和所述试药层进行反应时的温度，温度修正数据存储部具有因温度区域不同的数个测量值修正表，选择与所述温度测量部测量的温度相应的修正表、算出与所述基质的测量值对应的修正值，进行修正。

所述生物传感器具有形成在绝缘基板的至少一部分上的包含对电极、测量电极的电极部，而且，所述测量装置也可以作为在所述电极部上施加电压、检测从电极输出的电流的测量装置。

本发明的第5形态是由测量装置测量包含在供给生物传感器的试样液中的基质的定量方法，所述测量装置具备测量装置内的温度的温度测量部，从在所述基质测量前先得到的温度和所述基质定量时的温度检测出温度的变化，根据该温度变化判定是否进行所述基质的测量。

检测在基质测量前得到的温度和在所述基质测量时的温度的温度变化，当该温度变化超过规定的阈值的情况下，也可以中止所述基质的测量。

基质测量前的温度测量也可以断续的进行。

本发明的第6形态是使用生物传感器和测量装置，生物传感器具有形成在绝缘基板的至少一部分上的包含对电极、测量电极的电极部和与供给该电极部的试样液反应的试药层，测量装置具有装卸自如的支持所述生物传感器的支持部和为向该电极部的各电极施加电压的连接端子及驱动电源，它是由该驱动电源在所述电极部上施加电压、检测输出的电流，定量分析包含在该试样液中的基质的基质定量方法，所述测量装置在被所述支持部支持的所述生物传感器的电极部上第1期间施加第1电位，在所述第1期间把所述第1电位施加到所述电极部上后，在待机期间停止所述第1电位的施加，经过所述的待机期间后，在所述电极部上第2期间施加第2电位，由测量输出的电流来定量基质，所述第1电位比所述第2电位大。

本发明的第7形态由2枚基板的粘合、构成在所述基板间采取试样液的试样供给路，在其试样供给路上将设在所述两基板端部的开口作为入口，能将所述试样液导入那样的构成生物传感器，其特征是：构成所述入口的两基板的端部在从所述生物传感器的平面视看，位于相互不同的位置上。

附图说明

图1是示出与本发明相关的生物传感器系统的图。

图2是与本发明第1实施方式相关的生物传感器的分解立体图。

图3示出与同实施方式相关的有无狭缝形成的生物传感器的识别部的组合。

图4是与同实施方式相关的生物传感器和测量装置的结构图。

图5示出定量试样液的基质含有量时的生物传感器及测量装置的处理流程图。

图6示出定量试样液的基质含有量时的生物传感器及测量装置的处理流程图。

图7示出定量试样液的基质含有量时的生物传感器及测量装置的处理流程图。

图8是示出对测量的基质量进行修正的比例的修正率和延迟时间的关系的图。

图9示出预备测量处理的剖面图。

图10示出血液的粘性、反应试药层和血液的反应时间及测量灵敏度的关系图。

图11是示出现有的方法和本预备测量处理的葡萄糖浓度(mg/dl)的测量结果的图。

图12示出测量线数据CA的一个例子。

图13示出温度修正表的一个例子。

图14是示出每个基质浓度的测量温度和测量偏差的关系的图。

图15是示出在测量装置中的温度变化的图。

图16是示出现有的生物传感器的分解立体图。

图17示出本发明第2实施方式中生物传感器的分解立体图及剖面图。

图18是示出同生物传感器的试样供给路的放大俯视图。

图19是示出同生物传感器的其它例子的分解立体图及剖面图。

图20是示出同生物传感器的试样供给路的放大俯视图。

图21是示出同生物传感器的血液吸引试验方法的说明图。

图22是示出同生物传感器的血液吸引试验方法的其它例子的说明图。

附图的参考符号一览表：

1-生物传感器系统，2-支持部，10-测量装置，11-显示部，12～17-连接器，18～22-开关，23-电流/电压转换电路，24-A/D转换电路，25-CPU，26-温度测量部，27-开关，28-温度测量部，29-开关，30-生物传感器，30a-试样点着部，31-绝缘性基板，32-绝缘性基板，33-空气孔，34-隔片，35-试样供给路，36-试药层，37-对电极，38-测量电极，39-检测电极，40、41a～41h-狭缝，42-识别部，43、44-修正部，51-第1绝缘性基板，52-测量电极，53-对电极，54-检测电极，55-试药层，56-隔片，57-试样供给路，58-第2绝缘性基板，59-空气孔，60～62-引线部，63a、63b-交点，64a、64b-交点，1101、绝缘性基板，1102a-对电极用引线，1102b-测量电极用引线，1103a-对电极，1103b-测量电极，1104-感光胶，1105-试药层，1106-隔片，1106a-试样供给路，1106b-试样供给路的入口，1107-外罩，1107a-空气孔。

具体实施方式

以下，参照附图说明本发明的实施方式。此外，这里示出的实施方式说到头仅仅是一个例子，不是仅仅限定于这一实施方式。

(实施方式1)

以下，参照附图详细说明本发明的一实施方式。

图1示出与本发明实施方式相关的生物传感器系统1。生物传感器系统1具有生物传感器30和将生物传感器30自如安装、卸开的测量装置10。由测量装置10能够定量点着在位于生物传感器30前端部的试样点着部30a上的试样中包含的基质的量。

测量装置10具有将生物传感器30自如安装、卸开的支持部2和显示包含在点着到生物传感器30的试样点着部30a上的试样液中的基质的定量结果的显示部11。

为了用本生物传感器系统1定量试样液中的基质含量，首先，用户将生物传感器30插入到测量装置10上后，由测量装置10在后述的生物传感器30的电极上施加一定的电压、在这样的状态下将试样液供给到试样点着部30a上。点着的试样液被吸收到生物传感器30的内部开始溶解试药层。测量装置10检测产生在生物传感器30电极间的电气变化开始进行定量工作。

这里，与本实施方式相关的生物传感器系统1特别适宜于作为试样液的人体的血液、还有，作为基质有包含在血液中的葡萄糖、乳酸、胆固醇的含有量的定量。人体的体液中含有的基质的定量对特定的生理异常的诊断和治疗是非常重要的。特别是，对于糖尿病患者需要频繁的把握血液中的葡萄糖浓度。

此外，虽然在以下的说明中，将公布关于包含在人体血液中的葡萄糖的定量，但是，当选择适当的酶，本实施方式的生物传感器系统也能够用于定量乳酸、胆固醇等其它的基质。

其次，用图2说明构成生物传感器30的部件。图2是生物传感器30的分解立体图。31是由聚对苯二甲酸乙二脂等组成的绝缘性基板(以下，简单的称为「基板」)，在基板31的表面上由网格印刷法、溅射法形成由金、钯等贵金属及碳等电气传导性物质组成的导电层。导电层形成在基板31的全面上或者至少一部分上。32是在中央部设有空气孔33的绝缘性基板、将有缺口的隔片34夹在基板32和基板31之间、和基板31一体化配置。

在基板31上由多个狭缝分割导电层形成对电极37、测量电极38及检测电极39。详细的说，形成在对电极上的略圆弧状的狭缝40、形成在与基板31侧面垂直方向上的41a、41c及形成在与基板31平行方向上的狭缝41b、41d、41f及具有V字型形状的狭缝41e将导电层分割形成对电极37、测量电极38及检测电极39。此外，各电极也可以形成在基板31的至少一部分上，还有，测量装置10和各电极的连接也可以是导线。

隔片34配置的覆盖基板31上的对电极37、测量电极38及检测电极39，由设在隔片34的前缘中央的长方形缺口部形成试样供给路35。还有，30a是试样供给路的入口，点着在入口30a的试样液由毛细管现象被吸引向略水平方向的(图2中的箭头AR方向)空气孔33。

36是从隔片34的缺口部露出的在对电极37、测量电极38及检测电极39上涂敷含有酶、电子受容体、氨基酸及乙二醇等试药形成的试药层。

这里，作为酶能够使用：葡萄糖氧化酶、丙醇酸酯氧化酶、胆固醇氧化酶、胆固醇酯酶、尿酸酶、抗坏血酸氧化酶、胆红素氧化酶、葡萄糖脱氢酶、丙醇酸酯脱氢酶等。

作为电子受容体最好使用铁氰化钾，除铁氰化钾外还能够使用对苯醌及其衍生物、吩嗪对甲氨基酚硫酸盐、亚甲蓝、二茂铁及其衍生物等。

与本实施方式相关的生物传感器系统1的情况下，为了测量人体血液中的葡萄糖浓度作为担当试药层36的氧化还原酶用的是葡萄糖氧化酶，作为电子受容体用的是铁氰化钾。

该氧化还原酶和电子受容体溶解在被吸引在试样供给路的试样液(在本实施方式的情况下，是从人体摄取的血液)中，在与试样液中的基质葡萄糖之间进行酶反应、电子受容体被还原生成亚铁氰化物(在本实施方式的情况下是铁氰化钾)。反应结束后，将该被还原的电子受容体电化学氧化，从这时得到的电流测量试样液中的葡萄糖浓度。这样一系列的反应主要是在从狭缝40经过狭缝41e到检测电极39的区域上进行的，由对电极37、测量电极38及检测电极39能够读取伴随电气化学变化的电流。

还有，42是为了由测量装置10识别因生物传感器30的种类和制造单位不同输出特性不同的识别部。在与对电极37、检测电极39的识别部42该的部分上、由形成图2那样的狭缝41g、41h的组合，能够识别因测量装置10的电气的输出特性的差异。

图3示出因狭缝41g、41h有无形成的生物传感器30的识别部42的组合。在图3中作为一个例子示出了7类的组合。

例如，图3(a)是以胆固醇为定量对象情况下的生物传感器30的识别部42。这种情况下，没有设置狭缝41g、41h。

图3(b)、(c)、(d)是以乳酸为定量对象情况下的生物传感器30的识别部42。在图3(b)中，仅仅在对电极37上设有狭缝41h，形成了修正部43。在图3(c)中仅仅在检测电极39上设有狭缝41g，形成修正部44。在图3(d)中在对电极37、检测电极39上分别设有狭缝41h、41g，形成修正部43、44。进一步，图3(e)、(f)、(g)是以葡萄糖为测量对象情况下的生物传感器30的识别部42。在图3(e)中，仅仅在检测电极39上设有狭缝41g，同时、狭缝41d仅仅形成到狭缝41g为止。为此，修正部44和测量电极38一体化形成。在图3(f)中，在图3(e)的状态上更进一步形成狭缝41h形成修正部43。在图3(g)中，在图3(f)的状态上狭缝41f仅仅形成到狭缝41h为止。为此一体化形成修正部43、44及测量电极38。

这样，由变更识别部42的狭缝图形，能够变更和各电极的导通部分的面积。由此，能够由测量装置10识别生物传感器30的输出特性(葡萄糖、胆固醇、乳酸浓度)的不同、因制造单位的制造误差，由切换适于基质浓度测量的数据、控制程序能够正确的求出测量值。因为没有必要象现有方法那样，用户使用校正芯片等输入修正数据，能够防止令人心烦的操作错误。此外，在本实施方式中就3个电极的生物传感器进行了说明，电极数是3个以外的情况下也能够适当变更，至少有一对电极就可以。还有，狭缝的形成图形也可以使用图3所述以外的图形。

下面，详细说明测量装置10的结构。图4示出生物传感器30(仰视图)和测量装置10的结构。在生物传感器30上沿试样供给路35从试样点着点30a向试样流动方向形成对电极37、测量电极38及检测电极39，检测电极39形成在最下侧。此外，也可以交换对电极37、测量电极38的配置顺序。还有，通过狭缝41c、41e在测量电极38和检测电极39之间设置规定的距离，由伴随基质的电气变化产生的电流变化的情况，能够判别是否确实且吸收了足够量的试样液。

还有，在测量装置10中，12、13、14、15、16、17是分别对应连接将生物传感器30的识别部42分成6个区域A、B、C、D、E、F的连接器。区域A、B、C、D、E、F与狭缝41d、f及狭缝41g、h对应区分的。区域A与测量电极38对应，区域C与检测电极39对应，区域E与对电极37对应。区域B和区域A一体形成，区域D、F分别对应图3的修正部43、44。还有，18、19、20、21、22是设在各连接器13、14、15、16、17和地(是定电位的意思，也可以不是必须为0。在以下本说明书中相同)间的开关。在该地中，施加在各电极上的电压能够可变控制。各连接器13、14、15、16、17与地并联连接，由各开关18～22的开·关控制从连接器13～17中选择必要的连接器在测量时使用。

23连接连接器12、它是将流经测量电极38和其它电极间的电流变换成电压输出的电流/电压转换电路，24与电流/电压转换电路23连接、是将从电流/电压转换电路23来的电压值转换成脉冲的A/D转换电路，25控制各开关的开·关、是基于从A/D转换电路24来的脉冲算出试样液的基质含有量的CPU，11是显示由CPU算出的测量值的LCD(液晶显示器：输出部)。还有，26、28是测量测量装置10内的温度的温度测量部。各温度测量部26、28的一方与地连接、另一方通过开关27、29并联连接在连接器12和电流/电压转换电路23之间。

在与本实施方式相关的测量装置10中，用由电流/电压转换电路23将流经生物传感器30的各电极间的电流转换成电压值(mV)，检测各电极间的电流的变化。就是说，电压值成为表示各电极间电流大小的指标。

以下，用图5～图7说明当用与本发明的实施方式相关的生物传感器30的定量方法定量试样液的基质含有量时，生物传感器30及测量装置10的工作。

首先，判别生物传感器30是否确实的插入到测量装置10的支持部2了(步骤S1)。具体的说，由图4的连接器内的开关(图中未示出)判别生物传感器30是否已经插入了。在生物传感器30已插入的情况下(步骤S1；Yes)，接着进行区域A、B间(测量电极38)导通检测(步骤S2)。如图3所示那样，在测量电极38上没有设置象狭缝41h、g那样将一个电极绝缘的狭缝。由于在测量电极38上区域A、B分别与连接器12、13连接，当生物传感器30的导电层以正规的方向上位置那样的方向(规定的方向)将生物传感器30插入到测量装置10内的情况下，区域AB间必然导通。

于是，控制开关18使之导通，由确认区域AB间有无导通能够判别生物传感器30的表里。在区域AB间如果不能检测出是导通的话(步骤S2；No)，能够认为生物传感器30是表里相反插入的，作为表里判别错误结束测量处理(步骤S3)。在检测出表里判别错误的情况下，最好在显示部11上作出错误显示，从报警器发出警告音，向用户发出警告。由此，就能够很容易的回避在将生物传感器30表里相反插入的状态下，用户错误的将血液点着在生物传感器30上。

如果能够检测出区域AB间是导通的话(步骤S2；Yes)，判别在区域A和区域C·E间检测的电压值是否大于5(mV)(步骤S4)。由开关切换控制使开关19、21同时成为导通那样、由检测区域A和看作电气一体的区域C·E间的电压值判别在步骤S1中插入检测的生物传感器30是否是已经使用过的。如果生物传感器30是已经使用过的，试药层36和血液中的葡萄糖的反应已经进行，检测的电压值有变大的倾向。

当判别在区域A和区域C·E间检测的电压值大于5(mV)的情况下(步骤S4；Yes)，认为是将已使用过的生物传感器30插入了，作为已使用过错误结束测量处理(步骤S5)。当检测出已使用过错误的情况下，最好在显示部11上显示错误、从报警器发出声音向用户发出警告。由此，就能够容易的回避在将已使用过的生物传感器30插入的状态下、用户错误的将血液点着在生物传感器30上。

其次，当判别在区域A和区域C·E间检测的电压值低于5(mV)的情况下(步骤S4；No)，由识别在步骤S1中插入检测过的生物传感器30识别部42的狭缝图形，根据该识别结果由CPU25切换适合输出特性的数据和程序(步骤S6～10)。本实施方式的情况下，在图3的例子中，在测量葡萄糖浓度的血糖值传感器上有图3(e)(f)(g)3类狭缝图形。具体的说，首先，进行在区域AD间的导通检测(步骤S6)。将开关转换控制到使开关20导通，由实行在区域A和区域D间的导通检测判别它不是乳酸和胆固醇用的传感器、是否是与血糖值传感器对应的生物传感器30。

如果没有确认AD间导通的话(步骤S6；No)、判别作为血糖值传感器用的生物传感器30没有互换性，由显示部11的错误显示、从报警器发出的警告音向用户发出警告、结束测量处理(步骤S7)。由此，能够事先回避用户错误的定量、将其测量结果误信作葡萄糖浓度。

如果确认在区域AD间导通了(步骤S6：Yes)、就进行在区域AF间的导通检测(步骤S8)。开关转换控制使开关22导通，由进行区域A和区域F间的导通检测，能够识别在与血糖值传感器对应的生物传感器30中、进一步能够识别因制造厂商的输出特性的差异。用户不需使用校正芯片、由CPU25自动的转换制造厂商预先考虑了输出特性的数据和程序。

由此，不仅提高操作性，也能实现测量精度的高精度化。在区域AF间有导通检测的情况下(步骤S8；Yes)，生物传感器30的种类作为图3(g)的结果记录“I”存储在图中未显示的存储器上(步骤S9)。在区域AF间没有导通检测的情况下(步骤S8；No)，生物传感器30的种类作为图3(e)或者图3(f)的结果记录“II”存储在图中未显示的存储器上(步骤10)。

确认生物传感器30的种类后、再次判别在区域A和区域C·E间检测的电压值是否大于5(mV)(步骤S11)。开关转换控制使开关19、21同时导通、由检测区域A和区域C·E间的电流，判别在测量装置10一侧定量准备完成前是否由用户点着了试样液。由此，不仅能够确实的回避使用已用过的生物传感器30，而且能够检测出在测量装置10一侧定量准备完成前是否由用户点着了试样液。

当判别在区域A和区域C·E间检测的电压值大于5(mV)的情况下(步骤11；Yes)，就判别测量准备完成前点着了试样液、作为点着错误结束测量处理(步骤12)。当检测出点着错误的情况下，最好在显示部11上显示错误、从报警器发出声音、由LED显示(图中未示出)等向用户发出警告。由此，能够确实回避因用户的操作失误对测量精度带来的影响、能够维持测量精度的高精度。

当判别在区域A和区域C·E间检测的电压值低于5(mV)的情况下(步骤11；No)，判别在定量准备完成前没有由用户点着试样液，由LED显示等对用户发出定量准备结束的通知(步骤13)。当检测出已使用过错误的情况下，最好除LED显示以外、由显示部11的显示、报警器发出的报警音等通知用户。确认这些通知的用户从自己的身体上采集血液作为试样液、将采集来的血液点着到插入到测量装置10内的生物传感器30的试样点着部上。

再次，从试样点着部30a传到试样供给路，确认试样液、而且判别是否吸引了足够的量(步骤S14～20)。在生物传感器30中，沿着试样供给路35、从试样点着点30a向着试样流动的方向形成对电极37、测量电极38及检测电极39，检测电极形成在最下游一侧。于是，按一定的周期选择对电极37及测量电极38一组、测量电极38和检测电极39一组中的任何一组，由在被选组的各电极上施加电压，判别是否供给了对测量必须的足够量的试样液。象现在那样，仅仅由识别测量电极38和检测电极39间的电流变化，究竟是尽管试样液已注入试样供给路、但测量没有开始？还是因试样液的注入量不足(对测量必须而充分的量)而没有测量？对特定是困难的。

具体的说，在对电极37及测量电极38一组的情况下，将开关19断开、开关21导通，使区域AE间产生电位差。还有，在对测量电极38和检测电极39一组的情况下，将开关19导通、开关21断开，使在区域AC间产生电位差。这样由控制开关19、21分别导通、断开，能够很容易的选择转换对电极37及测量电极38的一组还是测量电极38和检测电极39的一组。此外，为了说明方便，在以下的说明中，将在对电极37及测量电极38一组上产生电位差的情况称为在区域AE间产生电位差，将使测量电极38和检测电极39的一组上产生电位差的情况称为在区域AC间产生电位差。

进一步，作为一个例子，在本实施方式的情况下，每0.2(秒)进行一次区域AE、AC间的转换控制，分别施加0.2V电压。判别在区域AE、AC间检测的电压值是否达到了10(mV)(规定的阈值)。这些数值根据生物传感器的种类能够适当变更。

回到图6的流程图继续说明。首先，在位于试样供给路上游侧位置的区域AE间产生0.2V的电压，判别在区域AE间测量的电压值是否达到10mV以上(步骤S14)。假如在区域AE间测量的电压值没有达到10mV以上(步骤S14；No)、就在下游侧的区域AC间产生0.2V的电位差、判别在区域AE间测量的电压值是否达到了10mV以上(步骤S15)。

假如在区域AC间测量的电压值没有达到10mV以上(步骤15；No)，判别在步骤S14中在区域AE间产生电位差后是否经过了3分钟(步骤S16)。假如没有达到3分(步骤S16；No)，再次重复从步骤S14的处理。假如区域AE间、AC间同时经3分钟电压值还没有达到10mV(步骤S16；Yes)，测量处理结束。

在判定区域AE间的电压值达到10mV的情况下(步骤S14；Yes)，判定在区域AC间的电压值是否达到10mV(步骤S17)。假如在区域AC间测量的电压值没有达到10mV(步骤S17；No)，判定在区域AE间的电压值达到10mV后是否经过了10秒(规定的时间)(步骤S18)。假如没有经过10秒，反复步骤S17、18的操作，直到经过10秒的期间，在区域AC间测量的电压值达到10mV为止(步骤S18；No的期间)测量处理成为暂时待机状态。这种情况下，因为点着的试样液不足的几率高，为了促进用户知道试样液不足及追加足够试样液，最好在显示部11等上显示错误信息、发出警告音。即使经过10秒在区域AC间测量的电压值仍达不到10mV(步骤S18；Yes)的话，作为检体不足结束测量处理(步骤19)。

这里，本发明者发现，在步骤S14中判别区域AE间的电压值达到10mV后经过10秒时间内，在用户补足试样液的情况下，最终的测量精度变坏。详细的说，由用户补足期间、由于在先被点着的试样液的基质和试药层36中的酶之间进行酶反应，从测量开始前已经产生了还原体。然后，补足的试样液达到区域AC间后、当进行基质的定量时，由于受到已产生的还原体的影响，外表上看电压值有变大的倾向。就是说，在步骤S14中，随着从判定区域AE间的电压值达到10mV时的经过时间加大，对测量精度的影响变大。

为了解除因补足试样液引起的测量误差，在本实施方式的测量装置10中，根据从在步骤S14中判定区域AE间的电压值达到10mV时开始到在步骤S17中判定在区域AC间的电压值达到10mV的经过时间(以下称延迟时间)，修正与测量的电压值对应的基质量。

图8是显示对已测量的基质量进行修正的比例的修正率和延迟时间关系的灵敏度修正表。纵轴是修正率，横轴表示延迟时间。例如，当延迟时间为5秒的情况下，对已测量的基质量进行10％低修正，作为结果测量基质量的90％成为修正后的基质量。这样的灵敏度修正表存储在测量装置10的存储器(图中未显示)中，在算出最终的基质量时参照。

还有，在图2所示的生物传感器30中，假如将形成在基板31上的狭缝41f向狭缝41c的方向延长与狭缝41b完全连接那样的形成对电极37的话，有可能检测出试样液错误的点着在空气孔33上那样的点着位置错误。在图6的流程中，当判定不是在区域AE间、而是先在区域AC间电压值达到10mV以上的情况下(步骤S15；Yes)、判定在其后的0.2秒期间内在区域AE间电压值是否达到了10mV以上(步骤S20)。当在区域AE间电压值没有达到10mV以上的情况下，判定试样液点着在错误的位置上、结束测量处理(步骤50)。

象正常那样，点着在试样点着部30a上的试样液沿试样供给路35被吸引向空气孔33顺序浸进对电极37、测量电极38、检测电极39。但是，在仅仅区域AC间的电压值变大的情况下，用户错误的在空气孔33上点着试样液的几率变大。在这种情况下，判别正确的实行测量是困难的、作为点着位置错误强制结束测量处理。由此，能够确实去除因用户的误操作造成测量误差。

还有，在判定区域AC间的电压值达到10mV的情况下(步骤S17；Yes)或者判定区域AE间的电压值达到10mV的情况下(步骤20；Yes)，试样液仅仅检测出足够量的值，在开始为定量基质的预备处理的同时由测量装置10的定时器(图中为示出)开始时间记数(步骤S21)。

再次，进行区域AF间的导通检测(步骤S22)。开关转换控制使开关22导通进行区域A和区域F间的导通检测。在区域AF间检测出导通的情况下(步骤S22；Yes)，在步骤S9、判定作为生物传感器30的种类的结果记录“I”是否存储在存储器中(步骤S23)。在生物传感器30种类结果记录“I”被记录的情况下(步骤S23；Yes)，判别生物传感器30的种类是图3(g)，将从被还原的电子受容体电气化学氧化情况下得到的电压值作为为了特定试样液中的葡萄糖浓度的测量线数据、设定测量线F7(步骤S24)。

另一方面，当存储结果记录“II”的情况下(步骤S23；No)，判别生物传感器30的种类是图3(e)，设定测量线F5作为测量线数据(步骤S25)。在没有在区域AE导通检测的情况下(步骤S22；No)，判别生物传感器30的种类是图3(f)，设定测量线F6作为测量线数据(步骤S26)。

这样，根据生物传感器30识别部42的狭缝能够自动的识别生物传感器30输出特性的差异，自动的选择设置适合它的特性的测量线数据。用户不用使用校正芯片，由CPU25自动的切换制造厂商预先考虑的测量线数据。由此，能够回避因用户使用错误的数据引起的误测量，能够维持测量精度的高精度化。

在步骤S24～S26中设定测量线后，开始预备测量处理(步骤S27～S29)。首先，用图9说明该预备测量处理。图9示出本实施方式中预备测量处理的剖面图。

在图9的剖面图中，在时刻t0本预备处理开始。具体的说，它示出由测量装置10的定时器(图中未显示)时间记数开始的时刻。在本预备处理的剖面图中由3个连续期间组成，例如，由从时刻t0到t1的第1电位期间、从时刻t1到t2的待机期间、从时刻t2到t3的第2电位期间组成。

在第1电位期间上，为了进行酶反应在区域A、C及E上施加电位V1，使生成的亚铁氰化物电化学氧化得到的电压值指数函数的增加下去。其次，在待机期间，在第1电位期间施加的电位V1设定为零。在该期间，亚铁氰化物不被电化学氧化，继续进行酶反应、亚铁氰化物的量继续蓄积下去。而且，在第2电位期间上，电位V2施加在区域A、C及E上，因为在待机期间蓄积的亚铁氰化物一齐的被氧化放出的电子量变多，在时刻t2显示高的应答值。显示的高应答值的电压值随时间经过降低下去，最终的在时刻t3被测量的是稳定的电压值i3。在本预备测量处理中，在测量装置10中由控制开关19、21同时导通，对对电极37、检测电极39作为一体施加电位。

这里，作为近年来要求的生物传感器的规格希望缩短测量时间。本发明者发现，在用生物传感器进行高速基质测量的情况下，试样液的粘性对测量精度有很大的影响。特别是，当将人体的血液做试样液的情况下，粘性高(Hct高：以下称为高粘性)血液的情况下，测量灵敏度低，粘性低(Hct低：以下称为低粘性)血液的情况下，测量灵敏度高。这种现象是由反应试药层和血液的溶解速度产生的，由于在高粘性血液中溶解慢、在低粘性血液中溶解快，影响用生物传感器的测量灵敏度。

图10示出血液的粘性、反应试药层和血液的反应时间及测量灵敏度的关系。图10的数据是用现有的测量方法测量的。所谓的现有方法是仅仅在图9中的第2电位期间上该当期间内施加电位，测量它的电压值的方法。从图10可以明白，反应时间越是缩短，因粘性(血液的情况下是Hct)的差异对测量灵敏度的影响越大。特别是，反应时间在5秒程度的期间低粘性血液和高粘性血液对测量灵敏度产生很大的差分。

因此，在现有的测量方法中，因血液的粘性测量误差有变的显著的倾向。

于是，在本预备测量处理的第1电位期间，试药层36和在溶解初期产生的反应生成物由施加电位V1强制性的消耗掉。在第1电位期间，由于低粘性血液比高粘性血液酶反应速度快、在生成更多的反应生成物的同时，有更多的反应生成物被消耗掉。但是，太长时间加电位的话，反应生成物消耗过多，有可能在第2电位期间检测的电压值的应答性变坏。因此，有效的第1电位期间的长度t1-t0能够是3～13秒，由于施加电压的进一步上升施加时间最好设为2～10秒。还有，作为电位V1最好是0.1V～0.8V。

再次，在待机时间再次进行酶反应，在第1电位期间消耗掉的从低粘性血液来的生成物也迅速恢复，与高粘性血液蓄积几乎同量的生成物。但是，待机时间的长度无论是过长还是过短最终的对测量灵敏度的影响不同。

待机时间过短的情况下，在时刻t3测量的电压值i3的应答值过低，测量误差变大。还有，在待机时间过长的情况下，有可能在低粘性血液和高粘性血液中的酶反应速度的差更进一步扩大。因此，由不使低粘性血液和高粘性血液的酶反应速度的差扩大那样来决定待机时间的长度。因此，待机时间的长度t2-t1虽然能够设为1～10秒，最好设为2～10秒。

在第2电位期间，在刚刚开始施加电位V2的时刻t2时电压值不稳定，为了稳定电压值必须经过时间。进一步，没有必要施加与第1电位期间相同程度的电位，最好施加比第1电位期间的电位V1低的电位。只要是能使铁氰化钾氧化的充分低的电压就可以。因此，第2电位期间的长度t3-t2最好是2～10秒。还有，作为电位V2最好是0.05～0.6V。最终的读取在时刻t3的区域A、C及E间的电压值i3，从读取的电压值i3计算试样液中的基质(葡萄糖)的量。

此外，这样的时间设定是用钯等的贵金属电极的生物传感器，试药处方不仅是葡萄糖氧化酶或者/及葡萄糖脱氢酶以及铁氰化钾，使用包含氨基酸及乙二醇的生物传感器对定量测量是特别合适的。还有对包含有机酸的情况是合适的。

还有，当试样液供给试样供给路35后，将试样液和试药层36的反应经一定时间后进行基质定量时，根据从在步骤S14检测出在区域AE间测量的电压值超过阈值(10mV以上)后到在步骤S17在区域AC间测量的电压值超过规定的阈值(10mV)的经过时间，也可以变更培养时间。

图11示出用血细胞比容(以下Hct)是25％、45％、65％的血液，用现有的方法和本预备测量处理的葡萄糖浓度(mg/dl)的测量结果。图11中的R是用本预备处理的测量结果，其它是用现有方法反应时间为15秒、30秒情况下的测量结果。此外，在本预备处理中第1电位期间的长度是6秒、电位V1是0.5V、待机时间的长度是6秒、第2电位期间的长度是3秒、电位V2是0.2V。当以Hct45％、葡萄糖浓度100mg/dl作基准进行测量的情况下，如果是Hct25％的低粘性血液、Hct65％的高粘性血液的话，测量结果会产生大的偏差，血液的粘性越低应答值偏差越高，血液的粘性越高应答值偏差越低。

进一步，反应时间越短偏差越大。反应时间15秒的情况下产生高10％(Hct25％的低粘性血液)、低10％(Hct65％的低粘性血液)的偏差。反应时间30秒的情况下，产生高5％(Hct25％的低粘性血液)、低5％(Hct65％的高粘性血液)的偏差。在本预备处理中，产生高3％(Hct25％的低粘性血液)、低3％(Hct65％的高粘性血液)的偏差。对于反应时间15秒的测量结果，尽管总的反应时间相等、由Hct能够减低偏差。

再则，返回到图7继续说明测量处理。开始预备测量处理，作为第1电位期间在区域A、C及E间施加6秒钟的电位0.5V(步骤S27)。而且在第1电位期间终了后，成为6秒的待机状态，在该期间取消它们间的电位(步骤S28)。待机期间终了后，作为第2电位期间在区域A、C及E间施加3秒钟的电位0.2V(步骤S29)，经过3秒钟后读取那时的电压值i3(步骤S30)。

在步骤S30读取电压值i3后，由控制配置在测量装置10上的温度测量部26及它的开关27以及温度测量部28及开关29，实施测量装置10内的温度测量。具体的说，使开关27导通由温度测量部测量温度(步骤S31)。接着、控制开关27断开、开关29导通由温度测量部28测量温度(步骤S32)。

比较在温度测量部26、温度测量部28分别测量的2个温度测量结果，判定它的差是否在规定的阈值内(步骤S33)。差值不在阈值范围内的情况下，作为温度测量部26、28中的任何一个有故障结束测量处理(步骤S33；No)。在测量装置10内设置温度测量部26、28的多个温度测量部，比较他们的测量结果能够正确、容易的检测故障。由此，能够回避因不规则的温度测量产生的测量误差。温度测量的定时器是在步骤S30读取电压值后立即开始的，也可以在步骤S21预备测量处理开始定时实施温度测量。

当2个温度测量结果的差值在规定的阈值范围内的情况下(步骤S33；Yes)，将温度测量结果暂时存储在存储器(图中未示出)中。这时，选择温度测量部26、28中的任何一个存储都可以，存储2个测量温度的平均值也可以。而且，能够特定必须参照在步骤S30测量的电压值i3的测量线(步骤S34)。参照在步骤S24、25、26设定的测量线、在与步骤S24对应的生物传感器30的情况下参照测量线F7(步骤S35)。同样，与步骤S25对应的生物传感器30的情况下参照测量线F5(步骤S36)。还有，与步骤S26对应的生物传感器37的情况下参照测量线F6(步骤S37)。

图12示出在步骤S34、35、36测量的测量线数据CA的一个例子。在测量线CA上，在步骤S30测量的电压值和包含在试样液中的基质的浓度(mg/dl)被定义作生物传感器30的输出特性F1～F7。例如，测量的电压值为25(mV)的情况下，如果是与测量线F5对应的生物传感器以14(mg/dl)作为基质的浓度存储在存储器中。

接着，在步骤S35、S36或者S37中抽出的基质的浓度根据与在步骤S14、S17求出的存储在存储器中的延迟时间相对应的修正率进行修正(步骤S38)。具体的说，用以下的公式(1)修正。

D1＝(被抽出的基质浓度)×{(100-灵敏度修正率)/100}

这里，D1表示修正后的基质浓度。由此，能够解除因用户补足试样液工作产生的测量误差。

然后，根据在步骤S31～S33中测量的温度，修正在步骤S38修正过的基质的浓度(步骤S39)。具体的说，读出在步骤S33中存储在存储器中的温度(以下、测量温度)，参照图13所示的温度修正表决定对基质浓度D1的温度修正率。

图13示出温度修正表的一个例子。在图13中作为一个例子，T10示出了在测量温度10℃下的温度修正表。以下，同样的T15示出在测量温度15℃下的温度修正表，T20示出在测量温度20℃下的温度修正表。在各温度修正表中，规定了试样液中的基质浓度D1和温度修正率的关系。温度修正率将在温度为25℃的基质浓度设为基准，示出修正对应的基质浓度的比例。具体的说，根据以下的公式(2)进行温度修正。

D2＝D1×(100-Co)/100

这里，D2是温度修正后的基质浓度，D1是在步骤38中算出的基质浓度，Co是参照温度修正表特定的温度修正率。

还有，本发明的发明者们还从实验发现测量温度和基质浓度的组合影响测量精度。下面具体的说明对测量精度的影响。图14示出以葡萄糖浓度作为基质浓度时、每个葡萄糖浓度下的测量温度和测量偏差(bias)的关系。在图14中的测量偏差显示的是在测量温度25℃下测量的葡萄糖浓度随测量温度的变化而变化的比例。图14(a)示出在25℃下葡萄糖浓度50mg/dl的情况下的测量偏差和测量温度的关系。以下，同样的图14(b)是在25℃下葡萄糖浓度100mg/dl、图14(c)是在25℃下葡萄糖浓度200mg/dl、图14(d)是在25℃下葡萄糖浓度300mg/dl、图14(e)是在25℃下葡萄糖浓度420mg/dl、图14(f)是在25℃下葡萄糖浓度550mg/dl的情况下的测量偏差和测量温度的关系。

这些实验数据以下2点倾向是明确的。首先，第1在相同的葡萄糖浓度的关系中，从基准温度25℃起测量温度的差越大测量偏差越大。详细的说，测量温度比基准温度越低测量偏差越向负方向变大，测量温度比基准温度越高测量偏差越向正方向变大。第2即使使葡萄糖浓度变大、葡萄糖浓度以300mg/dl的情况为边界，测量偏差聚焦于此。具体的说，例如，在图14(a)中，在40℃下的测量偏差是28％，在图14(c)中是50％、在图14(d)中是60％、在图14(f)中是约50％那样的推移。在测量温度为10℃那样的低温度区域也有同样的倾向。

于是，这样的倾向也反映在图13所示的温度测量表上。具体的说，考虑在同一的葡萄糖浓度的关系中，该表成为考虑了从基准温度25℃起测量温度的差越大测量偏差越大这一事实，而且即使葡萄糖浓度大，葡萄糖浓度以300mg/dl的情况为边界测量偏差聚焦这一事实的表。根据测量温度和基质浓度的组合、参照温度修正表进行修正比单单根据测量温度进行修正测量精度有飞跃性地提高。

此外，在生物传感器30的使用温度范围(在本实施方式中作为一个例子是10℃～40℃)中也可以有以1℃为单位的温度修正表，也可以用规定的温度宽度(例如5℃)规定。在检测位在规定温度宽度中间位置的测量温度的情况下，使用夹持检测出的测量温度的温度修正表，可以由一次直线插补法算出温度修正率。

返回到图7的流程图，实施了这样的温度修正后的基质浓度D2作为最终的基质浓度输出到测量装置10的显示部11上(步骤S40)。这样，因为是考虑了补足时间、测量温度、测量温度和基质浓度的组合的影响或者Hct的试样液的粘性进行基质量的定量的，与现有的方法相比测量精度能够有明显的提高。

还有，为了进一步抑制因温度的测量误差，还可以用以下的方法。

在生物传感器30未插入测量装置10的状态下继续实施事前的温度测量，预先蓄积该测量的温度。插入生物传感器30后，在步骤S31～S32测量的测量温度和事前蓄积的温度进行比较即可。当事前蓄积的温度和在步骤S31～S32测量的测量温度间存在较大差值的情况下，作为存在能对测量误差带来影响程度的温度变化、强制的结束测量处理。

本实施方式那样的便携式生物传感器系统为了便于携带，会遇到因外部环境的各种各样的温度变化。例如，有用户的手的温度、用户从屋外进到屋内的情况伴随环境温度激烈的变化的情况。一方面环境温度激烈变化，在测量装置10内为了稳定温度变化需要相当时间。

例如，图15示出测量装置10内的温度变化。在图15所示的图中，示出了测量装置10从温度10℃移动到温度25℃的情况及从温度40℃移动到25℃的情况下在测量装置10内的温度变化。从图15可以明白在10℃～40℃中一旦产生的温度稳定下来需要30分钟。在温度变化的中途进行温度修正时，就会发生不能正确的温度修正的情况。

于是，当事前蓄积的温度和在步骤S31～S32测量的测量温度间差值大的情况下，有必要作为存在能够影响测量误差程度的温度变化强制性的终止测量处理。由此，能够更进一步提高测量装置10内的温度修正的精度。此外，生物传感器30在未插入测量装置10的状态下的温度事前测量，可以以规定的时间(例如、5分)周期进行，也可以连续的实行。还有，判断温度变化的程度，在温度变化大的情况下，用户即使想实施测量处理也不能实施测量处理。

(实施方式2)

以下，说明与本发明第2实施方式相关的生物传感器。此外，这里就作为与试样液中的特定物质发生特异反应的分子识别元件的使用酶的酶传感器作具体的说明。

该实施方式是因用户的误操作产生的课题，特别是，具体的说明能够避免由于不能很好的将试样液点着在试样供给路的入口上，试样液附着在它的周围，不能将试样液导入到试样供给路内等影响测量精度那样的用户操作错误的实施方式。

在图16或者图2所示的结构中，由于在供给试样液的试样供给路的入口处，形成试样供给路的绝缘性基板和外壳的平面视的端部在同一位置具有同一形状，供给试样液的角度小，还有，错误的在绝缘性基板的背面一侧(没有形成电极的面)附着试样液的情况下等，当想再一次供给试样液时，附着在背面的试样液产生麻烦使得不能很好的供给试样液，诱发测量错误、测量误差的问题。

以下，就能够正确而又容易的供给试样液的生物传感器作具体的说明。

图17(a)是与本实施方式2相关的生物传感器的分解立体图，图17(b)是沿生物传感器的长度方向在试样供给路的中央切断的剖面图。在图17中，在第1绝缘性基板51上形成由电气传导性物质组成的测量电极52、对电极53以及检测电极54。这里的检测电极54不仅有作为检测检体量不足的电极的功能，也能够用作参照电极或者对电极的一部分。

在图17中，示出了在第1绝缘性基板上所述各电极的配置，这些电极不仅可以配置在绝缘性基板51上、也可以分割配置在成为对向的外壳基板的第2绝缘性基板58上。

这里作为适合所述第1绝缘性基板51及第2绝缘性基板58的材料有聚对苯二甲基乙二脂、聚碳酸脂、聚酰亚胺等。

还有，作为构成各电极的电气传导性物质可以举出金、铂、钯等的贵金属，碳等单体材料，或者碳膏、贵金属膏等的复合材料。前者的情况下，用溅射蒸发法等、后者的情况下用网格印刷法等能够很容易的在第1绝缘性基板51或者第2绝缘性基板58上形成导电层。

在各电极的形成中，用所述的溅射蒸发法、网格印刷法等在第1绝缘性基板51或者第2绝缘性基板58的全面或者一部分上形成所述导电层后，用激光等设置狭缝、能够分割形成电极。还有，用预先形成了电极图形的印刷版、掩膜版，用网格印刷法、溅射蒸发法等也能同样的形成电极。

在这样形成的电极上形成含有酶、电子传达体及亲水性高分子的试药层55。这里作为酶能够使用：葡萄糖氧化酶、丙醇酸酯氧化酶、胆固醇氧化酶、胆固醇酯酶、尿酸酶、抗坏血酸氧化酶、胆红素氧化酶、葡萄糖脱氢酶、丙醇酸酯脱氢酶等，作为电子传达体除铁氰化钾外能够用对苯醌及其衍生物、吩嗪对甲氨基酚硫酸盐、亚甲蓝、二茂铁及其衍生物等。

还有，作为亲水性高分子能够使用：羧甲基纤维素、羟乙基纤维素、羟丙基纤维素、甲基纤维素、乙基纤维素、乙基羟乙基纤维素、羧甲基乙基纤维素、聚乙烯醇、聚乙烯吡咯烷酮、聚赖氨酸等的多氨基酸、磺化聚苯乙烯、明胶及其衍生物、丙烯酸及其衍生物、甲基丙烯酸及其盐、淀粉及其衍生物、马来酸酐及其盐、琼脂糖凝胶及其衍生物。

然后，将所述第1绝缘性基板51和第2绝缘性基板58与具有狭缝状切缺部57的隔片56相互贴合，形成供给试样液的试样供给路57。

这里，与现有的生物传感器很大的不同是在试样供给路57的入口处，形成试样供给路57的第1绝缘性基板51和第2绝缘性基板58，平面视看到它的端部位于相互不同位置那样，能够错开贴合。就是说，第1绝缘性基板51和第2绝缘性基板58虽然在试样供给路57的入口附近形状相同，但是能够将第2绝缘性基板58和隔片56对着第1绝缘性基板51突出向入口方向。

由此，即使供给试样液的角度不充分(即使小)也能正确而且容易的吸引试样液。进一步，也具有防止向第1绝缘性基板51的背面附着试样液的效果，假设在基板的背面上附着试样液的情况下，由再次供给试样液，也能够顺利的供给试样液。

为了得到这样的效果，所述第1绝缘性基板51和第2绝缘性基板58平面视看到的端部的不吻合，就是说，在图18所示的试样供给路57的中心线L与在试样供给路57的入口附近的第1绝缘性基板51的交叉点64a和第2绝缘性基板58的交叉点63a间的距离S1希望是0.1mm以上、更合适的是0.25mm～1.0mm。

此外，距离S1不到0.1mm的情况下，距离不充分，在吸引试样液的角度小的情况下，与现有的生物传感器一样不能很好的供给试样液。

还有，如图19所示那样，第1绝缘性基板51和第2绝缘性基板58即使在试样供给路57的入口附近是不同形状的情况下，也能得到与所述同样的效果。

即使在这样的情况下，平面视看到的所述第1绝缘性基板51和第2绝缘性基板58的端部的不吻合，就是说，图20所示的试样供给路57的中心线L和在试样供给路57的入口处附近的第1绝缘性基板51的交点64b和第2绝缘性基板58的交点63b间的距离S2希望是0.1mm以上，更合适的是0.25mm～1.0mm。

此外，在所述图17～图20的结构中，为了迅速的将试样液供给狭缝状的试样供给路57，试样供给路的高度，就是说隔片56的厚度希望是0.05～0.3mm的范围。

这里，作为合适的隔片56的材料，可以举出：聚对苯二甲酸乙二酯、聚碳酸酯、聚酰亚胺、聚对苯二甲酸丁二醇酯、聚酰胺、聚氯乙烯、二聚偏氯乙烯、聚酰亚胺、尼龙。

还有，也可以将第2绝缘性基板58和隔片56一体化形成后和第1绝缘性基板51贴合形成试样供给路57。

这里，所述试药层55除了配置在电极上的全面或者一部分上以外，只要是不使生物传感器的性能恶化的范围内，即使配置在供给试样液的试样供给路57内的任何场所都可以。

还有，由这样的试样供给路57组成的向生物传感器的试样液供给是由毛细管现象实现的，为了实现试样液的顺利供给，在试样供给路57内需要使空气逃向生物传感器外部的空气孔59。空气孔59是长方形圆形多角形都可以。

这里，空气孔59的配置只要在不妨碍试样液供给的范围内设置在试样供给路57内的任何地方都可以。

还有，在所述试样供给路57的内面上实施亲水化处理，能够更迅速且正确的将试样液导入到试样供给路57内。

作为这样的亲水化的方法有向第1绝缘性基板51或者第2绝缘性基板58自身、它的表面上展开界面活性剂的方法，或者侧面喷砂处理、放电加工、防眩处理、表面粗糙处理、化学镀等使基板材料表面粗糙化等的方法。

在由这样形成的生物传感器中，试样液中的特定成分和包含酶等的试药层55的反应得到的电流值通过测量电极52、对电极53、检测电极54的各自的引线部60、61、62，连接向图中未示出的外部的测量装置读取。

在电流测量中，除本实施方式所述的由测量电极52、对电极53、检测电极54组成的三电极方式以外，还有仅由测量电极52、对电极53组成的二电极方式，虽然为实现在本发明中得到的效果采用那种方式都可以，但是用3电极方式能够得到更正确的测量。

(具体例1)

在由聚对苯二甲酸乙二脂组成的第1绝缘性基板上，由溅射蒸发法在所述绝缘性基板的表面全面上形成约8nm厚的钯薄膜后，用YAG激光器在所述薄膜的一部分上设置狭缝，将电极分割成测量电极、对电极及检测电极。在它的上面滴下圆状的包含酶、电子传达体、亲水性高分子的水溶液、覆盖以所述测量电极为中心的对电极以及检测电极的一部分，使它干燥、形成试药层。进一步，从它的上起形成由聚对苯二甲酸乙二脂组成的、具有切口部的隔片，将它与同样由聚对苯二甲酸乙二脂组成的、具有空气孔的第2绝缘性基板(外壳)贴合，形成成为血液传导毛细管的试样供给路。

此外，为了确认本发明的效果，这里制作了共6种类的血糖值测量传感器，它们的所述绝缘性基板和所述隔片及外壳的平面视看到的端部的不吻合(S)分别是S＝0(现有的传感器)、0.1、0.25、0.5、1.0、2.0mm。

还有，为了更迅速的向试样供给路供给血液，这里在外壳的表面(试样供给路的内侧面)上，使用了涂敷了界面活性剂。

图21示出在这样形成的血糖值测量传感器中由血液供给的角度为确认传感器的血液吸收特性的实验方法，(表1)示出它的实验结果。

	s(mm)	血液供给角度(度)	1	2	3	4	5
	s(mm)	血液供给角度(度)	1	2	3	4	5	现有传感器	0	0	×	×	×	×	×
15	△	×	×	△	×					0	×	×	×	×	×
15	△	×	×	△	×	30	△			△	△	×	△
45	○	○	○	○	△	30	△			△	△	×	△
45	○	○	○	○	△	90	○			○	○	○	○
本发明传感器	0.1	0	○	△	△	90	○			○	○	○	○	○	△
		0	○	△	△	15	○	△	○	○	△			○	△
		30	○	○	○	15	○	△	○	○	△	○	△
		30	○	○	○	45	○	○	○	○	○	○	△
		90	○	○	○	45	○	○	○	○	○	○	○
		90	○	○	○	0.25	0	○	○	○	○	○	○	○
	15	○	○	○	○		0	○	○	○	○	○		○
	15	○	○	○	○		30	○	○	○	○	○	○
	45	○	○	○	○		30	○	○	○	○	○	○
	45	○	○	○	○		90	○	○	○	○	○	○
	0.5	0	○	○	○		90	○	○	○	○	○	○	○
		0	○	○	○	15	○	○	○	○	○	○		○
		30	○	○	○	15	○	○	○	○	○	○	○
		30	○	○	○	45	○	○	○	○	○	○	○
		90	○	○	○	45	○	○	○	○	○	○	○
		90	○	○	○	1.0	0	○	○	○	○	○	○	○
	15	○	○	○	○		0	○	○	○	○	○		○
	15	○	○	○	○		30	○	○	○	○	○	○
	45	○	○	○	○		30	○	○	○	○	○	○
	45	○	○	○	○		90	○	○	○	○	○	○
	2.0	0	○	○	○		90	○	○	○	○	○	○	○
		0	○	○	○	15	○	○	○	○	○	○		○
		30	○	○	○	15	○	○	○	○	○	○	○
		30	○	○	○	45	○	○	○	○	○	○	○
		90	○	○	○	45	○	○	○	○	○	○	○

表中符号的定义； ○ 普通一回吸引

△ 供给2～3回吸引

× 不吸引

从(表1)可知，在S＝0mm的现有的传感器中，当血液供给角度小的情况下(0～30度)不吸引血液、为了很好的吸引需要数次供给动作。这可能是因为在供给角度小的情况下，当将血液供给试样供给路时、首先血液附着在绝缘性基板的背面上了，即使想再次将血液供给试样供给路，它也被吸引向附着在该绝缘性基板背面的血液一侧。

与此相反，在本发明的传感器中，即使在距离最短的S＝0.1mm的情况下，当供给角度小的情况下虽然需要数次供给动作但没有完全不吸引的情况，如果S＝0.25mm以上的话、在任何角度都能容易的吸引血液。

还有，图22示出在使用为了阻碍血液吸引到第1绝缘性基板的背面预先向绝缘性基板的背面从它的前端约5mm的范围内附着血液的基板的情况下，为了确认因血液的供给角度的传感器的血液吸引特性的实验方法，(表2)示出它的实验结果。

	s(mm)	血液供给角度(度)	1	2	3	4	5
	s(mm)	血液供给角度(度)	1	2	3	4	5	现有传感器	0	0	×	×	×	×	×
15	×	×	×	×	×					0	×	×	×	×	×
15	×	×	×	×	×	30	×			×	×	×	×
45	×	×	×	×	×	30	×			×	×	×	×
45	×	×	×	×	×	90	○			△	○	○	○
本发明传感器	0.1	0	×	△	△	90	○			△	○	○	○	△	×
		0	×	△	△	15	△	△	△	×	△			△	×
		30	△	○	△	15	△	△	△	×	△	○	△
		30	△	○	△	45	○	○	○	○	○	○	△
		90	○	○	○	45	○	○	○	○	○	○	○
		90	○	○	○	0.25	0	○	○	○	○	○	○	○
	15	○	○	○	○		0	○	○	○	○	○		○
	15	○	○	○	○		30	○	○	○	○	○	○
	45	○	○	○	○		30	○	○	○	○	○	○
	45	○	○	○	○		90	○	○	○	○	○	○
	0.5	0	○	○	○		90	○	○	○	○	○	○	○
		0	○	○	○	15	○	○	○	○	○	○		○
		30	○	○	○	15	○	○	○	○	○	○	○
		30	○	○	○	45	○	○	○	○	○	○	○
		90	○	○	○	45	○	○	○	○	○	○	○
		90	○	○	○	1.0	0	○	○	○	○	○	○	○
	15	○	○	○	○		0	○	○	○	○	○		○
	15	○	○	○	○		30	○	○	○	○	○	○
	45	○	○	○	○		30	○	○	○	○	○	○
	45	○	○	○	○		90	○	○	○	○	○	○
	2.0	0	○	○	○		90	○	○	○	○	○	○	○
		0	○	○	○	15	○	○	○	○	○	○		○
		30	○	○	○	15	○	○	○	○	○	○	○
		30	○	○	○	45	○	○	○	○	○	○	○
		90	○	○	○	45	○	○	○	○	○	○	○

表中符号的定义； ○ 普通一回吸引

△ 2～3回供给吸引

× 不吸引

从(表2)可知，在S＝0mm的现有的传感器中，在血液供给角度是90度以外的情况下不能吸引血液，而在用本发明的传感器的情况下，虽然在S＝0.1mm时的血液供给角度小的情况下有不能吸引的情况，但是如果S＝0.25mm以上时无论在任何吸引角度都能容易的吸引血液。

这样，采用本实施方式，将形成试样供给路的第1绝缘性基板51和第2绝缘性基板58的从平面视看的端部相互位于不同的位置、错开贴合，这样就能正确而且容易的吸引试样液。

还有，在本实施方式2中，作为生物传感器举出酶传感器为例作了说明，本发明对于作为与试样液中的特定物质发生特异反应的分子识别元件，除酶以外也能同样适用于利用抗体、微生物、DNA、RNA等的生物传感器。

如所述那样采用本实施方式，由将2枚的基板贴合，在所述基板间形成采取试样液的试样供给路，在该试样供给路上，将设置在所述两基板端部的开口作为入口，将所述试样液导入那样构成生物传感器，构成所述入口的两基板的端部在所述生物传感器的俯视中，因为位于相互不同的位置或者不同的形状，即使供给试样液的角度不充分(即使小)，也能够得到正确而且容易的吸引试样液的效果。进一步，还具有能够防止试样液附着在第1绝缘性基板51的背面的效果，即使在试样液附着在基板的背面的情况下，也可以再次供给试样液得到顺利的供给试样液的效果。

产业上利用的可能性

采用本发明能够很容易的提供用户容易操作、测量精度良好的生物传感器、用生物传感器的定量方法及测量装置。

Claims

1、一种定量方法，是用于定量包含在试样液中的基质的定量方法，

它包括以下工序：

生物传感器准备工序，该生物传感器具有：

绝缘基板、

包含形成在绝缘基板上的至少一部分上的对电极、测量电极以及检测电极的电极部、

向该电极部供给试样液的试样供给路、

与通过该试样供给路供给的试样液反应的试药层；

测量装置准备工序，该测量装置具有：

装卸自如的支持所述生物传感器的支持部、

向所述电极部施加电压的连接端子及驱动电源；

插入工序是将所述生物传感器插入到所述测量装置的所述支持部；

由所述驱动电源向所述对电极及所述测量电极的第1组施加电压的工序；

由所述驱动电源向所述测量电极或对电极和所述检测电极的第2组施加电压的工序。

2、根据权利要求1所述的定量方法，其特征在于：还具有判断工序；

在所述生物传感器上、沿所述试样供给路从试样供给口向所述试样流动方向形成对电极、测量电极及检测电极，其中检测电极形成在最下游侧，

并且由检测从所述电极部的所述第1组和第2组输出的电流是否分别超过规定的阈值，判别是否供给了对测量必须的足够量的试样液。

3、根据权利要求2所述的定量方法，其特征在于：

判别是否供给了对测量必须的所述足够量的试样液的工序包括，

从所述第1组输出的电流超过所述规定的阈值后，在规定的经过时间内所述第2组的电流没有超过规定的阈值的情况下，判定所述试样液不足的工序。

4、根据权利要求3所述的定量方法，其特征在于：

进一步包括在判定所述试样液不足的情况下，由测量装置将这一信息输出到外部的工序。

5、根据权利要求2所述的定量方法，其特征在于：

进一步包括：在所述第1组的电流超过所述规定的阈值后、在规定的经过时间内所述第2组的电流没有超过规定的阈值的情况下，测量者为了再次供给追加试样液的作业而将测量步骤暂时待机的工序。

6、根据权利要求2所述的定量方法，其特征在于：

进一步包括：在所述生物传感器的所述试样供给路上，形成为促进所述试样液由检测电极向下游侧流动的排气口，当所述第2组的电流规定的阈值比所述第1组还先超过所述规定的阈值的情况下，当在规定的经过时间内所述第1组的电流没有超过所述规定的阈值时，判定试样液被错误的从排气口吸引的工序。

7、根据权利要求2所述的定量方法，其特征在于：

进一步包括：根据从检测出所述第1组的电流超过所述规定的阈值到所述第2组的电流超过所述规定的阈值的经过时间，修正与由所述电极部检测的电流对应的所述基质的定量值的工序。

8、根据权利要求7所述的定量方法，其特征在于：

进一步包括：所述测量装置还具有存储显示由所述生物传感器检测的电流和包含在所述试样液中的基质含量的对应的测量数据的存储部，

参照存储在所述存储部上的测量数据、决定与所述检测的电流对应的基质的定量值的工序。

9、根据权利要求2所述的定量方法，其特征在于：

进一步包括：将试样液供给所述试样供给路后，培养试样液和所述试药层的反应的工序；

根据从检测出所述第1组的电流超过所述规定的阈值到所述第2组的电流超过所述规定的阈值的经过时间，变更所述反应的培养时间的工序。

10、根据权利要求1所述的定量方法，其特征在于：

进一步包括：在所述第1组和第2组中的任何一组中，每隔一定时间转换电压的工序。

11、一种基质的定量方法，包括以下工序：

生物传感器准备工序，具有与测量试样中的基质发生特异反应的试药层的生物传感器；

测量装置准备工序，该测量装置是从使所述测量试样和所述试药层的试药发生反应的试样中求出包含在所述测量试样中的基质的量，

所述测量装置具备温度测量部和温度修正数据存储部，温度测量部测量所述测量试样液和所述试药层进行反应时的温度，

温度修正数据存储部具有每个因所述温度区域不同测定所述基质的量的多个测量值修正表；

选择工序，根据由所述温度测量部测量的温度，选择所述多个修正表中的一个；

算出工序，从所述多个修正表中的所述被选择的一个，算出与所述基质的测量值相应的修正值；

修正工序，用所述算出的修正值，修正所述基质的所述测量值。

12、根据权利要求11所述的定量方法，其特征在于：

所述生物传感器具有绝缘基板和包含形成在绝缘基板上的至少一部分上的对电极、测量电极的电极部，

所述测量装置是在所述电极部上施加电压、检测从所述电极输出的电流。

13、一种基质的定量方法，包括以下工序：

供给生物传感器含有基质的试样液的生物传感器准备工序；

具备测量测量装置内温度的温度测量部，定量所述试样液所含有基质的量的测量装置准备工序；

从所述基质测量之前得到的温度和所述基质定量时得到的温度检测出它的温度变化的工序；

根据所述温度变化，判定是否进行所述基质的测量的工序。

14、根据权利要求13所述的定量方法，进一步包括以下工序：

检测在所述基质测量前先得到的温度和在所述基质测量时的所述温度变化的工序；

当所述温度变化超过规定的阈值的情况下，中止所述基质的测量的工序。

15、根据权利要求13所述的基质定量方法，包括：

所述基质测量之前得到的温度的工序包括断续地得到在所述基质测量前的温度的工序。

16、一种基质的定量方法，包括以下工序：

生物传感器准备工序，生物传感器具有绝缘基板、形成在所述绝缘基板上的至少一部分上的包含对电极、测量电极的电极部和与供给在所述电极部上的试样液反应的试药层；

测量装置准备工序，该测量装置具有装卸自如的支持所述生物传感器的支持部和为在所述电极部的各电极上施加电压的连接端子及驱动电源；

在支持在所述支持部上的所述生物传感器的所述电极部上第1期间施加第1电位的工序；

在所述第1期间在所述电极部上施加所述第1电位后，在待机期间的时间内停止施加所述第1电位的工序；

经过所述待机期间后，在所述电极部上第2期间施加第2电位、由测量输出的电流定量所述试样液中的所述基质，所述第1电位比所述第2电位更大的工序。

17、根据权利要求16所述的定量方法，其特征在于：

所述待机期间大于2秒小于10秒。

18、根据权利要求17所述的定量方法，其特征在于：

所述第1电位大于0.1V小于0.8V，而且所述第1期间大于2秒小于10秒。

19、根据权利要求18所述的定量方法，其特征在于：

所述第2电位大于0.05V小于0.6V，而且所述第2期间大于2秒小于10秒。

20、一种生物传感器，具备由2枚基板相互贴合构成在所述基板间采取试样液的试样供给路；

在所述试样供给路上将设置在所述基板的分别的端部的开口作为入口、导入所述试样液，

从所述生物传感器平面视看、所述基板的各所述端部位在相互不同的位置上。

21、根据权利要求20所述的生物传感器，其特征在于：

从所述生物传感器的平面视看、构成所述入口的所述基板的各端部是相互相同的形状、配置在不同的位置上。

22、一种生物传感器，具备由两枚基板构成在所述基板间采取试样液的试样供给路；

在所述试样供给路上将设置在所述基板的各端部上的开口作为入口，导入所述试样液，

从所述生物传感器的平面视看、构成所述入口的所述基板的各所述端部具有相互不同的形状。

23、根据权利要求22所述的生物传感器，其特征在于：

在所述生物传感器的平面视中，构成所述入口的所述基板的各所述端部相互有0.1mm以上距离的偏离。

24、根据权利要求22所述的生物传感器，其特征在于：

为了形成所述试样供给路、在所述2枚基板之间进一步备有隔片。

25、根据权利要求24所述的生物传感器，其特征在于：

所述隔片和所述基板的任何一方一体构成。

26、根据权利要求22所述的生物传感器，其特征在于：

进一步具备在所述供给路内设置的、为对所述试样液进行电化学分析的电极和试药层。

27、根据权利要求22所述的生物传感器，其特征在于：

在所述供给路内的一部分上形成空气孔。

28、根据权利要求22所述的生物传感器，其特征在于：

所述供给路的内面的一部分或者全面进行了亲水化处理。

29、根据权利要求20所述的生物传感器，其特征在于：

构成所述入口的所述基板的各所述端部相互有0.1mm以上距离的偏离。

30、根据权利要求20所述的生物传感器，其特征在于：

31、根据权利要求30所述的生物传感器，其特征在于：

所述隔片和所述基板的任何一方一体构成。

32、根据权利要求20所述的生物传感器，其特征在于：

33、根据权利要求20所述的生物传感器，其特征在于：

在所述供给路内的一部分上形成空气孔。

34、根据权利要求20所述的生物传感器，其特征在于：

所述供给路的内面的一部分或者全面进行了亲水化处理。