CN115825186A - 测定方法和测定装置 - Google Patents

Abstract

本发明提供测定方法和测定装置。测定方法具有以下工序：第1检测工序，通过上游电极对对血液导入至上游电极对的情况即第1导入进行检测；第2检测工序，通过下游电极对对血液导入至下游电极对的情况即第2导入进行检测；时间测定工序，测定从检测到第1导入的时间基准点到检测到第2导入的时间基准点为止的时间差；以及测定工序，在检测到第2导入之后，使用上游电极对和下游电极对的电极中的任意2个电极，基于在时间测定工序中测定出的时间差，取得与测定对象物相关的测定值。

Description

测定方法和测定装置

技术领域

本发明涉及测定血液中的测定对象物的测定方法和测定装置。

背景技术

在具有将所滴附的液体样本通过毛细管作用引导至测定电极的流路的生物传感器中，需要检测在流路中是否充分充满了样本。因此，在这样的检测中，通常会利用流路中位于最下游的电极。在多个生物传感器中，在大多情况下，在流路的最下游具有用于检测样本的电极，将该最下游的电极兼用作样本检测的工作电极，将用于测定葡萄糖等测定对象的电极兼用作对电极。

在日本特开2008-157708号公报中，公开了一种微芯片，其通过毛细管作用采集液滴，其中，该微芯片具有：注入口，其具有比液滴大的注入宽度，在从供该微芯片安装的主体部突起的突起部具有凹部；以及毛细管腔，其与保持腔连结，该保持腔保持通过注入口而采集到的流体，与注入口连通的毛细管腔构成为也使该突起部的侧部开口而与外部空气接触。

在WO2013/183215中公开了如下结构：在测定血糖值的生物信息测定装置中，以提高测定精度为目的，在第1时间和第2时间从电压施加部对第1输入端子与第2输入端子之间施加不同的电压值，由此将对生物信息的测定偏差产生影响的多个各种因素作为电流值的变化来捕捉，根据该电流值的变化，计算生物信息校正值，通过生物信息校正值对测定出的生物信息测定值进行校正。

发明内容

本公开的实施方式的课题在于，在使用生物传感器测定血液中的测定对象物的测定方法和测定装置中，即使在生物传感器中追加滴附有血液，也会得到准确的测定值。

本公开的一个方式是一种测定方法，使用生物传感器，对测定对象物的测定值进行测定，该生物传感器具有：流路，在该流路中，导入包含测定对象物的血液；上游电极对，其形成于流路内，在至少一个电极上载置有与测定对象物反应的试剂；以及下游电极对，其形成于比上游电极对靠流路的下游侧的位置。该测定方法具有以下工序：第1检测工序，在上游电极对中，对血液导入至上游电极对即第1导入进行检测；第2检测工序，在下游电极对中，对血液导入至下游电极对即第2导入进行检测；时间测定工序，测定从检测到第1导入的时间基准点到检测到第2导入的时间基准点的时间差；以及测定工序，在检测到第2导入之后，使用上游电极对中的载置有试剂的电极和设置于流路内的电极这2个电极，基于在时间测定工序中测定出的时间差，取得与测定对象物相关的测定值。

根据本公开的实施方式，在使用生物传感器测定血液中的测定对象物的测定方法和测定装置中，即使在生物传感器中追加滴附有血液，也能够得到准确的测定值。

附图说明

图1是示出实施方式的测定装置的外观的立体图。

图2是示出生物传感器的概略结构的示意图。

图3是示出测定装置的功能的框图。

图4是示出实施方式的测定方法的一例的流程图。

图5是示出脉冲电压施加与对应于该脉冲电压施加的响应电流的关系的曲线图。

图6是示出追加滴附的时间差与葡萄糖值的偏离度的关系的曲线图。

图7是示出生物传感器的变形例的概略结构的示意图。

标号说明

1：测定装置；1a：主体；1b：插入口；1c：显示画面；1d：连接器；2：生物传感器；2a：流路；2b：覆盖区域；2c：连接器区域；2d：血液供给口；2e：空气孔；10：第1电极对；11：第1工作电极；11a：引线部；12：第1对电极；12a：引线部；15：上游电极对；20：第2电极对；21：第2工作电极；21a：引线部；22：第2对电极；22a：引线部；25：下游电极对；30：血液检测电极；30a：引线部；40：试剂；45：非导电区域；50：电压施加器；51：电流/电压转换电路；52：A/D转换电路；60：测定器；61：预备测定器；62：辅助测定器；63：校正器；65：导入检测器；66：第1检测器；67：第2检测器；70：时间测定器；90：错误显示器；100：控制部；200：连接电路；211：第1工作电极用开关；212：第1对电极用开关；221：第2工作电极用开关；222：第2对电极用开关；230：血液检测电极用开关；311：第1工作电极用接地开关：312：第1对电极用接地开关；321：第2工作电极用接地开关：322：第2对电极用接地开关；330：血液检测电极用接地开关。

具体实施方式

以下，对本公开的实施方式的测定方法和测定装置进行说明。另外，在以下的说明中，沿着滴附于生物传感器的血液在流路内流动的方向，定义了“上游侧”和“下游侧”。

(1)测定方法

本实施方式的测定方法使用生物传感器对测定对象物的测定值进行测定，该生物传感器具有：流路，在该流路中，导入包含测定对象物的血液；上游电极对，其形成于流路内，在至少一个电极上载置有与测定对象物反应的试剂；以及下游电极对，其形成于比上游电极对靠流路的下游侧的位置。该测定方法具有以下工序：第1检测工序，通过上游电极对对血液导入至上游电极对即第1导入进行检测；第2检测工序，通过下游电极对对血液导入至下游电极对即第2导入进行检测；时间测定工序，测定从检测到第1导入的时间基准点到检测到第2导入的时间基准点的时间差；以及测定工序，在检测到第2导入之后，使用所述上游电极对中的载置有所述试剂的电极和设置于所述流路内的电极这2个电极，基于在时间测定工序中测定出的时间差，取得与测定对象物相关的测定值。

测定对象物是指血液中包含的化学成分，例如是葡萄糖(血糖)或乳酸(lactate)等。上游电极对是位于流路的上游侧的一对电极，在至少一个电极上载置有试剂。另外，上游电极对可以是电极对的整个面被试剂覆盖，但优选仅在上游电极对中的靠下游侧的电极上载置试剂。试剂是与测定对象物反应的化学物质，例如可以包含酶和介体(mediator)。下游电极对是位于上游电极对的下游侧的一对电极。在此，上游电极对和下游电极对可以共用一部分电极，但优选分别由不同的电极构成。此外，也可以在下游电极对上载置试剂，也可以是自载置于上游电极对的试剂起连续的形状。

上游电极对之间经由滴附于流路的血液而电导通，由此会检测到表示血液被导入至该上游电极对的第1导入。此外，还取得设为检测到了第1导入的时间基准点。检测该第1导入的工序是第1检测工序。

该第1检测工序优选包含以下工序：对上游电极对之间施加脉冲电压；测定与所施加的脉冲电压对应的响应电流的峰值；以及判断测定出的峰值是否超过了规定的电流阈值，在超过的次数为规定次数以上的情况下检测第1导入。即，在利用基于脉冲电压的脉冲波来测定响应电流的峰值的情况下，与施加相同值的直流电压的情况相比，能够得到较高的值。例如，脉冲波的频率优选为1～2000Hz(周期为0.5m秒～1秒)，脉冲波的从基值到峰值的电位差优选为50～1000mV，脉冲波从基值上升至峰值的时间优选为30μ秒以下。通过使该时间为30μ秒以下，能够高精度地产生响应信号的峰值。另外，上述规定次数可以为1次，但优选为多次，更优选为3次，以避免因静电这样的噪声成分而偶然得到的较高的峰值所导致的错误判定。该第1检测工序中的设为检测到了血液已被导入的时间基准点可以是检测到测定出的峰值的时刻，也可以是超过了规定的电流阈值的时刻，此外，在进行多次检测的情况下，该时间基准点可以是检测到其最后的测定中的峰值的时刻，也可以是超过了规定的电流阈值的时刻。

接着，下游电极对之间经由血液而电导通，由此会检测到表示血液被导入至下游电极对的第2导入。检测该第2导入的工序是第2检测工序。下游电极对中的一个电极优选设置于流路的最下游，在该情况下，如果检测到血液被导入至了下游电极对，则能够认为在整个流路中充满了血液。

该第2检测工序优选包含以下工序：对下游电极对之间施加电压；测定与所施加的电压对应的响应电流值；以及判断测定出的响应电流值是否超过了规定的电流阈值，在超过的情况下，检测到第2导入。与第1导入同样地还取得了设为检测到了第2导入的时间基准点。在第2检测工序中施加的电压可以是直流电压，判断测定出的响应电流值是否超过了规定的电流阈值。该第2检测工序中的设为检测到了血液被导入的时间基准点可以是测定出的响应电流值超过了规定的电流阈值的时刻，也可以是检测到了响应电流值的最高值的时刻。

在时间测定工序中，测定从检测到第1导入到检测到第2导入的时间差。具体而言，对从第2检测工序中的设为检测到了血液被导入的时间基准点到第1检测工序中的设为检测到了血液被导入的时间基准点为止的时间差进行运算即可。另外，各个时间基准点可以预先按照时刻存储，并将该差值设为时间差，也可以将对从第1检测工序中的时间基准点起到第2检测工序中的时间基准点被检测到为止的时间进行计数而得到的结果作为时间差。

然后，执行测定工序，在该测定工序中，在检测到第2导入之后，使用至少包含上游电极对中的载置有试剂的电极的2个电极，取得与血液中的测定对象物相关的测定值。该2个电极中的另一个电极优选为上游电极对和下游电极对的电极中的任意电极，更优选为下游电极对中的位于上游侧的电极。但是，另一个电极也可以是除了上游电极对和下游电极对以外的电极，例如是形成于上游电极对的下游侧的电极与下游电极对的上游侧的电极之间的电极。在该测定工序中，基于在时间测定工序中测定出的时间差来取得测定值。

在此，在检测到第1导入的时刻，样本到达了包含载置有试剂的电极的上游电极对。而且，在到检测到第2导入为止的时间差比正常值(例如，小于0.5秒)长的情况下，可视为进行了两次血液向流路的滴附，即进行了追加滴附。其中，在到检测到第2导入为止的时间差大于比正常值长的规定值(例如，5秒)的情况下，由于在电极上应参与与测定对象物的反应的试剂的大部分溶解，因此试剂从被载置的位置被第二次滴附的血液向下游冲走。由此，在对测定对象物的测定值进行测定时，与时间差本来是极短时间的情况(即，通过一次滴附就滴附了足够量的血液的情况)相比，在电极上应参与与测定对象物的反应的试剂的量变少(成为枯竭的状态)，其结果是，与试剂反应的测定对象物的量下降，导致响应电流值也下降。另一方面，在到检测到第2导入为止的时间差比上述正常值长且比规定值短的情况下(例如，0.5～5秒)，虽然电极上的试剂通过第一次的滴附而一定程度上溶解，但是向下游冲走的量较少，然而与通过一次滴附就滴附了足够量的血液的正常的情况(例如，时间差是小于0.5秒的正常值的情况)相比，试剂在从第一次的滴附到第二次的滴附的被放置的期间内会进一步溶解，测定对象物与试剂的反应会进一步进行。因此，在为了得到测定值而施加电压的时刻，成为测定对象物与试剂的反应比正常的情况更为进展的状态。换言之，由于是对反应速度变快的状态的响应电流值进行测定，因此作为其结果，反应被增强，响应电流值升高。

因此，在测定工序中，优选的是，首先，在执行了使用上述的2个电极取得与测定对象物相关的参数的预备测定工序之后，执行通过基于时间差校正该参数来取得测定值的校正工序。这里所说的参数例如可以是对电极间施加电压而得到的响应电流值，此外也可以是对标准线应用该响应电流值而得到的测定对象物的假定浓度，该标准线是通过利用包含已知浓度的测定对象物的血液而测定出的响应电流值得到的。另外，本实施方式中所说的测定值可以是对电极间施加电压而得到的、能与实际浓度对应起来的响应电流值，此外也可以是对标准线应用该响应电流值而得到的测定对象物的实际浓度，该标准线是通过利用包含已知浓度的测定对象物的血液而预先测定出的响应电流值得到的。

然后，在校正工序中，参照用于对应着所述时间差对所述参数进行校正运算的校正信息，基于所述时间差对所述参数进行校正来取得所述测定值。在上述的时间差比正常值长且小于规定值的情况下，该校正信息是通过使得到的参数的数值下降来按比例减少因电极上的反应的增强而按比例增加的参数的数值的运算信息，由此推测实际浓度的数值。此外，在上述的时间差为规定值以上的情况下，该校正信息是通过使得到的参数的数值上升来按比例增加因电极上的反应的下降而按比例减少的参数的运算信息，由此推测实际浓度的数值。但是，在时间差超过界限值(例如，比10秒长)的情况下，也可以进行错误处理，不推测数值。关于该错误处理，例如可举出在显示画面上视觉地显示错误消息、由声音显示装置发出警告音、将处理中断等。在此，校正信息可以是后述的校正系数，此外也可以是基于对包含已知浓度的测定对象物的血液进行测定而得到的测定值的标准线或对比表。

正常值例如通过如下方式进行设定即可：事先对预先使多个血液中的能够充满流路的足够量的血液在生物传感器的流路中流过的情况下的、第1导入的时间基准点与第2导入的时间基准点的时间差(经过时间)进行测定，将正常值设定为这些多个时间差的平均值、中间值。此外，也能够将参数中实质上没有表现出上述的试剂在血液中溶解的影响的、极短时间的时间差的情况设为正常值。

规定值例如通过如下方式进行设定即可：预先对以各种时间差对多个血液进行了追加滴附的情况下的参数与时间差为正常值的情况下的参数的比率进行运算，将该运算结果从高于100％的值变化为低于100％的值的拐点、即成为100％的时间差设定为规定值。另外，由于规定值是时间差中的阈值，因此能够改称为时间阈值。

在此，作为校正工序中的校正的方法，例如预先测定以各种时间差对多个样本进行了追加滴附的情况下的参数。校正工序中的校正的方法能够通过如下方式来进行：预先按照各种时间差来求出校正系数并形成数据表，对在预备测定工序中取得的参数乘以与测定出的时间差对应的校正系数，该校正系数是根据参数相对于在时间差为零时测定出的参数的偏离度的比例而计算出的。另外，时间差为零也可以是指正常值的时间差。

例如，在将时间差为零时的参数设为P₀、将时间差为t(秒)时的参数设为P_t时，能够通过下述式(1)来计算出偏离度X(％)。

X＝(P₀-P_t)/P₀×100……(1)

例如，在t小于规定值的情况下，该偏离度X为正值，此外在t为规定值以上的情况下，该偏离度X为负值。而且，能够根据该偏离度X通过下述式(2)来计算出校正系数C。

C＝100/(100+X)……(2)

即，由于在t小于规定值的情况下偏离度X为正值，因此校正系数C成为小于1的值，与校正系数C相乘而得到的参数的数值下降。另一方面，由于在t为规定值以上的情况下偏离度X为负值，因此校正系数C成为1以上的值，与校正系数C相乘而得到的参数的数值上升。

在此，在测定出实际的血液样本时的时间差的值在上述的数据表中不存在相应的值的情况下，根据在数据表中位于测定出的该时间差的值的前后的时间差所对应的校正系数C的值进行线性插值，由此能够计算出校正系数C。

另外，基于校正系数进行参数的校正的方法仅是一例，也可以预先测定以各种时间差对多个样本进行了追加滴附的情况下的参数，并参照如标准线、对比表这样的、用于对参数进行校正运算的校正信息来校正参数，其中，标准线、对比表是根据相对于在时间差为零时测定出的参数的偏离度的比例而计算出的。

另外，在测定工序中，也可以不进行上述那样的参数的校正，而在检测到第2导入之后，选择基于时间差的测定条件，并根据该测定条件取得测定值。具体而言，可举出变更对电极间施加的电压、或者变更对响应电流值进行测定的定时等变更测定条件的方法。例如能够在时间差小于上述的规定值的情况下，与时间差为零的情况相比，减弱对电极间施加的电压而使所取得的响应电流值下降，另一方面，在时间差为上述规定值以上的情况下，与时间差为零的情况相比，提高对电极间施加的电压而使响应电流值上升。关于该情况下的施加电压值，例如若将在时间差为零的情况下应用的电压值设为E₀，则能够使用上述校正系数C通过下述式(3)来计算出在时间差为t的情况下应用的电压值E_t。

E_t＝E₀×C……(3)

然后，将对电极间施加上述电压值E_t的电压而得到的响应电流值应用于预先确定的标准线，由此能够取得与测定对象物相关的测定值。

另外，也可以基于与测定对象物不同的其他项目的测定值来对上述测定进行校正，该其他项目的测定值是使用包含上游电极对和下游电极对的电极在内的、形成于生物传感器的流路内的任意2个电极而取得的。作为其他项目，例如可举出血细胞比容值。例如，预先利用具有各种血细胞比容值的血液测定上述的偏离度X，按照每个血细胞比容值预先生成校正系数C的数据表，选择与在测定工序中测定出的血细胞比容值对应的数据表，由此能够进行基于血细胞比容值的校正。另外，在与实际测定出的血细胞比容值对应的数据表不存在的情况下，能够通过根据与测定出的该血细胞比容值的前后的血细胞比容值对应的数据表进行线性插值来应对。

(2)测定装置

以下，对实施上述的测定方法的测定装置的一个实施方式进行说明。图1是示出本实施方式的测定装置1的外观的立体图。作为一例，本实施方式是将测定装置1作为便携式血糖值计的情况下的例子。在图1中，设置有作为测定装置1的便携式血糖值计和构成为能够在该测定装置1上装卸的生物传感器2。在该生物传感器2中，形成有血液供给口2d和空气孔2e，血液供给口2d作为流路2a的导入口用于向后述的流路2a内导入作为试样的患者的血液，空气孔2e排出因导入了血液而产生的流路2a内的空气，该生物传感器2构成为具有用于检测血液中的血糖值(葡萄糖值)的功能。图1所示的测定装置1例如能够用作便携式血糖测定器、血糖自测定仪等血糖值计。

此外，测定装置1具有主体1a，在该主体1a上设置有用于插入条状的生物传感器2的插入口1b。此外，在主体1a上例如设置有由微处理器构成并且进行测定装置1的各部的控制的控制部100。此外，如图3所示，主体1a具有电压施加器50和控制部100，其中，电压施加器50对生物传感器2提供规定的电压信号，并且从生物传感器2接收表示测定结果的电压信号并进行A/D转换，控制部100具有生成表示测定值的测定数据的测定器60和记录由测定部得到的测定数据的未图示的记录部。由该测定器60得到的测定数据与测定时间、患者ID等关联起来记录于记录部。

此外，在主体1a上设置有显示测定数据的显示画面1c和用于与外部设备进行数据通信的连接器1d。该连接器1d与作为外部设备的智能手机等便携设备、个人计算机等之间收发测定数据、测定时间、患者ID等数据。即，在测定装置1中，构成为能够经由连接器1d向外部设备传输测定数据、测定时间，能够从外部设备接收患者ID等而将其与测定数据等关联起来。

另外，除了上述的说明以外，例如也可以是将上述测定器60设置于生物传感器2的端部从而在生物传感器2一侧生成测定数据的结构。此外，在测定装置1的主体1a中，也可以具有包含用于供患者等用户输入数据的按钮、触摸面板等输入部在内的用户界面。此外，也可以是将显示画面1c、记录部等设置于能够与主体1a连接的外部装置而不设置于主体1a的结构。

图2是在本实施方式的测定装置1中使用的生物传感器2的示意图。在图中，上侧为上游侧，下侧为下游侧。在生物传感器2中，例如在使用合成树脂(塑料)形成的基板上形成有例如使用金(Au)这样的金属材料或碳这样的碳材料形成的电极层。在电极层上，层叠有具有矩形状的切去部的作为覆盖区域2b的未图示的间隔件、并且在该间隔件上层叠有形成了空气孔2e的未图示的合成树脂制的罩。通过将基板、间隔件以及罩进行层叠，形成具有由间隔件的切去部形成的血液供给口2d的空间，该空间成为流路2a。空气孔2e形成在流路2a的下游端附近。

在本实施方式中，电极层被形成为，作为第1电极对10的第1工作电极11和第1对电极12、作为第2电极对20的第2工作电极21和第2对电极22以及血液检测电极30这5个电极在流路2a内分别与生物传感器2的长度方向和宽度方向平行地呈矩形状露出，在流路2a中露出的第1电极对10、第2电极对20、血液检测电极30与被导入的血液接触，作为测定区域发挥功能。另外，相邻的各电极间被绝缘。例如，在利用通过物理蒸镀形成的金属材料形成电极层的情况下，通过用激光描绘(trimming：切割)出规定的电极图案来使各电极间绝缘。此外，在使用碳材料形成的电极层的情况下，隔开规定的间隔来形成各个电极。本实施方式的电极层是使用镍钒合金而形成的。

各电极沿着生物传感器2的长度方向延伸设置，在上游端侧沿宽度方向弯曲。该弯曲部分从上游侧起按照第2工作电极21、第2对电极22、第1工作电极11、第1对电极12、血液检测电极30的顺序沿宽度方向并排地设置。各电极在从生物传感器2的上游端到下游端附近为止的覆盖区域2b中被未图示的上述罩覆盖，但下游端部分未被覆盖而露出，该部分成为向主体1a的插入口1b插入的连接器区域2c。在该连接器区域2c中，第1工作电极11的引线部11a、第1对电极12的引线部12a、第2工作电极21的引线部21a、第2对电极22的引线部22a和血液检测电极30的引线部30a分别成为露出的触点。

在生物传感器2的上游部分的宽度方向中央部分，在各电极与未图示的罩之间形成有间隙。如上所述，该间隙是供包含测定对象物的血液导入并流动的毛细管状的流路2a。此外，作为从上游侧开始数的第2个电极即第2对电极22与第3个电极即第1工作电极11之间的间隙的非导电区域45比其他电极间的间隙宽。该非导电区域45是通过用激光在电极层上描绘矩形状的图案而与其他电极绝缘地形成的区域。并且，在第1工作电极11上载置有试剂40。载置有该试剂40的区域的下游侧到达第1对电极12的中间，上游侧到达非导电区域45的中间，但是未到达第2对电极22。换言之，由于第1工作电极11与第2对电极22之间被非导电区域45隔开，因此阻碍了载置于第1工作电极11的试剂40与第2对电极22的接触。当血液滴附于生物传感器2的血液供给口2d时，血液借助毛细管力在流路2a中按照第2工作电极21、第2对电极22、第1工作电极11、第1对电极12、血液检测电极30的顺序向下游侧流动。此时，当血液到达第1工作电极11时，载置于第1工作电极11的试剂40被血液溶解。

图3是示出本实施方式的测定装置1的功能的框图。如上所述，本实施方式的测定装置1具有生物传感器2，该生物传感器2具有：第1电极对10，其由测定血液中的测定对象物的第1工作电极11和第1对电极12构成；第2电极对20，其形成于第1电极对10的上游侧，并且由第2工作电极21和第2对电极22构成；血液检测电极30，其形成于第1电极对10的下游侧；以及试剂40，其至少与第1工作电极11接触而载置于第1工作电极11，并且与测定对象物反应。而且，由第2对电极22和第1工作电极11构成上游电极对15，此外由该下游侧的第1对电极12和血液检测电极30构成下游电极对25。如上所述，在作为构成上游电极对15的一个电极的第1工作电极11上载置有试剂40。

生物传感器2的各电极的引线部11a、12a、21a、22a和30a分别通过连接电路200与后述的电压施加器50和地并联连接。在连接电路200中，在电压施加器50与引线部11a之间设置有第1工作电极用开关211，在电压施加器50与引线部12a之间设置有第1对电极用开关212，在电压施加器50与引线部21a之间设置有第2工作电极用开关221，在电压施加器50与引线部22a之间设置有第2对电极用开关222，在电压施加器50与引线部30a之间设置有血液检测电极用开关230。

并且，各电极的引线部11a、12a、21a、22a、30a与它们所对应的开关211、212、221、222、230之间分别被分支，并且并联地与地连接。而且，在各个分支点与地之间的连接电路200中分别设置有第1工作电极用接地开关311、第1对电极用接地开关312、第2工作电极用接地开关321、第2对电极用接地开关322、血液检测电极用接地开关330。各个开关是电子开关，如后所述，各个开关由控制部100进行接通/断开控制。

测定装置1具有电压施加器50，该电压施加器50具有电源。电压施加器50能够经由连接电路200与各电极连接。此外，电压施加器50具有将在电极间流过的电流转换为电压并输出的电流/电压转换电路51和将来自电流/电压转换电路51的电压值转换为脉冲的A/D转换电路52。通过控制部100将与要使用的电极对应的期望开关接通，在接地处对施加于各电极间的电压进行可变控制，由此，电压施加器50能够对电极间施加电压，并且取得在电极间流过的响应电流值。

测定装置1还具有控制部100，该控制部100是执行规定的程序的中央控制装置。控制部100具有：测定器60，其基于来自电压施加器50的A/D转换电路52的脉冲取得与测定对象物(例如葡萄糖值)相关的第1信息对应的参数、以及与和测定对象物不同的测定项目(例如血细胞比容值)相关的第2信息对应的参数，进而对参数进行校正(在取得第1信息的情况下，称作预备测定器61，在取得第2信息的情况下，称作辅助测定器62，此外，在进行参数的校正的情况下，称作校正器63)；导入检测器65，其检测第1导入和第2导入(在检测第1导入的情况下，称作第1检测器66，此外，在检测第2导入的情况下，称作第2检测器67)；以及时间测定器70，其测定从第1导入的检测到第2导入的检测为止的时间差。

测定装置1还具有错误显示器90，在由时间测定器70测定出的时间差高于界限值的情况下，该错误显示器90进行错误显示。

以下，参照示出各开关的开闭状态的下述表1，说明各检测工序和各测定工序。

[表1]

在上述(1)中说明的第1检测工序中，使用由第2对电极22和第1工作电极11构成的上游电极对15。在第1检测工序中，首先，控制部100进行控制，使得第2对电极用开关222和第1工作电极用接地开关311成为连接状态(闭合)，除此以外的开关成为非连接状态(断开)(参照表1)。接着，电压施加器50对第2对电极22与第1工作电极11之间施加稳定电压(例如，200mV)。此时，控制部100进行控制，使得以规定周期对第2对电极用开关222进行开闭，由此能够周期性地对这些电极之间施加脉冲电压。当血液被导入至第1工作电极11时，测定器60能够测定与所施加的脉冲电压对应的响应电流的峰值。导入检测器65(第1检测器66)判断测定器60测定出的响应电流的峰值是否超过了规定的电流阈值，在超过的情况下，检测到第1导入。

另外，在上述的本实施方式中，将第2对电极22设为工作电极。在滴附于生物传感器2的血液不足的情况下，成为虽然在位于上游侧的电极上存在比较多的血液量，但是在下游侧的电极上血液量较少的状况。因此，通过将位于上游侧的第2对电极22设为工作电极，容易产生电流的流动，因此能够提高对血液的不足进行检测的精度。

另一方面，在将位于下游侧的第1工作电极11设为工作电极的情况下，能够与后述的预备测定工序中的第1工作电极11共用工作电极。由此，能够简化电气电路的结构。在该情况下，需要进行控制，使得第1工作电极用开关211与第2对电极用接地开关322成为连接状态。

另外，在图3中，将第2电极对20中的位于下游侧的第2对电极22设为上游电极对15的一部分，但是，在将第2工作电极21配置于下游侧的情况下，第2工作电极21成为上游电极对15的一部分。在图3中，还将第1电极对10中的位于上游侧的第1工作电极11设为上游电极对15的一部分，但是，在将第1对电极12配置于上游侧并且在第1对电极12上也载置有试剂40的情况下，第1对电极12成为上游电极对15的一部分。施加的脉冲电压的电压值例如优选设定为50～1000mV的范围，更优选设定为100～600mV的范围。此外，响应电流的峰值例如优选设定为0.3μA以上，更优选设定为0.7μA以上。

在上述(1)中说明的第2检测工序中，使用由第1对电极12和血液检测电极30构成的下游电极对25。在第2检测工序中，首先，控制部100进行控制，使得第1对电极用开关212和血液检测电极用接地开关330成为连接状态，除此以外的开关成为非连接状态(参照表1)。接着，电压施加器50对第1对电极12与血液检测电极30之间施加稳定电压(例如，200mV)。此时，控制部100将第1对电极用开关212设为始终连接状态，由此能够周期性地对这些电极之间施加直流电压。当血液被导入至血液检测电极30时，测定器60能够测定与所施加的直流电压对应的响应电流的峰值。导入检测器65(第2检测器67)判断由测定器60测定出的响应电流的峰值是否超过了规定的电流阈值，在超过的情况下，检测到第2导入。

另外，在本实施方式中，将第1电极对10中的位于下游侧的第1对电极12设为下游电极对25的一部分，但是，也可以将位于上游侧的第1工作电极11设为下游电极对25的一部分。施加的直流电压的电压值例如优选设定为50～1000mV的范围，更优选设定为100～600mV的范围。此外，响应电流的峰值例如优选设定为0.1μA以上，更优选设定为0.15μA以上。此外，在本实施方式中施加了直流电压，但也能够通过由控制部100进行控制使得以规定周期对第1对电极用开关212进行开闭来施加脉冲电压。在该情况下，也可以是，测定器60测定响应脉冲电压的响应电流值的峰值，或者测定器60测定从初始响应起经过规定的时间后的电流值，导入检测器65(第2检测器67)判断该电流值是否超过了规定的电流阈值，由此检测第2导入。

时间测定器70实施在上述(1)中说明的时间测定工序。时间测定器70测定从检测到第1导入的时间基准点到检测到第2导入的时间基准点为止的时间差，由导入检测器65检测第1导入和第2导入。时间测定器70在测定装置的控制部100中能够由执行规定程序的中央控制装置(CPU)来实现。

在上述(1)中说明的预备测定工序中，使用第1电极对10、即第1工作电极11和第1对电极12。在预备测定工序中，首先，控制部100进行控制，使得第1工作电极用开关211和第1对电极用接地开关312成为连接状态，除此以外的开关成为非连接状态(参照表1)。接着，当电压施加器50对第1电极对10施加了直流电压(例如，200mV)时，测定器60(预备测定器61)测定与所施加的直流电压对应的作为第1信息的响应电流值。施加的直流电压的电压值例如优选设定为100～1000mV的范围，更优选设定为200～500mV的范围。

由预备测定器61测定出的响应电流值可以直接作为第1信息。此外，也可以通过参照标准线或对比表来将换算成了测定对象物的浓度后的值作为第1信息，标准线或对比表是通过利用已知浓度的测定对象物测定出的响应电流值预先生成的。

此外，在测定第2信息的辅助测定工序中，使用第2电极对20、即第2工作电极21和第2对电极22。在辅助测定工序中，首先，在测定所述第1信息之前或之后的任意情况下，控制部100进行控制，使得第2工作电极用开关221和第2对电极用接地开关322成为连接状态，除此以外的开关成为非连接状态(参照表1)。接着，当电压施加器50对第2电极对20施加直流电压(例如，3.5V)时，测定器60(辅助测定器62)测定与所施加的直流电压对应的作为第2信息的响应电流值。施加的直流电压的电压值例如优选设定为2～20V的范围，更优选设定为3～10V的范围。

由辅助测定器62测定出的响应电流值可以直接作为第2信息。此外，也可以通过参照标准线或对比表来将换算成了测定项目的数值后的值作为第2信息，标准线或对比表是针对辅助测定器62的测定项目(例如血细胞比容值)通过利用已知的其他血液测定出的响应电流值而生成的。

校正器63实施在上述(1)中说明的校正工序。即，校正器63基于由时间测定器70测定出的时间差和第2信息来校正作为参数的第1信息，并对作为测定值的测定对象物的浓度进行运算。该校正器63在测定装置的控制部中能够由执行规定程序的中央控制装置(CPU)来实现。校正器63中的参数的校正与上述(1)的校正工序中的说明相同。

错误显示器90被作为如下装置来实现：在时间测定器70测定出的时间差超过了规定的值的情况下，例如显示错误消息、发出基于声音的警告音。例如能够将图1的测定装置1中的显示画面1c作为错误显示器90，使其显示错误消息。

(3)测定例

以下，参照图4的流程图对本实施方式的测定方法的一例进行说明。在该例子中，分别测定作为第1信息的葡萄糖值和作为第2信息的血细胞比容值。另外，作为第1信息而取得的葡萄糖值是会受到血液中的血细胞比容值的影响的值，需要基于作为第2信息而取得的血细胞比容值进行校正。

图2所示的生物传感器2例如是通过在宽度为6mm、长度为30mm的基板上设置各电极来形成的。例如，流路2a的宽度为2mm，长度为4mm。

首先，载置于第1工作电极11上的试剂40的组分的一例如下。

氯化六氨合钌(III)：38.9质量％

1-甲氧基PES(同仁化学研究所)：0.2质量％

SN消泡剂(DEFOAMER)1315(圣诺普科：SAN NOPCO)：0.1质量％

0.6M磷酸缓冲液(pH7.0)：8.8质量％

CHAPS(同仁化学研究所)：4.0质量％

甘氨酸：4.0质量％

蒸馏水：44.0质量％

将该组分的试剂40的0.1mg涂布于以第1工作电极11为中心的、宽度为3mm、长度为1mm的区域。另外，该区域被调整为其下游侧覆盖至第1对电极12的大约中间并且其上游侧覆盖至非导电区域45的大约中间。此外，在涂布有该试剂40的区域上，涂布葡萄糖脱氢酶(AMANO8、天野酶)4.1单位。

将该生物传感器2安装于测定装置1的主体1a的连接器1d。然后，在图4的S100所示的第1检测工序中，首先，控制部100进行控制，使得第2对电极用开关222和第1工作电极用接地开关311成为连接状态，除此以外的开关成为非连接状态(参照表1)。接着，通过电压施加器50对上游电极对15(第2对电极22和第1工作电极11)之间施加200mV的稳定电压。接着，当血液滴附在流路2a中并且血液在第2对电极22和第1工作电极11上充满时，通过测定器60来测定作为阈值电流的0.7μA以上的电流。由此，检测电极间已电连接的状态。在检测到第1次的0.7μA以上的电流之后，以如下方式变更电压方法，即，控制部100以2.5m秒的规定周期对第2对电极用开关222进行开闭控制从而对电极间施加2.5m秒的500mV的电压施加和2.5m秒的施加停止反复进行的脉冲电压。

图5是示出电压施加与电流的关系的曲线图。当如上面的曲线图那样施加了初始的稳定电压、第2次以后的脉冲电压时，如下面的曲线图那样产生具有表示瞬态响应的波峰的电流。在S110所示的阶段中，通过导入检测器65(第1检测器66)判断是否检测到了规定次数、具体为3次的作为该波峰的电流值的峰值成为0.7μA的阈值电流以上的情况。反复进行电压的施加，直到检测到3次阈值以上的峰值为止。另外，在初始的电压施加方法中，也可以与第2次以后同样，使用反复进行2.5m秒的500mV的电压施加和2.5m秒的施加停止的脉冲电压(交流电压)，而不使用200mV的稳定电压。

另外，如图5所示，第1次的峰值具有成为比之后的峰值低的值的趋势。这考虑是因为，在产生具有第1次峰值的电流的时刻，血液未到达第1工作电极11的整个面，而且试剂也未被血液完全溶解。因此，优选第一次之后的峰值的电流阈值(第2电流阈值)大于第1次的峰值中的电流阈值(第1电流阈值)。该第1次的峰值中的电流阈值例如能够设为0.2～0.5μA、更优选设为0.35μA。

当在S110所示的阶段中检测到3次阈值以上的峰值从而检测到第1导入时，在S120所示的第2检测工序中，首先，控制部100进行控制，使得第1对电极用开关212和血液检测电极用接地开关330成为连接状态，除此以外的开关成为非连接状态(参照表1)。然后，通过电压施加器50对下游电极对25(第1对电极12和血液检测电极30)之间施加200mV的连续电压。然后，通过测定器60检测到与图5相同的电流的峰值。在S130所示的阶段中，通过导入检测器65(第2检测器67)判断是否检测到了该峰值成为0.15μA的阈值电流以上的状态持续了规定时间、具体为15msec。如果未检测到上述情况，则在S140所示的时间测定工序中，时间测定器70判定从检测到第1导入起是否经过了上限时间、具体为10秒。如果未经过，则再次在S120所示的阶段中反复进行电压的施加。另一方面，当判定为经过了上限时间时，在S160所示的错误处理工序中，通过错误显示器90进行错误处理，停止以后的处理。

另一方面，当在S130所示的阶段中，阈值电流以上的峰值持续了15msec以上从而检测到第2导入时，在S150所示的时间测定工序中，时间测定器70取得从检测到第1导入起到检测到第2导入为止的时间差。即，测定从检测到第1导入的时间基准点到检测到第2导入的时间基准点为止的时间差。

接着，在S170所示的预备测定工序中，通过测定器60(预备测定器61)测定第1信息。与此同时，在辅助测定工序中，通过测定器60(辅助测定器62)测定第2信息。

在第1信息的测定中，首先，控制部100进行控制，使得第1工作电极用开关211与第1对电极用接地开关312成为连接状态，除此以外的开关成为非连接状态(参照表1)。接着，通过电压施加器50在第1电极对10施加4.5秒200mV的电压，通过测定器60(预备测定器61)测定作为伴随于此的响应电流值的第1信息。此外，在第2信息的测定中，首先，控制部100进行控制，使得第2工作电极用开关221与第2对电极用接地开关322成为连接状态，除此以外的开关成为非连接状态(参照表1)。接着，通过电压施加器50在第2电极对20施加1秒3.5V的电压，通过测定器60(辅助测定器62)测定作为伴随于此的响应电流值的第2信息。并且，将第1信息的响应电流值应用于预先确定的标准线，计算作为参数的葡萄糖值。

然后，在S180所示的校正工序中，通过校正器63根据第2信息的血细胞比容值和时间差来取得校正系数。在此，图6示出了实际测定了从第1导入到第2导入的时间差与偏离度的关系的例子，即示出了从检测到第1导入的时间基准点到检测到第2导入的时间基准点为止的时间差与偏离度的关系的例子。图6是通过如下方式描点得到的曲线图：在以充满检测第1导入的上游电极对的方式到达上游电极对、但却不会到达检测第2导入的下游电极对的量将已知葡萄糖值为恒定且血细胞比容值分别为10％、42％和55％的血液滴附于生物传感器2之后，在1.5秒后、5秒后、10秒后和20秒后进行追加滴附，将上述追加滴附后充满整个流路之后测定出的响应电流值(即葡萄糖测定值)相对于未进行追加滴附的情况(即，通过一次血液的滴附就充满了整个流路的情况)下的响应电流值(即葡萄糖测定值)的偏离度(％)与时间差对应起来。各描点是45个血液样本的平均值。各个偏离度(％)是通过式(1)计算出的值。另外，时间差为0.5秒的描点表示未进行追加滴附的情况下的时间差。即，0.5秒的偏离度(％)是未进行追加滴附的情况下的响应电流值其本身，根据式(1)，P₀-P_t＝0，上述式(1)的X也为0，上述式(2)的校正系数C为1。其结果是，无论是哪一个血细胞比容值，在时间差为1.5秒处都出现正的偏离度的波峰，在之后到5秒为止偏离度为正，校正系数C低于1，但随着在5秒以后时间差增大，负的偏离度增大，校正系数C为1以上。此外，血细胞比容值越高，偏离度的绝对值越大。这考虑是因为，血细胞比容值较高时粘度高，因此通过第1次的滴附而溶解的试剂难以扩散。此外，还考虑是因为，由于粘度高，与作为测定对象物的葡萄糖反应的试剂的扩散层的范围较小，因此位于电极表面非常近的位置的试剂扩散状态的微小变化会反映到测定电流值中。此外，由于认为时间差超过10秒时偏离度增大，无法进行有效的校正，因此追加滴附的时间差允许到10秒为止。

而且，下述表2示出了根据图6的偏离度通过上述式(2)计算出的校正系数。

[表2]

在校正工序中，在S180所示的阶段中，针对根据第1信息计算出的作为参数的葡萄糖值取得基于表2所示那样的血细胞比容值和时间差而计算出的校正系数。与上述表中不存在的血细胞比容值和时间差对应的校正系数能够通过对上述表的数值进行线性插值来计算出。然后，在S190所示的阶段中，对作为参数的葡萄糖值乘以该校正系数来计算出作为测定值的葡萄糖值。另外，由于到0.5秒为止偏离度为零，因此不需要对作为参数的葡萄糖值进行校正。

虽然在以上的测定例中，在时间差小于0.5秒的情况下，不进行基于时间差的校正(不改变参数的数值)，而在时间差为0.5秒以上且小于5秒的情况下，进行使参数的数值下降的校正，在时间差为5秒以上且10秒以下的情况下，进行使参数的数值上升的校正，但根据生物传感器的各种条件、第1导入和第2导入的检测方法、或者对测定对象物的测定值进行测定的方法的不同，作为该规定值而设定的时间、校正系数的数值适当与该生物传感器对应地进行调整即可，其中，生物传感器的各种条件包括：所使用的生物传感器中的试剂的特性(粘度、酶活性等)、上游电极对与下游电极对的距离、流路的长度和宽度。其中，关于偏离度，由于在时间差小于规定值的情况下该偏离度为正、在时间差为规定值以上的情况下该偏离度为负的趋势取决于试剂的溶解程度以及试剂与测定对象物的反应程度，因此无论使用何种生物传感器，都能够得到相同的趋势。

此外，在以上的测定例中，使用了在流路2a内具有作为第1电极对10的第1工作电极11和第1对电极12、作为第2电极对20的第2工作电极21和第2对电极22以及血液检测电极30这5个电极的生物传感器2，但只要是在流路2a内形成有载置了与测定对象物反应的试剂40的上游电极对15和形成于比上游电极对15靠下游侧的位置的下游电极对25的生物传感器2，就能够应用本发明。以下，示出变形例1和变形例2作为变形例的生物传感器。

(4)变形例1

变形例1的生物传感器2具有如下结构：在上述(2)的结构中的图2和图3所示的生物传感器2中，不具有血液检测电极30。即，在生物传感器2仅设置有第1电极对10和第2电极对20这4个电极。而且，由第2电极对20的第2对电极22和第1电极对10的第1工作电极11构成上游电极对15的结构与上述(2)的结构相同，但是，第1电极对10直接用作下游电极对25的这一点与上述(2)的结构不同。即使是这样的结构，也能够进行基于与上述(3)相同的测定例的测定。

(5)变形例2

变形例2的生物传感器2具有如图7所示的概略结构。即，从流路2a的上游侧起仅设置有血细胞比容值测定用的第2对电极22以及第1电极对10(第1工作电极11和第1对电极12)这3个电极。即使是这样的结构，通过将上游侧的2个电极、即第2对电极22和第1工作电极11设为上游电极对15，此外将下游侧的2个电极、即第1工作电极11和第1对电极12设为下游电极对25，也能够进行基于与上述(3)相同的测定例的测定。

产业上的可利用性

本发明能够用作使用了生物传感器的便携式血糖测定器或血糖自测定仪。此外，本发明也能够用作可对血糖以外的测定项目进行测定的测定装置。

Claims (15)

1.一种测定方法，使用生物传感器对测定对象物的测定值进行测定，该生物传感器具有：

流路，其供包含所述测定对象物的血液导入；

上游电极对，其形成于所述流路内，在该上游电极对的至少一个电极上载置有与所述测定对象物反应的试剂；以及

下游电极对，其形成于比所述上游电极对靠所述流路的下游侧的位置；

其中，该测定方法具有以下工序：

第1检测工序，通过所述上游电极对对血液导入至所述上游电极对的情况即第1导入进行检测；

第2检测工序，通过所述下游电极对对血液导入至所述下游电极对的情况即第2导入进行检测；

时间测定工序，测定从检测到所述第1导入的时间基准点到检测到所述第2导入的时间基准点为止的时间差；以及

测定工序，在检测到所述第2导入之后，使用所述上游电极对中的载置有所述试剂的电极和设置于所述流路内的电极这2个电极，基于在所述时间测定工序中测定出的所述时间差，取得与所述测定对象物相关的所述测定值。

2.根据权利要求1所述的测定方法，其中，

所述测定工序具有以下工序：

预备测定工序，使用所述2个电极取得与所述测定对象物相关的参数；以及

校正工序，基于所述时间差对所述参数进行校正，取得所述测定值。

3.根据权利要求2所述的测定方法，其中，

在所述校正工序中，参照用于对应着所述时间差对所述参数进行校正运算的校正信息，基于所述时间差对所述参数进行校正，取得所述测定值。

4.根据权利要求3所述的测定方法，其中，

所述校正信息是如下运算信息：在所述时间差小于规定值的情况下，使所述参数的数值下降，另一方面，在所述时间差为规定值以上的情况下，使所述参数的数值上升。

5.根据权利要求1所述的测定方法，其中，

在所述测定工序中，使用所述2个电极，在基于所述时间差的测定条件下取得所述测定值。

6.根据权利要求1～5中的任意一项所述的测定方法，其中，

所述2个电极中的与载置有所述试剂的电极不同的电极是构成所述上游电极对和所述下游电极对的电极中的任意一个电极。

7.根据权利要求1～6中的任意一项所述的测定方法，其中，

该测定方法还具有错误处理工序，在该错误处理工序中，在通过所述时间测定工序测定出的所述时间差高于界限值的情况下，进行错误处理。

8.一种测定装置，其中，该测定装置具有：

生物传感器，其具有：

流路，其供包含测定对象物的血液导入；

上游电极对，其形成于所述流路内，在该上游电极对的至少一个电极上载置有与所述测定对象物反应的试剂；以及

下游电极对，其形成于比所述上游电极对靠所述流路的下游侧的位置；

第1检测器，其通过所述上游电极对对血液导入至所述上游电极对的情况即第1导入进行检测；

第2检测器，其通过所述下游电极对对血液导入至所述下游电极对的情况即第2导入进行检测；

时间测定器，其测定从检测到所述第1导入到检测到所述第2导入为止的时间差；以及

测定器，其在检测到所述第2导入之后，使用所述上游电极对中的载置有所述试剂的电极和设置于所述流路内的另一电极这2个电极，基于所述时间测定器测定出的所述时间差，取得与所述测定对象物相关的测定值。

9.根据权利要求8所述的测定装置，其中，

所述测定器具有：

预备测定器，其使用所述2个电极，取得与所述测定对象物相关的参数；以及

校正器，其基于所述时间差对所述参数进行校正，取得所述测定值。

10.根据权利要求9所述的测定装置，其中，

所述校正器参照用于对应着所述时间差对所述参数进行校正运算的校正信息，基于所述时间差对所述参数进行校正，取得所述测定值。

11.根据权利要求10所述的测定装置，其中，

所述校正信息是如下运算信息：在所述时间差小于规定值的情况下，使所述参数的数值下降，另一方面，在所述时间差为规定值以上的情况下，使所述参数的数值上升。

12.根据权利要求8所述的测定装置，其中，

所述测定器使用所述2个电极，在基于所述时间差的测定条件下取得所述测定值。

13.根据权利要求8～12中的任意一项所述的测定装置，其中，

所述2个电极中的所述另一电极是构成所述上游电极对和所述下游电极对的电极中的任意一个电极。

14.根据权利要求8～13中的任意一项所述的测定装置，其中，

所述上游电极对和所述下游电极对分别由不同的电极构成。

15.根据权利要求8～14中的任意一项所述的测定装置，其中，

该测定装置还具有错误显示器，在所述时间测定器测定出的所述时间差高于界限值的情况下，该错误显示器进行错误处理。

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