CN1531649A - 分析用具和分析装置 - Google Patents

Abstract

本发明涉及具有用于移动试样液的毛细管的分析用具(1)，在毛细管的内面(31c、32c)装有相互对向配置的第一及第二对向电极。该分析用具(1)包括例如基板(20)、覆盖该基板(20)的盖件(40)、介于基板(20)和盖件(40)之间的隔离件(30)。在该情况下，毛细管由基板(20)、盖件(40)和隔离件(30)构成。隔离件(30)中的构成毛细管的面(31c、32c)优选具有导电性。在该情况下，面(31c、32c)构成了第一及第二对向电极。

Description

分析用具和分析装置

技术领域

本发明涉及用于测定试样液中的特定成分(例如血液等体液中的葡萄糖)的浓度和与试样液中的共存成分的量相关的物理量中的至少一种的技术。

背景技术

为了在家中或外出时个人能进行血糖值测定，作为便携型构成的简易血糖值测定装置已被实用化。在使用简易血糖测定装置测定血糖值时，在简易血糖测定装置中安装提供酶反应场所的生物传感器的状态下，需要向生物传感器供给血液。

已知在血液中含有固体成分(血球成分)，根据血球成分量的不同会使测定值发生变化。因此，也采用在测定血液中的血球成分的比例(血细胞比容值)以后、根据血细胞比容值修正计算值的方法。

作为测定血细胞比容值的方法来说，例如有在日本国特开平11-118794号公报和日本国特开2002-55069号公报中所述的与导电率(电阻值)相关而测定血细胞比容值的方法。

日本国特开平11-118794中所述的方法，使用了血细胞比容值测定用元件来测定血液中的血细胞比容值。如图10A和图10B所示，血细胞比容值测定用元件9，是在基板90上形成一对在平面上分离的电极91、92和覆盖在电极91、92的端部上的试剂层93。

在如血液那样的液相中，由于液体中的离子会形成电荷移动的载流子，因此为了要以良好的精度测定液相中的导电率，需要在电极之间使载流子适当地移动。因此，如在图11中示意性地所示，在电极95、96间产生的电力线优选是均匀化的。为了使电力线均匀化，需要在使测定用电极95、96相对向设置的同时，与作为测定对象的液相97的截面积A1相比，使电极95、96中的对向面积A2较大或者大致相同。

但是，如在图10A和图10B中已经很清楚地表示的那样，血细胞比容值测定用元件9的电极91和92是在平面上分离的，不是互相相对向的。因此，导电率的测定，是基于由不均匀的电力线造成的局部载流子的移动而进行的。其结果，就不能够正确地测定出导电率，进而不能正确地测定出血细胞比容值。

在上述方法中，由于是使用血细胞比容值测定用元件9来进行血细胞比容值的测定，而该血细胞比容值测定用元件9是与血糖值测定用的生物传感器以分体形态形成的，所以在测定血糖值时，需要二个分析用具，提高了测定成本。另外，通过血细胞比容值测定用元件9进行的血细胞比容值的测定和通过生物传感器进行的血糖值的测定是分别进行的，而且由于需要更换血细胞比容值测定用元件9和生物传感器，所以十分麻烦。

另一方面，日本国特开2002-55069号公报中所述的方法，将血液测定装置中的血液采集用的取样探头作成具有内筒和外筒的双重结构，使内筒和外筒的前端部构成为电极，用于测定血液的导电率。

该方法是可适用于具有取样探头那样的大型装置上的技术，很难讲是能适用于简易型的血糖测定装置和生物传感器相组合的技术。

发明内容

本发明的目的在于利用简易的方法降低血细胞比容值的影响，以良好的精度进行浓度测定。

由本发明的第一方面提供的分析用具，具有用于移动试样液的毛细管，其特征在于，在上述毛细管的内面，设置有相互对向的第一及第二对向电极。

本方面的分析用具，例如具有基板、覆盖该基板的盖件和介于基板和盖件之间的隔离件。在该情况下，毛细管由基板、盖件及隔离件构成，隔离件中的构成毛细管的面，具有导电性，其构成第一及第二对向电极。

隔离件例如由相互对向配置的两个块状物构成。在该情况下，优选各块状物的整体由具有导电性的材料构成。各块状物例如由导电性高分子或含有导电性填料的绝缘树脂或者金属构成。

但是，各块状物也可以由绝缘部和导体部构成，由一对隔离件中的各导体部构成第一及第二电极也是可以的。隔离件也可以由具有狭缝的一个部件构成，在该情况下，狭缝中的相互对向的内面上设置第一及第二电极。

各块状物形成为例如具有上面、下面和两个侧面的截面矩形状，上面和下面具有粘结性。在该情况下，通过各块状物将盖件粘结在基板上。也就是说，隔离件也可以具有将盖件粘接于基板上时的粘接层的作用。

第一及第二对向电极例如用于测定与试样液的介电常数、电阻或导电率相关的物理量。

本方面的分析用具，其结构优选为还具有用于测定与试样液中的特定成分的浓度相关的物理量的第一及第二电极。

本方面的分析用具，其结构例如是具有在基板上形成的第一～第四导体。在该情况下，毛细管由基板、盖件和隔离件构成，隔离件中的构成毛细管的面，具有导电性，其构成第一及第二对向电极。隔离件通过例如绝缘层与基板粘接，第一及第二对向电极，通过在绝缘层上形成的通孔与第三及第四导体导通连接。另一方面，第一及第二电极形成于基板上并与第一及第二导体导通连接。在这样的结构中，可分别进行利用第一及第二对向电极的与介电常数等相关的物理量的测定和利用第一及第二电极的与特定成分的浓度相关的物理量的测定。

第一及第二对向电极也可以用于测定与试样液中的特定成分的浓度相关的响应电流值。在该情况下，也可以利用第一及第二对向电极测定与试样液的介电常数、电阻值或导电率相关的物理量。

在本发明的第二方面，提供一种分析装置，该装置是使用分析用具来测定上述试样液中的特定成分的浓度的装置，其特征在于：

上述分析用具具有：用于移动试样液的毛细管；相互对向地设置在上述毛细管的内面并且用于测定与上述试样液的介电常数、电阻值或导电率相关的第一物理量的第一及第二对向电极；和，用于测定与上述试样液中的特定成分的浓度相关的第二物理量的第一及第二电极，

该分析装置具有：用于对上述第一及第二电极施加直流电压的直流电压施加器件；用于对上述第一及第二对向电极施加交流电压的交流电压施加器件；用于测定上述第一物理量的第一测定器件；用于测定上述第二物理量的第二测定器件；基于利用上述第一测定器件测定的上述第一物理量计算出上述试样液中的特定成分的浓度的运算器件。

本方面的分析装置优选具有切换器件，该切换器件用于选择上述交流电压施加器件及上述第一测定器件与上述第一及第二对向电极导通连接的第一状态和上述直流电压施加器件及上述第二测定器件与上述第一及第二电极导通连接的第二状态。

在本发明的第三方面，提供一种分析装置，该装置是使用分析用具来测定上述试样液中的特定成分的浓度的装置，其特征在于：

上述分析用具具有：用于移动试样液的毛细管；和，设置于上述毛细管的内面的相互对向的第一及第二对向电极，

上述第一及第二对向电极是用于测定与上述试样液的介电常数、电阻值或导电率相关的第一物理量及与上述试样液中的特定成分的浓度相关的第二物理量的电极，并且，

该分析装置具有：用于对上述第一及第二对向电极施加直流电压的直流电压施加器件；用于对上述第一及第二对向电极施加交流电压的交流电压施加器件；用于测定上述第一物理量的第一测定器件；用于测定上述第二物理量的第二测定器件；基于利用上述第一测定器件测定的上述第一物理量计算出上述试样液中的特定成分的浓度的运算器件。

本方面的分析装置优选具有切换器件，该切换器件用于选择上述交流电压施加器件及上述第一测定器件与上述第一及第二对向电极导通连接的第一状态和上述直流电压施加器件及上述第二测定器件与上述第一及第二对向电极导通连接的第二状态。

在本发明的第二和第三方面中，运算器件的结构优选为考虑到用第二测定器件测定的第二物理量、来计算出试样液中的特定成分的浓度。

附图说明

图1是表示本发明第一实施方式的生物传感器的整体立体图。

图2是图1所示的生物传感器的分解立体图。

图3是沿着图1的III-III线的剖面图。

图4是表示在本发明第一实施方式的分析装置中安装生物传感器的状态的生物传感器平面图及分析装置的框图。

图5是用于说明电阻值测定电路的电路图。

图6是用于说明浓度测定动作的流程图。

图7是本发明第二实施方式的生物传感器的分解立体图。

图8是本发明第三实施方式的生物传感器的分解立体图。

图9是表示在本发明第三实施方式的分析装置中安装生物传感器的状态的生物传感器平面图及分析装置的框图。

图10A是表示现有的血细胞比容测定元件的整体立体图；图10B是沿着图10A的XB-XB线的剖面图。

图11是用于说明液相中的理想导电率测定系统的立体图。

具体实施方式

首先参照图1至图6，说明本发明的第一实施方式。

如图1和图2所示的生物传感器1用于测定血液中的葡萄糖浓度，安装在参照图4在后面叙述的分析装置5中。该生物传感器1具有通过隔离件30使盖件40层压于基板20上而形成的结构，由这些元件20、30和40形成了毛细管10。该毛细管10利用毛细现象使由端部开口11导入的血液进行移动，而且使血液保持在其内部。毛细管10的端部开口12，在血液于毛细管10的内部行进时，用于排出毛细管10内部的气体。

隔离件30由一对相互对向配置的块状物31、32构成。这些块状物31、32，在测定血液的电阻值时，具有在血液上施加交流电压用的电极的功能。各块状物31、32形成为具有上面31a、32a、下面31b、32b及两个侧面31c、32c、31d、32d的截面矩形状，并且整体结构具有导电性。因此，在血液上施加交流电压用的电极是相互对向的。作为形成各块状物31、32的材料来说，可以举出导电性高分子、含有导电性填料的树脂或者金属。

在各块状物31、32的上面31a、32a和下面31b、32b都具有粘结性，利用上面31a、32a和下面31b、32b的粘结性将盖件40粘接于基板20上。

基板20具有长矩形状的形态，在基板20的上面20a上形成沿着基板20长度方向延伸的第一至第四导体21～24。在基板20的上面20a上还设置着第一及第二电极25、26和反应部27。反应部27是例如固体形状，架设在第一及第二电极25、26间。该反应部27含有例如氧化还原酶和电子传递物质。作为氧化还原酶来说，可使用例如葡萄糖氧化酶或葡萄糖脱氢酶。而作为电子传递物质，可使用例如铁氰化钾。

第一及第二导体21、22是用于在第一及第二电极25、26间施加电压。第一导体21与第一电极25一体地形成，而第二导体22与第二电极26一体地形成。

第三及第四导体23、24用于在各块状物31、32间施加电压。第三导体23与块状物31导通连接，第四导体24与块状物32导通连接。

各块状物31、32介助绝缘层28、29连接到基板20上。绝缘层28一连覆盖着第一至第四导体21～24，绝缘层29一连覆盖着第一、第三及第四导体21、22、23。

在绝缘层28、29上形成了通孔28a、29a。各块状物31、32介助通孔28a、29a与第三导体23或第四导体24导通连接。但是，各块状物31、32和第三导体23或第四导体24导通连接的方法并不限于利用通孔28a、29a的方法。

在生物传感器1中，由于毛细现象，使从毛细管10的端部开口11导入的血液经由毛细管10的内部向着端部开口12行进。在该过程中，由血液使反应部27溶解。进行血液的导入，使血液行进至端部开口12处。也就是说，毛细管10的内部一直到被血液充满。其结果，在毛细管10的内部构筑了液相反应体系。

如图4所示，分析装置5包括直流电源50、电流值测定部51、检测部52、电阻值测定部53、交流电源54、存储部55、控制部56、运算部57和显示部58。

直流电源50通过第一及第二导体21、22的端部21a、22a，在第一及第二电极25、26间施加直流电压。直流电源50在分析装置5上装有生物传感器1的情况下，可以与端部21a、22a导通连接。作为直流电源50来说，例如可使用干电池或蓄电池。

电流值测定部51用于测定在第一及第二电极25、26间施加直流电压时的响应电流值。

检测部52用于检测在分析装置5中安装了生物传感器1以后，在毛细管10的内部是否供给了血液。在检测部52中，通过判断利用电流值测定部51测定的电流值是否超过预定的阈值来判断血液是否被导入。

电阻值测定部53用于测定保持在毛细管10当中的血液(液相反应体系)的电阻值。血液的电阻值与血液中的离子成分的量、即血球的比例(血细胞比容值)相关。因此，通过测定血液的电阻值就能够计算出血细胞比容值，或者预测血细胞比容值的影响程度。电阻值测定部53具有如图5所示的测定电路53a。该测定电路53a是与块状物31、32一起构成惠斯顿电桥电路。测定电路53a具有三个电阻R1～R3、以及平衡检测器D。电阻R1、R2是可变电阻。保持于毛细管10中的血液，相当于图中的电阻R4。在测定电路53a中，通过调节可变电阻R1、R2的电阻值使平衡检测器D中没有电流通过。基于此时的可变电阻R1、R2的电阻值和电阻R3的已知电阻值就能够测定出血液的电阻值。具体地说，当各电阻R1～R4的电阻值是r1～r4时，可由下面的公式计算出血液的电阻值r4。

                    r4＝r1×r3/r2

也可以构筑与图5所示的测定电路53a不同的电路，测定血液的介电常数或导电率，来代替血液的电阻值的测定，由此，可计算出血细胞比容值，或者预测血细胞比容值的影响程度。

交流电源54用于在测定电路53a及块状物31、32间施加交流电压。在块状物31、32间，通过第三及第四导体23、24的端部23a、24a施加交流电压。

存储部55用于存储控制直流电源50或交流电源54等的控制程序、计算葡萄糖浓度时使用的校正曲线数据、计算葡萄糖浓度时使用的浓度运算用程序、计算电阻值r4时使用的电阻值运算用程序、基于电阻值r 4修正计算值的修正数据、修正计算值使用的修正用程序等。校正曲线数据或修正数据是以表示例如响应电流值和葡萄糖浓度之间的关系、或者电阻值r4与修正值之间的关系的对应表格的形式来存储的。这样的存储部55是由例如ROM或RAM构成的。

控制部56由例如CPU构成，用于控制直流电源50、交流电源54施加或不施加电压，或者控制各部52、53、58的动作。

运算部57，基于用电流值测定部51测定的响应电流值计算出血液中的葡萄糖浓度，并基于用电阻值测定部53测定的电阻值修正该计算值。

显示部58用于显示葡萄糖浓度等，由例如液晶显示器构成。

下面，除了参照图1～图5以外，同时参照图6所示的流程图来说明使用生物传感器1和分析装置5测定血糖值的方法。

在进行血糖值测定时，首先将生物传感器1安装在分析装置5上(S1)，向毛细管10导入血液(S2)。

另一方面，控制部56在第一及第二电极25、26间施加直流电压(S3)。此时，用电流值测定部51测定响应电流值(S4)。响应电流值的测定，例如每经过0.05～0.2sec进行一次。由检测部52监测用电子流测定部51测定的响应电流值，判断响应电流值是否在阈值以上(S5)。

在检测部52判断出响应电流值为阈值以上的情况下(S5：是)，检测部52判断在毛细管10中导入了血液。另一方面，在检测部52判断出响应电流值为阈值以下的情况下(S5：否)，检测部52重复进行S5的判断。但是，在经过一定的时间，检测部52还是判断响应电流值为阈值以下的情况下(S5：否)，就可以进行出错处理。

在血液已导入了毛细管10内的情况下，如上所述，在毛细管10内构筑了液相反应体系。在该液相反应体系中，在将葡萄糖进行氧化时，电子传递物质被还原。通过直流电压的施加，将电子传递物质氧化，此时能够测定出每单位时间放出的电子的量，作为响应电流值。

在检测部52判断出响应电流值在阈值以上的情况下(S5：是)，控制部56就以响应电流值超过阈值的时刻为基准，判断是否经过规定时间(例如5～30秒)之后(S6)。在S6进行的判断反复进行，一直要进行到控制部56判断经过了规定时间(S6：是)为止。

在控制部56判断出经过了规定时间的情况下(S6：是)，电流值测定部51就测定响应电流值(S7)，并将该响应电流值变换为电压值(S8)。

另一方面，在施加直流电压的同时，控制部56还在块状物31、32间施加交流电压(S9)。此时，电阻值测定部53测定血液的电阻值(S10)。电阻值的测定是在检测部52确认血液已经被导入毛细管10以后再进行。

在运算部57中，参照在存储部55中存储的校正曲线数据，基于在S8中变换的电压值计算出葡萄糖浓度(S11)。在运算部57中，还要基于电阻值测定部53测定的电阻值，修正计算值。对计算值进行的修正是参照在存储部55中存储的修正数据来进行的。修正后的计算值显示在显示部58上。

在显示部中，除了显示修正后的计算值以外，也可以显示修正前的计算值或由电阻值得到的血细胞比容值，还可以显示出修正前的计算值和血细胞比容值这两者。

在本实施方式中，对于生物传感器1来说，在第一及第二电极25、26间可以施加直流电压的同时，可以在块状物31、32间施加交流电压。由此，用单一的生物传感器1就能够测定出计算葡萄糖浓度所需要的响应电流值和修正计算值所需要的电阻值。其结果，不需要分别准备葡萄糖浓度测定用的分析用具和血细胞比容值(电阻值)测定用的分析用具，可以节约相应的测定成本，这是有利的。另外，为了测定血细胞比容值，不需要把葡萄糖测定用的分析用具更换为血细胞比容值测定用的分析用具，提高了相应的操作性。

在生物传感器1中，利用块状物31、32作为电阻值测定用的电极。在这样的结构中，作为测定对象的液相反应体系(毛细管10)的截面积和块状物(电极)31、32中的对向面积大致相同，电力线在电极间的分布可达到均匀化。由此，就能够以良好的精度测定液相反应体系(血液)的电阻值。其结果，无论血细胞比容值的大小，都能够以良好的精度进行血糖值的测定。

在生物传感器1中，也可以分别且同时在第一及第二电极25、26间施加直流电压和在块状物31、32间施加交流电压。因此，在生物传感器1中，除了测定响应电流值以外，还测定了电阻值，而且测定的时间也不长。

下面，参照图7说明本发明的第二个实施方式。其中，在图7中，凡是与第一实施方式的生物传感器相同的元件都标注同样的符号，省略了重复的说明。

图7所示的生物传感器1′，隔离件30′(两个块状物31′、32′)的结构与第一实施方式中的生物传感器1(参照图1和图2)的结构不同。

各块状物31′、32′具有截面矩形状的绝缘体31A、32A和在绝缘体31A、32A的表面上形成的导电层31B、32B。

导电层31B、32B具有覆盖绝缘体31A、32A的侧面31Ac、32Ac的第一部分31Bc、32Bc和与该第一部分31Bc、32Bc相连且覆盖绝缘体31A、32A的下面31Ab、32Ab的第二部分31Bb、32Bb。第一部分31Bc、32Bc相互对向，构成用于测定血液电阻值的对向电极。第二部分31Bb、32Bb与第三及第四导体23、24导通，用于与第三及第四导体23、24一起在对向电极(第一部分31Bc、32Bc)间施加电压。

就生物传感器1′来说，通过安装于图4所示的分析装置5上并向毛细管中供给血液，就能够测定出为了计算葡萄糖浓度所需要的响应电流值和为了修正计算值所需要的电阻值。另外，用于测定电阻值的电极是对向配置的，其对向面积与液相反应体系的截面积是大致相同的，因此，就能够以良好的精度测定出电阻值。

下面，参照图8和图9说明本发明的第三个实施方式。其中，在图8和图9中，凡是与第一实施方式中的生物传感器和分析装置相同的元件都标注同样的符号，省略了重复的说明。

图8所示的生物传感器1″，其结构也是利用对第一及第二电极25、26施加直流电压用的第一及第二导体21、22对块状物31、32施加交流电压。

与此相对，图9中所示的分析装置5′，其结构是具有切换部59，该切换部59用于选择第一及第二导体21、22与直流电源50导通连接的状态和与交流电源54导通连接的状态。切换部59具有切换开关59a，通过控制部56控制切换开关59a，选择针对液相反应体系的电压施加状态。

在进行响应电流值的测定时，基于控制部56的控制，将切换开关59a与电流值测定部51相连接。由此，由直流电源50对毛细管10内的液相反应体系施加直流电压，电流值测定部51测定响应电流值。另一方面，在进行电阻值的测定时，基于控制部56的控制，将切换开关59a与电阻值测定部53相连接。由此，由交流电源54对毛细管10内的液相反应体系施加交流电压，电阻值测定部51测定电阻值。

在本发明中，也可以利用块状物(对向电极)测定试样液的电阻值和响应电流值这两者。在该情况下，与第一及第二电极25、26相当的部分由绝缘层来覆盖，构成生物传感器。

在本发明中，也可以提供只用于测定试样液(例如血液)的电阻值(血细胞比容值)的分析用具。这样的分析用具，是在例如图8中的生物传感器中省略了反应部而构成的。

本发明的技术范围不限于如上所述的实施方式。例如，其隔离件也可以由设置有用于形成毛细管的狭缝的一个部件构成。在块状物间施加交流电压，也可以从块状物的端面进行。

Claims (17)

1.一种分析用具，具有用于移动试样液的毛细管，其特征在于：在所述毛细管的内面设置有相互对向的第一及第二对向电极。

2.如权利要求1所述的分析用具，其特征在于：

该分析用具包括基板、覆盖该基板的盖件和介于所述基板和所述盖件之间的隔离件，

所述毛细管由所述基板、所述盖件和所述隔离件构成，

所述隔离件的构成所述毛细管的面，具有导电性，其构成所述第一及第二对向电极。

3.如权利要求2所述的分析用具，其特征在于：

所述隔离件由相互对向配置的两个块状物构成，

所述两个块状物整体由具有导电性的材料形成。

4.如权利要求3所述的分析用具，其特征在于：所述两个块状物由导电性高分子或含有导电性填料的绝缘树脂形成。

5.如权利要求3所述的分析用具，其特征在于：

所述两个块状物形成为具有上面、下面及两个侧面的截面矩形状，

所述上面和所述下面具有粘结性，介助所述两个块状物，所述盖件与所述基板贴合。

6.如权利要求1所述的分析用具，其特征在于：所述第一及第二对向电极用于测定与所述试样液的介电常数、电阻值或导电率相关的物理量。

7.如权利要求6所述的分析用具，其特征在于：还包括用于测定与所述试样液中的特定成分的浓度相关的物理量的第一及第二电极。

8.如权利要求7所述的分析用具，其特征在于：包括：与所述第一对向电极及所述第一电极导通连接的第一导体；与所述第二对向电极及所述第二电极导通连接的第二导体。

9.如权利要求8所述的分析用具，其特征在于：

该分析用具包括：基板；覆盖该基板的盖件；介于所述基板和所述盖件之间的隔离件；在所述基板上形成的第一至第四导体，

所述毛细管由所述基板、所述盖件和所述隔离件构成，

所述隔离件中的构成所述毛细管的面，具有导电性，其构成所述第一及第二对向电极，

所述隔离件介助绝缘层与所述基板粘接，

所述第一及第二电极，在所述基板上形成，并且与第一及第二导体导通连接，

所述第一及第二对向电极，通过在所述绝缘层上形成的通孔，与第三及第四导体导通连接。

10.如权利要求1所述的分析用具，其特征在于：所述第一及第二对向电极用于测定与所述试样液中的特定成分的浓度相关的响应电流值。

11.如权利要求10所述的分析用具，其特征在于：

该分析用具包括：基板；覆盖该基板的盖件；介于所述基板和所述盖件之间的隔离件；在所述基板上形成的第一及第二导体，

所述毛细管由所述基板、所述盖件和所述隔离件构成，

所述隔离件中的构成所述毛细管的面，具有导电性，其构成所述第一及第二对向电极，

所述隔离件介助绝缘层与所述基板粘接，

所述第一及第二对向电极，通过在所述绝缘层上形成的通孔，与所述第一及第二导体导通连接。

12.一种分析装置，使用分析用具测定所述试样液中的特定成分的浓度，其特征在于：

所述分析用具包括：用于移动试样液的毛细管；在所述毛细管内面相互对向地设置且用于测定与所述试样液的介电常数、电阻值或导电率相关的第一物理量的第一及第二对向电极；用于测定与所述试样液中的特定成分的浓度相关的第二物理量的第一及第二电极，

该分析装置包括：

用于在所述第一及第二电极间施加直流电压的直流电压施加器件；

用于在所述第一及第二对向电极间施加交流电压的交流电压施加器件；

用于测定所述第一物理量的第一测定器件；

用于测定所述第二物理量的第二测定器件；

基于用所述第一测定器件测定的所述第一物理量计算所述试样液中的特定成分的浓度的运算器件。

13.如权利要求12所述的分析装置，其特征在于：所述运算器件的结构是，考虑到用所述第二测定器件测定的所述第二物理量，计算出所述试样液中的特定成分的浓度。

14.如权利要求12所述的分析装置，其特征在于：该分析装置具有切换器件，该切换器件用于选择所述交流电压施加器件及所述第一测定器件与所述第一及第二对向电极导通连接的第一状态和所述直流电压施加器件及所述第二测定器件与所述第一及第二电极导通连接的第二状态。

15.一种分析装置，使用分析用具测定所述试样液中的特定成分的浓度，其特征在于：

所述分析用具包括：用于移动试样液的毛细管；设置在所述毛细管内面的相互对向的第一及第二对向电极，

所述第一及第二对向电极用于测定与所述试样液的介电常数、电阻值或导电率相关的第一物理量和与所述试样液中的特定成分的浓度相关的第二物理量，且

该分析装置包括：

用于对所述第一及第二对向电极施加直流电压的直流电压施加器件；

用于对所述第一及第二对向电极施加交流电压的交流电压施加器件；

用于测定所述第一物理量的第一测定器件；

用于测定所述第二物理量的第二测定器件；

基于用所述第一测定器件测定的所述第一物理量计算所述试样液中的特定成分的浓度的运算器件。

16.如权利要求15所述的分析装置，其特征在于：所述运算器件的结构是，考虑到用所述第二测定器件测定的所述第二物理量，计算出所述试样液中的特定成分的浓度。

17.如权利要求15所述的分析装置，其特征在于：该分析装置具有切换器件，该切换器件用于选择所述交流电压施加器件及所述第一测定器件与所述第一及第二对向电极导通连接的第一状态和所述直流电压施加器件及所述第二测定器件与所述第一及第二对向电极导通连接的第二状态。

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