JP4475264B2 - Biosensor, quantitative method of measuring apparatus and a substrate for biosensors - Google Patents

Biosensor, quantitative method of measuring apparatus and a substrate for biosensors

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JP4475264B2 JP2006271515A JP2006271515A JP4475264B2 JP 4475264 B2 JP4475264 B2 JP 4475264B2 JP 2006271515 A JP2006271515 A JP 2006271515A JP 2006271515 A JP2006271515 A JP 2006271515A JP 4475264 B2 JP4475264 B2 JP 4475264B2
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正次 宮崎
博之 徳永
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パナソニック株式会社
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Description

本発明は、試料液中に含まれる基質を定量するバイオセンサと、このバイオセンサ用測定装置に関するものであり、また特に、バイオセンサによる測定誤差を減少させるための新規な定量方法をも提供するものである。 The present invention includes a biosensor to quantify a substrate contained in a sample liquid, relates this for biosensor measuring device, in particular, also provides a novel assay method for reducing measurement errors due biosensor it is intended.

バイオセンサとは、微生物、酵素、抗体、DNA、RNA等の生物材料の分子認識能を利用し、生物材料を分子識別素子として応用した、試料液中の基質含有量の定量をするセンサである。 The biosensor utilizing microorganisms, enzymes, antibodies, DNA, the molecule recognition ability of the biological material such as RNA, by applying the biological material as a molecular identification element is the sensor for the quantitation of substrate content in the sample solution . 即ち、生物材料が目的の基質を認識したときに起こる反応、例えば微生物の呼吸による酸素の消費、酵素反応、発光等、を利用して、試料液中に含まれる基質を定量するのである。 That is, the reaction that occurs when a biological material recognizes a substrate of interest, for example, respiratory oxygen consumption by the microorganisms, enzyme reaction, by using a light-emitting or the like, is to quantify the substrate contained in the sample solution. そして各種バイオセンサの中でも酵素センサの実用化は進んでおり、例えば、グルコース、乳酸、コレステロール、アミノ酸用のバイオセンサである酵素センサは医療計測や食品工業に利用されている。 The practical use of enzyme sensors among the various biosensor is progressing, for example, glucose, lactate, cholesterol, enzymes sensor is biosensor for amino acids are used in medical measurement and food industry. この酵素センサは、例えば検体である試料液に含まれる基質と酵素などとの反応により生成する電子によって電子伝達体を還元し、測定装置がその電子伝達体の還元量を電気化学的に計測することにより、検体の定量分析を行うようになっている。 The enzyme sensor, for example by electrons produced by the reaction, such as substrate and the enzyme and contained in the sample solution is subject to reduced electron carrier, the measuring device measures the amount of reduction of the electron mediator electrochemically by, thereby performing quantitative analysis of analytes.

このようなバイオセンサについて様々な形態のものが提案されている。 It has been proposed various forms for such biosensors. そこで、以下従来のバイオセンサであるバイオセンサZについて説明する。 Accordingly, described biosensor Z is a conventional biosensor or less. 図16(a)はバイオセンサZの分解斜視図であり、第16(b)図はバイオセンサZの先端に形成された電極部の構成を示す図である。 16 (a) is an exploded perspective view of the biosensor Z, the 16 (b) Fig. Is a diagram showing the structure of an electrode portion formed on the tip of the biosensor Z. このように構成されたバイオセンサZにおける試料液の基質の定量方法について第16(b)図を参照しつつ説明する。 Thus configured method for quantifying a substrate in a sample solution in a biosensor Z will be described with reference to 16 (b) Fig. About.

まず、バイオセンサZを測定装置に挿入し、その測定装置により対電極1103a、測定電極1103b間に一定電圧が印加された状態で、試料液を試料供給路の入口1106bに供給する。 First, insert the biosensor Z in the measuring device, the counter electrode 1103a by the measuring device, in a state where a constant voltage is applied between the measuring electrode 1103b, and supplies a sample liquid to the inlet 1106b of the sample supply path. 試料液は毛細管現象により試料供給路の内部に吸引され、その入口1106bに近い方の対電極1103a上を通り、測定電極1103bに達し、試薬層1105の溶解が始まる。 Sample solution is sucked into the sample supply path by capillarity, through towards the counter electrode 1103a on close to the inlet 1106b, reaches the measuring electrode 1103b, it begins dissolution of the reagent layer 1105. この時、測定装置は、対電極1103a、測定電極1103b間に生じる電気的変化を検知して、定量動作を開始する。 In this case, the measuring device detects the electrical changes occurring counter electrode 1103a, between the measuring electrode 1103b, starts the quantification operation. このようにして試料液の基質含有量が定量されるのである。 Substrate content of sample solution this way is being quantified.

具体的には、試薬層に担持されている酸化還元酵素と電子受容体が試料液に溶解し、試料液中の基質との間で酵素反応が進行し電子受容体が還元される。 Specifically, oxidoreductase and an electron acceptor which are carried on the reagent layer is dissolved in the sample solution, the electron acceptor enzyme reaction proceeds between the substrate in the sample solution is reduced. 反応終了後、この還元された電子受容体を電気化学的に酸化し、このとき得られる酸化電流値から試料液中の基質濃度を測定するようになっている。 After completion of the reaction, which is the reduced electron acceptor electrochemically oxidized so as to measure the substrate concentration in the sample solution from the oxidation current value obtained at this time.

しかしながら、従来のバイオセンサZは、解決が望まれる課題を有している。 However, conventional biosensor Z has the problems solved are desired. とりわけ、試薬層1105における電気的変化を検知する際、様々な要因が測定装置による測定精度・感度に影響を及ぼすという課題があった。 Especially, when detecting an electrical change in the reagent layer 1105, there is a problem that many factors affect the measurement accuracy and sensitivity by measuring device.

第1に、ユーザによる誤った操作が起因する。 First, operation mistake by a user due. 例えば、1)ユーザが一旦試料液を試料供給路に供給した後、測定装置による定量が完了する前に、更に試料液を追足して供給する、2)既に使用済みのバイオセンサを使用した再定量を試みる、3)試料液を誤った場所に供給する、4)バイオセンサを誤った方向に測定装置に挿入する等、測定精度に影響を及ぼすようなユーザの操作ミスを回避させ得る手段が望まれていた。 For example, 1) after the user once supplying a sample solution to the sample supply path, re-quantified by measuring devices before completion, it was used further for supplying a sample liquid additionally added to, 2) already biosensor Spent attempt to quantify, 3) the sample liquid supplied into the wrong place, 4) etc. to be inserted to the measuring apparatus in the wrong direction a biosensor, means capable of avoiding user's operation error that affect the measurement accuracy was desired is in. 特に高齢者のユーザによる誤操作を回避し得る手段が望ましい。 Particularly desirable means capable of avoiding erroneous operation by the user of the elderly.

第2に、測定対象物の特性が起因する。 Second, characteristics of the measurement object is due. 例えば、バイオセンサを用いて、人体から摂取された血液中のグルコース濃度を定量する場合、血液の粘度が測定精度に影響を及ぼすことがある。 For example, by using a biosensor, when quantifying the glucose concentration has been blood uptake from the human body, there is a viscosity of the blood affect the measurement accuracy. 一般的に、血液の粘性の指標としてヘマトクリットが知られている。 Generally, the hematocrit is known as a measure of blood viscosity. ヘマトクリットは血液中に占める赤血球の容積の割合(%)である。 Hematocrit is the proportion of the volume of red blood cells occupying in the blood (%). 一般的に、貧血のない人では血液は水分が50〜60%で赤血球が40〜50%を占める。 In general, the people without anemia blood account for 40-50% red blood cells at 50% to 60% moisture. 慢性腎不全になり腎性貧血になるとヘマトクリットが下がり、15%を下回る状態になる場合もある。 Hematocrit decreases becomes renal anemia becomes chronic renal failure, in some cases in a state below 15%. そこで適切な治療処置を施すには、血液のヘマトクリットの影響を抑え、例えば糖尿病患者においては血液中のグルコース濃度を正確に測定する必要がある。 Therefore the take appropriate therapeutic treatment to suppress the influence of the hematocrit of the blood, for example, in diabetic patients it is necessary to accurately measure the concentration of glucose in the blood.

第3に、測定時に及ぼす環境温度の影響が起因する。 Third, the influence of the environmental temperature is due on the time of measurement. 現在、普及しているバイオセンサ用の測定装置は、ユーザが携帯可能なように小型化が進んでいる。 Currently, the measuring device for a biosensor is popular, users miniaturization has progressed to allow the mobile. そのため、ユーザが屋外から屋内に移動直後に測定を試みた場合等、測定装置内の温度が安定化される前に測定が開始される場合がある。 Therefore, a user may like when attempting to measured immediately moved from outdoors to indoors, the temperature in the measuring apparatus is started measured before being stabilized. 基質濃度に対応する酸化電流値に急激な温度変化による影響が及び、測定精度が悪くなってしまうことがある。 Effects of rapid temperature changes in oxidation current value corresponding to the substrate concentration Oyobi, sometimes the measurement accuracy deteriorates. また、ユーザ自身の手等の体温が測定装置に伝導し、体温による温度変化が測定精度に及ぼす影響も懸念されていた。 Further, the body temperature, such as the hand of the user himself conducted to the measuring device, the temperature change due to the body temperature has been concern about the influence on the measurement accuracy.

以上より、本発明の目的は、ユーザにとって操作が容易であって、測定精度が良好なバイオセンサ、バイオセンサを用いた定量方法及び測定装置を提供することである。 Accordingly, an object of the present invention is a simple operation for the user, a good bio-sensor measurement accuracy, to provide a quantitative method and measuring apparatus using a biosensor.

上記課題を解決するために、本発明の第1の態様によれば、絶縁基板上に少なくとも一対の電極が形成されたバイオセンサを着脱自在に支持する支持部と、当該電極それぞれに電気的に接続される複数の接続端子と、当該接続端子を介して当該電極それぞれに電圧を印加する駆動電源とを有する測定装置に挿入して、試料液に含まれる基質を定量するためのバイオセンサであって、前記バイオセンサの電極のいずれか一つは、前記バイオセンサが所定の方向で測定装置の支持部に挿入された場合にのみ、測定装置に備えられた第1の接続端子と第2の接続端子とに接続され、そして前記駆動電源によって電圧を印加されることにより、前記第1の接続端子と第2の接続端子との間で導通する電極構造を有するようになっている。 In order to solve the above problems, the present according to a first aspect of the invention, a support portion for supporting detachably the biosensor is at least one pair of electrodes formed on the insulating substrate, electrically to each said electrode a plurality of connection terminals to be connected, is inserted into the measuring device and a driving power source for applying a voltage to each said electrode through the connection terminal, a biosensor for quantifying a substrate contained in a sample solution Te, one of the electrodes of the biosensor, the biosensor only when it is inserted into the support portion of the measuring apparatus in a predetermined direction, the first connecting terminal and the second provided to the measuring device is connected to the connecting terminal, and by being applied a voltage by the driving power source, so that has an electrode structure for connection between the first connecting terminal and second connecting terminal.

前記絶縁基板上の少なくとも一部に導電性層が形成されており、前記導電性層がスリットによって分割されて前記対電極と測定電極とが、さらには必要に応じ検知電極とが形成されているようにしてもよい。 The insulation being electrically conductive layer is formed on at least a part of a substrate, said conductive layer and said counter electrode is divided by a slit and measurement electrodes, and further are formed with the detection electrode necessary it may be so.

また、本発明の第2の態様によれば、絶縁基板上に少なくとも一対の電極が形成されたバイオセンサを、着脱自在に支持する支持部と、当該電極それぞれに電気的に接続される複数の接続端子と、当該接続端子を介して当該電極それぞれに電圧を印加する駆動電源とを有し、当該バイオセンサに供給される試料液に含まれる基質を定量するバイオセンサ用測定装置であって、前記測定装置は、前記支持部に前記バイオセンサが所定の方向で挿入された場合にのみ、バイオセンサの電極のいずれか一つに接続する第1の接続端子と第2の接続端子とを備え、前記駆動電源によって第1の接続端子、第2の接続端子それぞれに電圧を印加して、前記第1の接続端子、第2の接続端子間が導通するか否かを検知するようになっている。 According to the second aspect of the present invention, a biosensor is at least one pair of electrodes formed on an insulating substrate, and a support portion for detachably supporting a plurality of electrically connected to each said electrode a connection terminal, and a driving power source for applying a voltage to each said electrode through the connection terminal, a substrate contained in a sample liquid supplied to the biosensor to a measurement device for a biosensor for quantifying, the measuring device is, only when the biosensor to the support portion is inserted in a predetermined direction, and a first connection terminal and second connection terminal connected to one of electrodes of the biosensor , the first connection terminal by the drive power source, by applying a voltage to each second connecting terminals, said first connecting terminal, so that between the second connection terminal for detecting whether to conduct there.

前記測定装置は、前記第1の接続端子、第2の接続端子間の導通が検知されない場合、前記バイオセンサが所定の方向に挿入されていないと判別するようにしてもよい。 The measuring device, the first connection terminal, if the conduction between the second connection terminal is not detected, the biosensor may be not inserted into a predetermined direction.

前記測定装置は、前記バイオセンサが所定の方向に挿入されていないと判別された場合、判定結果を外部に出力する出力部を更に備えるようにしてもよい。 The measuring device, when the biosensor is not inserted in a predetermined direction, the determination result may further include an output unit for outputting to the outside.

また、本発明の第3の態様によれば、絶縁基板上の少なくとも一部に形成された対電極、測定電極及び検知電極を含む電極部、当該電極部に試料液を供給する試料供給路、当該試料供給路を介して供給される試料液と反応する試薬層とを有するバイオセンサを、着脱自在に支持する支持部と、当該電極部に電圧を印加するための接続端子および駆動電源とを有する測定装置に挿入して、当該試料液中に含まれる基質を定量するための基質の定量方法であって、前記バイオセンサが前記測定装置の支持部に挿入された場合、前記対電極および前記測定電極との第1の組、前記測定電極あるいは対電極と前記検知電極との第2の組それぞれに前記駆動電源によって電圧を印加するようになっている。 According to the third aspect of the present invention, the electrode unit comprising at least a portion formed counter electrode, the measuring electrode and the detection electrode on the insulating substrate, a sample supply path for supplying a sample solution to the electrode portion, a biosensor having a reagent layer which reacts with the sample liquid supplied through the sample supply path, and a support portion for detachably supporting the connection terminal and the driving power supply for applying a voltage to the electrode unit and inserted into the measuring device having, a substrate contained in the sample solution a method of quantifying a substrate for determining, when the biosensor is inserted into the support portion of the measuring device, the counter electrode and the a first set of the measuring electrode, adapted to apply a voltage by said driving power to the respective second set of said sensing electrode and the measuring electrode or counter electrode.

前記バイオセンサには、試料供給路に沿って、試料供給口から試料の流れる方向に向かって、対電極、測定電極及び検知電極のうち検知電極が最も下流側に形成されており、前記電極部の前記第1の組、第2の組から出力される電流それぞれが所定のしきい値を超えたか否かにより、測定に必要な充分な量の試料液が供給されたか否かを判別するようにしてもよい。 Wherein the biosensor, along the sample supply path, in the direction of flow from the sample supply inlet of the sample, a counter electrode, is formed on the most downstream side detection electrode of the measuring electrode and the sensing electrode, the electrode portions the first set of such that each current output from the second set is based on whether exceeds a predetermined threshold value, the sample liquid sufficient amount necessary for the measurement is determined not to have been supplied it may be.

前記第1の組からの電流が前記所定のしきい値を超えてから、所定の経過時間内に前記第2の組からの電流が所定のしきい値を超えない場合、試料液が不足していると判定するようにしてもよい。 From the current from the first set exceeds the predetermined threshold value, if the current from the second set in a predetermined elapsed time does not exceed the predetermined threshold value, insufficient sample solution in which a may be determined.

試料液が不足していると判定した場合に、その旨を測定装置より外部に出力するようにしてもよい。 When the sample liquid is determined to be missing, it may be output to the outside from the measuring device to that effect.

前記第1の組からの電流が前記所定のしきい値を超えてから、所定の経過時間内に前記第2の組からの電流が所定のしきい値を超えない場合、測定者が再度、試料液を追加して供給する作業のために、測定のステップを一時待機するようにしてもよい。 When the current from the first set from exceeding the predetermined threshold, the current from the second set in a predetermined elapsed time does not exceed a predetermined threshold, measuring person again, for work supplied by adding a sample liquid, the step of measuring may wait time.

本前記バイオセンサの試料供給路には、試料供給口から試料の流れる方向に向かって、対電極、測定電極及び検知電極のうち検知電極が最も下流側に形成されるとともに、前記検知電極より下流側に、試料液の流れを促進するための排気口を備えており、 前記第2の組からの電流が前記所定のしきい値を、前記第1の組よりも先に超えた場合であって、所定の経過時間内に前記第1の組からの電流が所定のしきい値を超えないときには、試料液が誤って排気口から吸引されたと判定するようにしてもよい。 The sample supply path of the said biosensor in the direction of flow from the sample supply inlet of the sample, a counter electrode, with sensing electrodes of the measuring electrode and the detection electrode is formed on the most downstream side, downstream of the detection electrode the side provided with an exhaust port for facilitating the flow of the sample liquid, there in the case where the current from the second set the predetermined threshold value, exceeds before the said first set Te, when a current from the first set does not exceed the predetermined threshold value within a predetermined elapsed time may be determined that the sample liquid is sucked from the exhaust port by mistake.

前記第1の組からの電流が所定のしきい値を超えたことを検知してから、前記第2の組からの電流が所定のしきい値を超えるまでの経過時間にしたがって、前記電極部によって検知される電流に対応した基質の定量値を補正するようにしてもよい。 After detecting that the current from the first set exceeds a predetermined threshold, the current from the second set in accordance with the time elapsed exceeds a predetermined threshold, the electrode portions it may be corrected quantitative values ​​of the substrate corresponding to the current detected by.

前記測定装置は、前記バイオセンサより検知される電流と前記試料液中に含まれる基質の含有量との対応を示す検量データを記憶した記憶部を更に備え、 The measuring apparatus may further include a storage unit which stores calibration data indicative of the correspondence between the content of a substrate included in the current and the sample liquid to be sensed from the biosensor,
前記記憶部に記憶された検量データを参照することによって、前記検知される電流に対応した基質の定量値を決定するようにしてもよい。 By reference to the calibration data stored in the storage unit, it may determine the quantitative value of the substrate corresponding to the current the detection.

試料液を試料供給路に供給した後に、試料液と試薬層との反応を、ある時間、培養してから基質を定量するに際して、前記第1の組からの電流が所定のしきい値を超えたことを検知しから、前記第2の組からの電流が所定のしきい値を超えるまでの経過時間にしたがって、前記培養時間を変化させるようにしてもよい。 The sample solution once applied to the sample supply path, the reaction between the liquid sample and the reagent layer, during a certain time, to quantify the substrate after the culture, the current from the first set exceeds a predetermined threshold since it is detected that the current from the second set in accordance with the time elapsed exceeds a predetermined threshold value, it may be changed to the incubation time.

前記第1の組、第2の組いずれかで、電圧の印加先を一定時間ごとに切り換えるようにしてもよい。 The first set, the second set of one, may change the application destination of voltage every fixed time.

本発明の第4の態様によれば、基質の定量方法であって、測定試料中の基質と特異的に反応する試薬層を有するバイオセンサと、測定試料と前記試薬層の試薬とを反応させた試料から前記測定試料に含まれる基質の量を求める測定装置とを有し、前記測定装置は、前記測定試料液と前記試薬層との反応が進行する際の温度を測定する温度測定部と、温度域ごとに異なる、測定値の補正テーブルを複数個有する温度補正データ記憶部とを備えており、前記温度測定部によって測定される温度に応じた補正テーブルを選択し、前記基質の測定値に応じた補正値を算出して、補正をするようになっている。 According to a fourth aspect of the present invention, there is provided a method of quantifying a substrate, is reacted with a biosensor having a reagent layer to substrate specifically react in the measurement sample, and a reagent of a measurement sample and the reagent layer had a measuring device for determining the amount of a substrate contained from the sample to the measurement sample, the measuring apparatus, a temperature measuring unit for measuring the temperature at which reaction between the sample liquid and the reagent layer progresses different for each temperature zone, and a temperature correction data storage unit having a plurality of correction tables of measurements, selects a correction table corresponding to the temperature measured by the temperature measuring unit, the measured value of said substrate It calculates a correction value corresponding to, and adapted to the correction.

前記バイオセンサは、絶縁基板上の少なくとも一部に形成された対電極、測定電極を含む電極部を有しており、かつ前記測定装置は、前記電極部に電圧を印加して、電極から出力される電流を検知する測定装置としてもよい。 The biosensor is at least partially formed counter electrode on the insulating substrate has an electrode section including a measuring electrode and the measuring device applies a voltage to the electrode unit, the output from the electrode current may measuring device for detecting the being.

本発明の第5の態様によれば、バイオセンサに供給される試料液に含まれる基質を、測定装置によって測定する基質の定量方法であって、前記測定装置は、装置内の温度を測定する温度測定手段を備え、前記基質の測定に先立って得ておいた温度と、前記基質の定量時の温度とから、その温度変化を検出し、この温度変化に基づき、前記基質の測定をするか否かの判定を行うようになっている。 According to a fifth aspect of the present invention, a substrate contained in a sample liquid supplied to the biosensor, a method of quantifying a substrate measured by the measuring device, the measuring device measures the temperature in the apparatus or comprising a temperature measuring means, the temperature which had been obtained prior to measurement of the substrate, and a temperature at the time of determination of the substrate, to detect the temperature change, on the basis of this temperature change, the measurement of the substrate It is adapted to perform whether the determination.

基質の測定に先立って得た温度と、前記基質の測定時における温度との温度変化を検出し、その温度変化が所定のしきい値を越える場合には、前記基質の測定を中止するようにしてもよい。 Detecting a temperature obtained prior to measurement of the substrate, the temperature change of the temperature when measuring the substrate, if the temperature change exceeds a predetermined threshold, so as to stop the measurement of the substrate it may be.

基質の測定に先立つ温度測定は、断続的に行うようにしてもよい。 Temperature measurement prior to the measurement of the substrate, may be intermittently performed.

本発明の第6の態様によれば、絶縁基板上の少なくとも一部に形成された対電極、測定電極を含む電極部、当該電極部に供給される試料液と反応する試薬層とを有するバイオセンサと、前記バイオセンサを着脱自在に支持する支持部と当該電極部の各電極に電圧を印加するための接続端子及び駆動電源とを有する測定装置とを用い、当該駆動電源によって前記電極部に電圧を印加させて出力される電流を検知することによって、当該試料液中に含まれる基質を定量するための基質の定量方法であって、前記測定装置は、前記支持部に支持された前記バイオセンサの電極部に第1の電位を第1の期間印加し、前記第1の期間において前記第1の電位を前記電極部に印加した後、前記第1の電位を印加することを待機期間の間停止し、前記待機期 According to a sixth aspect of the present invention, bio having at least a portion formed counter electrode on the insulating substrate, the electrode unit comprising a measuring electrode, a reagent layer which reacts with the sample liquid supplied to the electrode portion a sensor, wherein the measuring device used with the connection terminals and the drive power source for applying a voltage to each electrode of the support portion and the electrode portion for detachably supporting the biosensor, the electrode portion by the drive power source by sensing the current output by applying a voltage, the substrate contained in the sample solution a method of quantifying a substrate for quantifying the measuring device, the bio-supported on the supporting part the first potential is applied first period to the electrode portion of the sensor, after applying the first potential to the electrode portions in the first period, the waiting period to apply said first potential during the stop, the waiting period の経過後、前記電極部に第2の電位を第2の期間印加させて出力される電流を測定することにより基質を定量し、前記第1の電位は前記第2の電位よりも大きくなっている。 After the lapse of the second potential to quantify the substrate by measuring a second current outputted by the period applied to the electrode portion, the first potential is greater than the second potential there.

本発明によれば、ユーザにとって操作が容易であって、測定精度が良好なバイオセンサ、バイオセンサを用いた定量方法及び測定装置を容易に提供することできるようになる。 According to the present invention, there is provided a simple operation for the user, a good bio-sensor measurement accuracy, it becomes possible to be easily provides a quantitative method and measuring apparatus using a biosensor.

以下、本発明の一実施の形態について図面を参照しながら詳細に説明する。 It will be described in detail with reference to the accompanying drawings, an embodiment of the present invention.

図1は、本発明の実施の形態に係るバイオセンサシステム1を示す。 Figure 1 shows a biosensor system 1 according to the embodiment of the present invention. バイオセンサシステム1は、バイオセンサ30、バイオセンサ30を着脱自在に装着する測定装置10を有している。 The biosensor system 1, the biosensor 30 has a measuring device 10 for removably attaching the biosensor 30. バイオセンサ30の先端に位置する試料点着部30aに点着された試料中に含まれる基質の量が測定装置10によって定量されるようになっている。 It is adapted to be quantified by the amount of substrate measuring device 10 contained in the sample that is spotted on the sample adhering part 30a located at the distal end of the biosensor 30.

測定装置10は、例えば、バイオセンサ30を着脱自在に装着する支持部2、バイオセンサ30の試料点着部30aに点着された試料液中に含まれる基質の定量結果を表示する表示部11を有している。 Measuring device 10, for example, the support unit 2 for removably attaching the biosensor 30, a display unit 11 for displaying the quantitative results of the substrate contained in the sample solution which is spotted on the sample adhering part 30a of the biosensor 30 have.

本バイオセンサシステム1を用いて、試料液中の基質含有量を定量するには、まず、ユーザはバイオセンサ30を測定装置10に挿入後、後述するバイオセンサ30の電極に測定装置10によって一定電圧が印加された状態で、試料液を試料点着部30aに供給する。 Using the present biosensor system 1 constant, to quantify the substrate content in the sample solution, first, the user after insertion into the measuring device 10 the biosensor 30, the measuring device 10 to the electrodes of the biosensor 30 to be described later in a state where a voltage is applied, for supplying a sample solution to the sample adhering part 30a. 点着された試料液がバイオセンサ30の内部に吸引されて試薬層の溶解が始まる。 Dissolution of spotted by the sample solution is sucked into the biosensor 30 reagent layer begins. 測定装置10は、バイオセンサ30の電極間に生じる電気的変化を検知して定量動作を開始するようになっている。 Measuring device 10 is adapted to initiate the quantification operation by detecting an electrical change that occurs between the electrodes of the biosensor 30.

ここで、本実施の形態に係るバイオセンサシステム1は、とりわけ、試料液として人体の血液、また、基質として、血液中に含まれるグルコース、乳酸、コレステロールの含有量を定量することに適している。 Here, the biosensor system 1 according to this embodiment, among others, human blood as a sample solution Further, as a substrate, glucose contained in the blood, lactate, are suitable for quantifying the cholesterol content . 人体の体液中に含まれる基質の定量は、特定の生理的異常の診断や治療において非常に重要である。 Determination of substrate contained in human body fluids is of great importance in the diagnosis and treatment of certain physiological abnormalities. 特に、糖尿病患者にとって、血液中のグルコース濃度を頻繁に把握する必要がある。 In particular, for diabetics, it is necessary to frequently determine the concentration of glucose in the blood.

なお、以下の説明では、人体の血液中に含まれるグルコースの定量に関して開示をするが、本実施の形態におけるバイオセンサシステム1を、適切な酵素を選択することによって、乳酸、コレステロールその他基質を定量することも可能である。 In the following description, the disclosure with respect to quantification of glucose contained in the human blood, the bio-sensor system 1 of the present embodiment, by selecting the appropriate enzyme, lactate, cholesterol and other substrates quantitative it is also possible to.

次に、バイオセンサ30を構成する部材について、図2を用いて説明する。 Next, the members constituting the biosensor 30 will be described with reference to FIG. 図2はバイオセンサ30の分解斜視図である。 Figure 2 is an exploded perspective view of the biosensor 30. 31はポリエチレンテレフタレート等からなる絶縁性の基板(以下、単に「基板」とする。)であって、基板31の表面には、例えば金やパラジウムなどの貴金属やカーボン等の電気伝導性物質からなる導電性層が、スクリーン印刷法やスパッタリング蒸着法によって形成されている。 31 is an insulating substrate made of polyethylene terephthalate (hereinafter, simply referred to as "substrate".), On the surface of the substrate 31, made of an electrically conductive material of the noble metal or carbon or the like, such as for example gold or palladium conductive layer is formed by screen printing or sputtering deposition method. 導電性層は基板31全面または少なくとも一部に形成されていればよい。 The conductive layer may be formed on the substrate 31 over the entire surface or at least a portion. 32は中央部に空気孔33が設けられた絶縁性の基板であって、切欠部を有するスペーサ34を基板31との間に挟み込んで、基板31と一体に配置される。 32 is a substrate of insulating air hole 33 is provided in the central portion, sandwiched a spacer 34 having a notch between the substrate 31 is disposed integrally with the substrate 31.

基板31上には、複数のスリットによって導電性層が分割されて対電極37、測定電極38及び検知電極39が形成されている。 On the substrate 31, counter electrode 37 the conductive layer is divided, measuring electrode 38 and detecting electrode 39 is formed by a plurality of slits. 詳細には、対電極37上に形成された略円弧状のスリット40、基板31側面に垂直方向に形成された41a、41cおよび基板31に平行方向に形成されたスリット41b、41d、41f並びにV字型の形状を有するスリット41eによって導電性層が分割されて、対電極37、測定電極38および検知電極39が形成されている。 In particular, counter electrode 37 substantially arcuate slit 40 formed on the substrate 31 41a formed in the vertical direction on the side surfaces, 41c and the slit 41b formed in the direction parallel to the substrate 31, 41d, 41f and V is conductive layer is divided by a slit 41e having a shaped configuration, counter electrode 37, measuring electrode 38 and detecting electrode 39 are formed. なお、各電極は基板31の少なくとも一部に形成されていればよく、また、測定装置10と各電極との接続はリード線であってもよい。 Each electrode may be formed on at least a portion of the substrate 31, also connected between each electrode and the measuring device 10 may be a lead wire.

スペーサ34は基板31上の対電極37、測定電極38および検知電極39を覆うように配置され、スペーサ34の前縁部中央に設けられた長方形の切欠部によって試料供給路35が形成される。 The spacer 34 is the counter electrode 37 on the substrate 31, it is disposed so as to cover the measuring electrode 38 and detecting electrode 39, the sample supply path 35 is formed by a rectangular cut-out portion provided in the front edge center of the spacer 34. また、30aは試料供給路の入口であり、入口30aに点着された試料液は、毛細管現象によって略水平方向(図2中の矢印AR方向)に空気孔33に向かって吸引される。 Moreover, 30a is the inlet of the sample supply path, the sample solution is spotted on the inlet 30a is sucked toward the air hole 33 in a substantially horizontal direction (arrow AR direction in FIG. 2) by the capillary phenomenon.

36はスペーサ34の切欠部から露出している対電極37、測定電極38および検知電極39に、酵素、電子受容体、アミノ酸及び糖アルコール等を含有する試薬を塗布することで形成された試薬層である。 36 is exposed from the cutout portion and the counter electrode 37 of the spacer 34, the measuring electrode 38 and detecting electrode 39, an enzyme, an electron acceptor, a reagent layer formed by coating a reagent containing amino acids and sugar alcohols such as it is.

ここで、酵素としては、グルコースオキシターゼ、ラクテートオキシターゼ、コレステロールオキシターゼ、コレステロールエステラーゼ、ウリカーゼ、アスコルビン酸オキシターゼ、ビリルビンオキシターゼ、グルコースデヒドロゲナーゼ、ラクテートデヒドロゲナーゼ、ラクテートデヒドロゲナーゼなどを用いることができる。 Examples of the enzymes can be used glucose oxidase, lactate oxidase, cholesterol oxidase, cholesterol esterase, uricase, ascorbate oxidase, bilirubin oxidase, glucose dehydrogenase, lactate dehydrogenase, and lactate dehydrogenase.

電子受容体としては、フェリシアン化カリウムが好ましいが、フェリシアン化カリウム以外にもp−ベンゾキノン及びその誘導体、フェナジンメトルサルフェート、メチレンブルー、フェロセン及びその誘導体などを用いることができる。 As the electron acceptor, but potassium ferricyanide is preferable, can also be used p- benzoquinone and derivatives thereof other than potassium ferricyanide, phenazine marries sulfate, methylene blue, and ferrocene and its derivatives.

本実施の形態に係るバイオセンサシステム1の場合、人体の血液中のグルコース濃度を測定するため、試薬層36に担持されている酸化還元酵素としてグルコースオキシターゼが、電子受容体としてフェリシアン化カリウムが用いられる。 For biosensor system 1 according to the present embodiment, for measuring the glucose concentration in human blood, glucose oxidase as an oxidoreductase which is carried on the reagent layer 36, potassium ferricyanide is used as the electron acceptor . この酸化還元酵素と電子受容体が試料供給路に吸引された試料液(本実施の形態の場合、人体から摂取された血液)に溶解し、試料液中の基質であるグルコースとの間で酵素反応が進行し電子受容体が還元されてフェロシアン化物(本実施の形態の場合、フェロシアン化カリウム)が生成される。 (In the present embodiment, blood that is taken by the human body) the oxidoreductase and the electron acceptor is a sample liquid which has been sucked into the sample supply path and dissolved in the enzyme between glucose is a substrate in a sample solution (for the present embodiment, potassium ferrocyanide) reaction progresses electron acceptor has been ferrocyanide reduction is generated. 反応終了後、この還元された電子受容体を電気化学的に酸化し、このとき得られる電流から試料液中のグルコース濃度が測定される。 After completion of the reaction, the reduced electron acceptor is electrochemically oxidized, the glucose concentration in the sample solution from the current obtained at this time is measured. このような一連の反応は、主に、スリット40からスリット41eを介して検知電極39までのエリアで進行し、対電極37、測定電極38及び検知電極39によって電気化学的変化に伴う電流が読み取られることになる。 Such a series of reactions, mainly proceeds in the area from the slit 40 to the detection electrode 39 through the slit 41e, counter electrode 37, the current associated with electrochemical changes by the measurement electrodes 38 and sensing electrodes 39 reading It will be used.

また、42はバイオセンサ30の種別や製造ロット毎の出力特性の違いを測定装置10によって識別するための識別部である。 Further, 42 is an identification part for identifying the measuring device 10 the difference of the output characteristics of each type or production lot of the biosensor 30. 対電極37、検知電極39の識別部42に該当する部分に、図2のようなスリット41g、41hの組み合わせを形成することによって、測定装置10によって電気的に出力特性の差異を識別できるようになる。 Counter electrode 37, the portion corresponding to the identification unit 42 of the detection electrode 39, slits 41g as shown in FIG. 2, by forming a combination of 41h, the measuring device 10 so as to identify differences in electrical output characteristics Become.

図3は、スリット41g、41hの形成有無によるバイオセンサ30の識別部42の組み合わせを示す。 Figure 3 shows a combination of the identification portions 42 of the biosensor 30 by slits 41 g, on-off state of 41h. 図3には、一例として、7種類の組み合わせが示されている。 3 shows, as an example, seven combinations is shown.

例えば、図3(a)はコレステロールを定量対象とする場合のバイオセンサ30の識別部42である。 For example, FIG. 3 (a) is an identification portion 42 of the biosensor 30 at which a quantified cholesterol. この場合、スリット41g、41hは設けられていない。 In this case, it slits 41 g, 41h is not provided.

図3(b)、(c)、(d)は乳酸を定量対象とする場合のバイオセンサ30の識別部42である。 Figure 3 (b), (c), (d) is an identification portion 42 of the biosensor 30 at which a quantified lactic acid. 図3(b)では対電極37にのみスリット41hが設けられて、補正部43が形成されている。 Only slit 41h is provided in FIG. 3 (b) the counter electrode 37, the correction unit 43 is formed. 図3(c)では検知電極39にのみスリット41gが設けられて、補正部44が形成されている。 Only slits 41g are provided in FIG. 3 (c) the detection electrode 39, the correction unit 44 is formed. 図3(d)では対電極37、検知電極39それぞれにスリット41h、41gが設けられて、補正部43、44が形成されている。 Figure 3 (d) the counter electrode 37, detecting electrode 39 slits respectively 41h, and 41g are provided, the correction unit 43 and 44 are formed. 更に、図3(e)、(f)、(g)はグルコースを定量対象とする場合のバイオセンサ30の識別部42である。 Furthermore, FIG. 3 (e), (f), (g) is an identification portion 42 of the biosensor 30 at which a quantified glucose. 図3(e)では、検知電極39にのみスリット41gが設けられるとともにスリット41dがスリット41gまでのみ形成されている。 In FIG. 3 (e), the slit 41d with the slits 41g are provided only to detecting electrode 39 is seen formed up to slit 41g. そのため補正部44と測定電極38とが一体に形成されている。 Therefore a correction unit 44 and the measuring electrode 38 are integrally formed. 図3(f)では、図3(e)の状態に更にスリット41hが形成されて補正部43が形成されている。 Figure 3, (f), FIG. 3 further slit 41h in the state of (e) is formed corrector 43 is formed. 図3(g)では、図3(f)の状態にスリット41fがスリット41hまでのみ形成されている。 Figure 3, (g), slit 41f is seen formed to slit 41h in the state of FIG. 3 (f). そのため補正部43、44及び測定電極38とが一体に形成されている。 Therefore a correction unit 43 and the measuring electrode 38 are integrally formed.

このように識別部42のスリットのパターンを変化させることによって、各電極との導通部分の面積を可変することができるようになる。 By thus changing the pattern of the slit of the identification portion 42, and the area of ​​the conduction portion of each electrode to be able to variably. よって、バイオセンサ30の出力特性(グルコース、コレステロール、乳酸濃度)の違い、製造ロットによる製造誤差を測定装置10によって識別し、基質濃度測定に適したデータ、制御プログラムを切り替えることによって正確な測定値を求めることができるようになる。 Therefore, differences in the output characteristics of the biosensor 30 (glucose, cholesterol, lactate concentration), was identified by measuring device 10 manufacturing errors due to production lot, data suitable for substrate concentration measurement, accurate measurement by switching the control program it is possible to obtain the. 従来のように、ユーザが補正チップ等を用いて補正データを入力する必要がなくなるので、煩わしさがなくなって操作ミスを防ぐことができるようになる。 As is conventional, since the user needs to enter eliminates the correction data using a correction chip or the like, it is possible to prevent the operation error gone hassle. なお、本実施の形態では電極が3つあるバイオセンサについて開示しているが、電極の数はそれ以外の場合でも適宜変更可能であって、少なくとも一対の電極を有していればよい。 In the present exemplary embodiment discloses electrodes for 3 There biosensor, the number of electrodes is a changeable appropriately even otherwise, may have at least a pair of electrodes. また、スリットの形成パターンは、図3に記載したパターン以外のパターンも用いてもよい。 The formation pattern of the slit may also be used a pattern other than the pattern described in Figure 3.

次に、測定装置10の構成の詳細について説明する。 Next, details of the configuration of the measuring apparatus 10. 図4は、バイオセンサ30(上面図)と測定装置10の構成を示す。 Figure 4 shows the structure of the measuring device 10 the biosensor 30 (top view). バイオセンサ30においては、試料供給路35に沿って、試料点着部30aから試料の流れる方向に向かって、対電極37、測定電極38及び検知電極39のうち検知電極39が最も下流側に形成されている。 In the biosensor 30, along the sample supply path 35, in the direction of flow from the sample adhering part 30a of the sample, a counter electrode 37, formed on the most downstream side detecting electrode 39 of the measuring electrode 38 and detecting electrode 39 It is. なお、対電極37、測定電極38の配置順序は入れ替わってもよい。 Incidentally, the counter electrode 37, the arrangement order of the measuring electrode 38 may be interchanged. また、スリット41c、41eを介して測定電極38と検知電極39との間に所定の距離を設けることによって、基質の電気的変化に伴う電流の変化の具合によって、試料液が確実にかつ充分な量が吸引されたか否か判別されるようになっている。 The slit 41c, by providing a predetermined distance between the measuring electrode 38 and the detection electrode 39 through the 41e, depending on how the change in current due to the electrical change of the substrate, is reliably and sufficiently sample liquid the amount is adapted to be judged whether it is sucked.

また、測定装置10においては、12、13、14、15、16、17は、バイオセンサ30の識別部42を6つに区分けしたエリアA、B、C、D、E、Fにそれぞれ対応して接続されるコネクタである。 Further, the measuring device 10, 12,13,14,15,16,17 respectively correspond to the identification portion 42 of the biosensor 30 area A, which is divided into three 6, B, C, D, E, the F a connector to be connected Te. エリアA、B、C、D、E、Fは、スリット41d、fおよびスリット41g、hに対応するように区分けされている。 Area A, B, C, D, E, F, a slit 41d, f, and a slit 41 g, are divided so as to correspond in h. エリアAは測定電極38に対応し、エリアCは検知電極39に対応し、エリアEは対電極37に対応する。 Area A corresponds to the measuring electrode 38, the area C corresponds to the detection electrode 39, area E corresponds to the counter electrode 37. エリアBはエリアAと一体で形成されており、エリアD、Fはそれぞれ、図3における補正部43、44に対応する。 Area B is formed integrally with the area A, respectively areas D, F corresponds to the correcting unit 43 in FIG. 3. また、18、19、20、21、22は、各コネクタ13、14、15、16、17とグランド(定電位を意味し、必ずしも「0」でなくてもよい。以下本明細書において同様である。)間に設けられたスイッチである。 Further, 18,19,20,21,22, each connector 13,14,15,16,17 and ground (which means constant potential may not necessarily be "0". The same herein below there.) is a switch provided between. このグランドにおいて、各電極に印加する電圧を可変制御することができる。 In this ground, it is possible to variably control the voltage applied to each electrode. 各コネクタ13、14、15、16、17はグランドに並列に接続されており、各スイッチ18〜22のオン・オフ制御によってコネクタ13〜17から必要なコネクタを選択して測定時に用いられるようになる。 Each connector 13,14,15,16,17 are connected in parallel to ground, to be used in the measurement by selecting the required connectors from the connector 13-17 by on-off control of the switches 18 to 22 Become.

23はコネクタ12に接続され、測定電極38とその他の電極間に流れる電流を電圧に変換して出力する電流/電圧変換回路、24は電流/電圧変換回路23に接続され、電流/電圧変換回路23からの電圧値をパルスに変換するA/D変換回路、25は各スイッチオン・オフを制御したり、A/D変換回路24からのパルスに基づいて試料液の基質の含有量を算出するCPU、11はCPU25により算出された測定値を表示するLCD(液晶表示器:出力部)である。 23 is connected to the connector 12, the current / voltage conversion circuit for converting the current flowing between the other electrode and the measuring electrode 38 to the voltage, 24 is connected to the current / voltage conversion circuit 23, a current / voltage conversion circuit a / D conversion circuit for converting the voltage value to the pulse from 23, 25 calculates the amount of substrate in the sample liquid based on the pulse from to control the switches on and off, the a / D conversion circuit 24 CPU, 11 is an LCD for displaying the measurement value calculated by the CPU 25: a (liquid crystal display output unit). また、26、28は測定装置10内の温度を測定する温度測定部である。 Also, 26 and 28 is a temperature measuring section for measuring the temperature in the measuring device 10. 各温度測定部26、28は一方がグランドに、他方がスイッチ27、29を介してコネクタ12と電流/電圧変換回路23との間に並列的に接続されている。 Each temperature measurement unit 26, 28 in one of the ground and the other is parallel connected between the connector 12 and the current / voltage conversion circuit 23 via the switch 27, 29.

本実施の形態に係る測定装置10では、バイオセンサ30の各電極間に流れる電流が電流/電圧変換回路23によって変換された電圧値(mv)を用いて、各電極間の電流の変化が検知される。 In the measuring apparatus 10 according to the present embodiment, by using a voltage value that the current flowing between the electrodes is converted by the current / voltage conversion circuit 23 of the biosensor 30 (mv), variation of the current between the electrodes is detected It is. すなわち、電圧値は各電極間の電流の大きさを示す指標となる。 That is, the voltage value is an index indicating the magnitude of the current between the electrodes.

以下、本発明の実施の形態に係るバイオセンサ30を用いた定量方法により試料液の基質の含有量を定量する際のバイオセンサ30及び測定装置10の動作について、図5〜7を用いて説明する。 The operation of the biosensor 30 and measuring device 10 when quantifying the amount of a substrate of the sample liquid by a quantitative method using a biosensor 30 according to an embodiment of the present invention, with reference to Figures 5-7 Description to.

まず、バイオセンサ30が測定装置10の支持部2に確実に挿入されたか否か判別される(ステップS1)。 First, it is judged whether the biosensor 30 is reliably inserted into the supporting portion 2 of the measuring device 10 (step S1). 具体的には、図4のコネクタ内のスイッチ(図示せず)によってバイオセンサ30が挿入されたか否かが判別される。 Specifically, whether the biosensor 30 is inserted by a switch in the connector of FIG. 4 (not shown) is discriminated. バイオセンサ30が挿入された場合(ステップS1;Yes)、次に、エリアA、B間(測定電極38)の導通検知が行われる(ステップS2)。 When the biosensor 30 is inserted (Step S1; Yes), then the area A, conduction detection between B (measuring electrode 38) is performed (step S2). 図3で示した通り、測定電極38にはスリット41h、gのように一つの電極間を絶縁するようなスリットは設けられていない。 As shown in FIG. 3, the slit 41h is the measuring electrode 38, slits so as to insulate the one electrode as g is not provided. 測定電極38には、エリアA、Bそれぞれにコネクタ12、13が接続されているので、バイオセンサ30の導電性層が正規の方向に位置するような向き(所定の方向)でバイオセンサ30が測定装置10に挿入された場合、必ずエリアAB間で導通するようになる。 The measuring electrode 38, the area A, since the connector 12 and 13 respectively B are connected, the biosensor 30 in an orientation such conductive layer of the biosensor 30 is positioned in the normal direction (a predetermined direction) when inserted into the measuring device 10, so that always conduct between areas AB.

そこで、スイッチ18をオン制御させて、エリアAB間での導通の有無を確認することによってバイオセンサ30の表裏判別が可能となる。 Accordingly, the switch 18 turns on the control, it is possible to sides discrimination biosensor 30 by confirming the presence or absence of conduction between the area AB. エリアAB間で導通が検知できなければ(ステップS2;No)、バイオセンサ30が表裏が逆に挿入されたと認識され、表裏判別エラーとして測定処理が終了される(ステップS3)。 If you can detect conduction between areas AB (step S2; No), is recognized as the biosensor 30 sides was inserted in the reverse, the measurement process is ended as front and back determination error (step S3). 表裏判別エラーが検知された場合、表示部11でのエラー表示、警告音をスピーカから発音する等によってユーザに警告することが好ましい。 If the front and back discrimination error is detected, an error display on the display unit 11, an alarm it is preferable to warn the user by Could the like from the speaker. これによって、表裏逆にバイオセンサ30を挿入した状態で、ユーザが誤って血液をバイオセンサ30に点着することが容易に回避できるようになる。 Thus, in a state of inserting the biosensor 30 inside out, the user blood be worn biosensor 30 two points so easily avoided by mistake.

エリアAB間で導通が検知できれば(ステップS2;Yes)、エリアAとエリアC・Eとの間で検知される電圧値が5(mv)より大きいか否かが判別される(ステップS4)。 If detecting conduction between areas AB (step S2; Yes), the voltage value detected between the areas A and C · E is 5 (mv) whether greater is determined (step S4). スイッチ19、21が共にオンとなるようにスイッチ切替制御がされてエリアAと電気的に一体とみなされたエリアC・Eとの間で、電圧値が検知されることによって、ステップS1で挿入検知されたバイオセンサ30が既に使用済であるか否かが判別される。 Between the switch switching control so that the switch 19, 21 is turned on and together areas A and electrically integrally To deemed the area C · E, by which the voltage value is detected, inserted in step S1 whether the biosensor 30, which is detected is already been used or not. バイオセンサ30が使用済であれば、試薬層36と血液中のグルコースとの反応が既に進行しており、検知される電圧値が大きくなる傾向があるからである。 If the used biosensor 30, the reaction is already in progress with glucose reagent layer 36 and the blood, tend to a voltage value detected is increased.

エリアAとエリアC・Eとの間で検知される電圧値が5(mv)より大きいと判別された場合(ステップS4;Yes)は、使用済のバイオセンサ30が挿入されたと認識され、使用済エラーとして測定処理が終了される(ステップS5)。 When the voltage value detected between the areas A and C · E is judged to be greater than 5 (mv) (Step S4; Yes) is recognized as the biosensor 30 spent is inserted, used measuring process is ended as already error (step S5). 使用済エラーが検知された場合、表示部11でのエラー表示、警告音をスピーカから発音する等によってユーザに警告することが好ましい。 If spent error is detected, an error display on the display unit 11, an alarm it is preferable to warn the user by Could the like from the speaker. これによって、使用済のバイオセンサ30を挿入した状態で、ユーザが誤って血液をバイオセンサ30に点着することが容易に回避できるようになる。 Thus, in a state of inserting the biosensor 30 spent, the user blood be worn biosensor 30 two points so easily avoided by mistake.

次に、エリアAとエリアC・Eとの間で検知される電圧値が5(mv)以下と判別された場合(ステップS4;No)、ステップS1で挿入検知されたバイオセンサ30の識別部42のスリットのパターンを識別することによって、その識別結果によって出力特性に適したデータやプログラムがCPU25によって切り替えられる(ステップS6〜10)。 Then, when the voltage value detected between the areas A and C · E is judged to 5 (mv) below (step S4; No), the identification portion of the biosensor 30 inserted detected in step S1 by identifying a pattern of 42 of the slit, the data and program suitable for output characteristics depending on the identification result is switched by the CPU 25 (step S6~10). 本実施の形態の場合、グルコース濃度を測定する血糖値センサには、図3の例では図3(e)(f)(g)のスリットのパターン3種類ある。 In the present embodiment, the blood sugar level sensor for measuring the glucose concentration, a pattern three slits of Figure 3 in the example of FIG. 3 (e) (f) (g). 具体的には、まず、エリアAD間での導通検知が行われる(ステップS6)。 Specifically, first, the conduction detection among area AD is performed (step S6). スイッチ20がオンとなるようにスイッチ切替制御がされてエリアAとエリアDとの間で導通検知が実行されることによって、乳酸やコレステロール用のセンサではなく、血糖値センサに対応したバイオセンサ30であるか否かが判別できるようになる。 By conduction detection is performed between the switch 20 is the switching control so as to turn on the areas A and D, not the sensor for lactic acid or cholesterol, biosensor 30 corresponding to the blood sugar level sensor whether it will be able to determine.

エリアAD間での導通が確認されなければ(ステップS6:No)、血糖値センサ用のバイオセンサ30としては互換性がないと判断されて、表示部11でのエラー表示、警告音をスピーカから発音する等によってユーザに警告されて測定処理が終了される(ステップS7)。 If conduction between areas AD is confirmed (step S6: No), the biosensor 30 for blood sugar level sensor is determined that there is no compatibility, the error display on the display unit 11, a warning sound from the speaker measuring process is terminated been warned to the user by Could etc. (step S7). これによって、ユーザが誤って定量し、その定量結果をグルコース濃度として誤信することを事前に回避できる。 This was quantified by mistake by the user, it can be avoided in advance that the fallacy the quantitative results as a glucose concentration.

エリアAD間での導通が確認されれば(ステップS6:Yes)、エリアAF間での導通検知が行われる(ステップS8)。 If continuity is confirmed between the area AD (step S6: Yes), the conduction detection between areas AF is performed (step S8). スイッチ22がオンとなるようにスイッチ切替制御がされてエリアAとエリアFとの間で導通検知が実行されることによって、血糖値センサに対応したバイオセンサ30の中で、更に、製造ロットによる出力特性の差異を識別することが可能となる。 By conduction detection is performed between the switch 22 is the switching control so as to turn on the areas A and F, in the biosensor 30 corresponding to the blood sugar level sensor, further, by production lot it is possible to identify differences in the output characteristics. ユーザが補正チップを使用することなく、製造ロットによる出力特性を予め考慮されたデータやプログラムがCPU25によって自動的に切り替えられる。 Without the user uses the correct chip, previously considered data and programs the output characteristics due to production lots are automatically switched by CPU 25.

よって、操作性が向上するだけでなく、測定精度の高精度化が実現できる。 Therefore, not only the operability is improved, precision of the measurement accuracy can be realized. エリアAF間での導通検知がある場合(ステップS8;Yes)は、バイオセンサ30の種別が図3(g)であるとして結果記録“I”が図示しないメモリに記憶される(ステップS9)。 If there is continuity detection between areas AF (step S8; Yes), the type of biosensor 30 results recording "I" is stored in the memory (not shown) as a diagram 3 (g) (step S9). エリアAF間での導通検知がない場合(ステップS8;No)は、バイオセンサ30の種別が図3(e)または図3(f)であるとして結果記録“II”が図示しないメモリに記憶される(ステップS10)。 If there is no continuity detection between areas AF (step S8; No), the type of biosensor 30 is the result recorded "II" as a view 3 (e) or FIG. 3 (f) is stored in a memory (not shown) that (step S10).

バイオセンサ30の種別の確認が完了した後、エリアAとエリアC・Eとの間で検知される電圧値が5(mv)より大きいか否かが再び判別される(ステップS11)。 After confirmation of the type of biosensor 30 is completed, the voltage value detected between the areas A and C · E is 5 (mv) whether greater is determined again (step S11). スイッチ19、21が共にオンとなるようにスイッチ切替制御がされてエリアAとエリアC・Eとの間で電流が検知されることによって、測定装置10側で定量準備が整う前にユーザによって試料液が点着されたか否かが判別される。 By being current sensed between the the switch switching control so that the switch 19, 21 is turned on together areas A and C · E, the sample by the user before the quantification ready the measuring device 10 liquid whether been spotted is determined. これにより、使用済のバイオセンサ30の使用を確実に回避するだけでなく、測定装置10側で定量準備が整う前のユーザによる試料液の点着を検出できるようになる。 This not only to reliably avoid the use of the biosensor 30 spent, it becomes possible to detect the spotting of the sample liquid by the user before the quantification ready the measuring device 10 side.

エリアAとエリアC・Eとの間で検知される電圧値が5(mv)より大きいと判別された場合(ステップS11;Yes)は、測定準備が整う前に試料液が点着されたと判別され、点着エラーとして測定処理が終了される(ステップS12)。 When the voltage value detected between the areas A and C · E is judged to be greater than 5 (mv) (step S11; Yes), the determination and the sample liquid is spotted before the measurement preparation ready is, the measurement process is ended as spotting errors (step S12). 点着エラーが検知された場合、表示部11でのエラー表示、警告音をスピーカからの発音、LED表示(図示せず)等によってユーザに警告することが好ましい。 If spotting error is detected, an error display on the display portion 11, sound of the alarm sound from a speaker, LED display (not shown) it is preferable to warn the user by like. これによって、測定精度に影響を及ぼすようなユーザの操作ミスを確実に回避でき、測定精度を高精度に維持することができる。 Thus, the user of the operation error that affect the measurement accuracy can be reliably avoided, it is possible to maintain the measurement accuracy at high accuracy.

エリアAとエリアC・Eとの間で検知される電圧値が5(mv)以下と判別された場合(ステップS11;No)は、定量準備が整う前にユーザによって試料液が点着されなかったと判別され、ユーザに対して定量準備が完了した旨がLED表示などによって通知される(ステップS13)。 When the voltage value detected between the areas A and C · E is judged to 5 (mv) or less (step S11; No), the no sample liquid is spotted by the user before quantification is ready It is determined that, that the quantitative preparation has been completed is notified by an LED display to the user (step S13). 使用済エラーが検知された場合、LED表示以外にも、表示部11での表示、アラーム音をスピーカからの発音する等によってユーザに通知することが好ましい。 If spent error is detected, in addition to the LED display is also displayed on the display unit 11, it is preferable to notify the user by Could like from a speaker an alarm sound. この通知を確認したユーザは、自己の人体から試料液として血液を採取し、測定装置10に挿入されたバイオセンサ30の試料点着部30aに採取された血液を点着する。 User confirming the notification, blood was collected as a sample solution from the body of the self, we spotted an inserted biosensor 30 of sample deposition portion 30a in collected blood to the measuring device 10.

次に、試料点着部30aから試料供給路をつたって、試料液が確実に、かつ十分な量が吸引されたか否かが判別される(ステップS14〜20)。 Then, down the sample supply path from the sample adhering part 30a, reliably the sample solution, and whether a sufficient amount is aspirated it is determined (step S14~20). バイオセンサ30では、試料供給路35に沿って、試料点着部30aから試料の流れる方向に向かって、対電極37、測定電極38及び検知電極39が形成され、検知電極39が最も下流側に形成されている。 In biosensor 30, along the sample supply path 35, in the direction of flow from the sample adhering part 30a of the sample, a counter electrode 37, measuring electrode 38 and detecting electrode 39 is formed, and the detection electrode 39 most downstream It is formed. そこで、対電極37および測定電極38との組、測定電極38と検知電極39との組いずれかを一定の周期毎に選択し、選択された組の各電極に電圧を印加させることによって、測定に必要な充分な量の試料液が供給されたか否かが判別される。 Accordingly, counter electrode 37 and the pair of the measurement electrodes 38, a set or the measuring electrode 38 and detecting electrode 39 is selected for each constant period, by applying a voltage to each electrode pair that is selected, measured whether the sample liquid sufficient amount is supplied required is determined. 従来のように、測定電極38と検知電極39間の電流の変化の識別だけでは、試料液が試料供給路に注入されたにもかかわらず測定が開始されないのか、あるいは測定に必要かつ充分な量に対して試料液の注入量が不足して測定されないのか原因を特定することが困難であった。 As is conventional, only the identification of the change in current between the measuring electrode 38 and detecting electrode 39, whether measured despite the sample liquid is injected into the sample supply path is not started, or necessary and sufficient amount of measurement injection amount of the sample solution it is difficult to identify the cause not measured insufficient respect.

具体的には、対電極37および測定電極38との組の場合は、エリアAE間に電位差が発生されるようにスイッチ19をオフにしてスイッチ21をオンとする。 Specifically, in the case of a set of the counter electrode 37 and measuring electrode 38, and turns off the switch 19 so that a potential difference is generated between the area AE to turn on the switch 21. また、測定電極38と検知電極39との組の場合は、エリアAC間にエリアAC間に電位差が発生されるようにスイッチ19をオンにしてスイッチ21をオフとする。 In the case of a set of the measuring electrode 38 and detecting electrode 39, and turns on the switch 19 so that a potential difference is generated between areas AC between areas AC turns off the switch 21. このようにスイッチ19、21をそれぞれオン・オフ制御することによって、対電極37および測定電極38との組または測定電極38と検知電極39との組いずれかを容易に選択して切り替えることが可能となる。 By this way, respectively on-off control of the switches 19 and 21, counter electrode 37 and a set either the set or measuring electrode 38 and detecting electrode 39 and the measuring electrode 38 easily can be changed by selecting to become. なお、説明の便宜上、以下の説明では、対電極37および測定電極38との組に電位差を発生させる場合を、エリアAE間に電位差を発生させる、測定電極38と検知電極39との組に電位差を発生させる場合を、エリアAC間に電位差を発生させるという。 For convenience of explanation, in the following description, a case of generating a potential difference set of the counter electrode 37 and measuring electrode 38, to generate a potential difference between the area AE, a potential difference to the set of the measuring electrode 38 and detecting electrode 39 the case of generating, that generates a potential difference between the area AC.

更に、本実施の形態の場合、一例として、エリアAE、AC間の切替制御は0.2(秒)毎に行われ、それぞれ0.2Vが印加されるようになっている。 Furthermore, in this embodiment, as an example, area AE, switching control between AC is performed every 0.2 seconds, so that the 0.2V each is applied. エリアAE、AC間で測定される電圧値が10(mv)(所定のしきい値)に達したか否かが検知されるようになっている。 Area AE, whether the voltage value measured between AC has reached 10 (mv) (predetermined threshold) is adapted to be detected. これらの数値に関しては、バイオセンサの種別に合わせて適宜変更可能である。 For these numbers it can be appropriately changed in accordance with the type of the biosensor.

図6のフローチャートに戻り、説明を続ける。 Returning to the flowchart of FIG. 6, the description will be continued. まず、試料供給路の上流側に位置するエリアAE間に0.2Vの電位差が発生され、エリアAE間で測定される電圧値が10mv以上に達したか否かが判定される(ステップS14)。 First, a potential difference of 0.2V is generated between areas AE located upstream of the sample supply path, the voltage value measured between areas AE whether reaches or exceeds 10mv is determined (step S14) . エリアAE間で測定される電圧値が10mv以上に達しなければ(ステップS14;No)、下流側のエリアAC間に0.2Vの電位差が発生され、エリアAE間で測定される電圧値が10mv以上に達したか否かが判定される(ステップS15)。 If the voltage value measured between areas AE reaches more than 10 mv (step S14; No), the potential difference 0.2V is generated between the downstream side of the area AC, the voltage value measured between areas AE is 10 mv whether it reached or exceeded is determined (step S15).

エリアAC間で測定される電圧値が10mv以上に達しなければ(ステップS15;No)、ステップS14でエリアAE間に電位差が発生されてから3分が経過したか否かが判断される(ステップS16)。 If the voltage value measured between areas AC reaches more than 10 mv (step S15; No), whether the potential difference has elapsed 3 minutes is generated between areas AE in step S14 is determined (step S16). 3分に達していなければ(ステップS16;No)、再びステップS14からの処理が繰り返される。 If not reached 3 minutes (step S16; No), the process is repeated from step S14 again. エリアAE間、AC間ともに3分間電圧値が10mvに達しなければ(ステップS16;Yes)、測定処理が終了される。 Between areas AE, if the voltage value 3 minutes both between AC reaches 10 mv (step S16; Yes), the measurement process is terminated.

エリアAE間で電圧値が10mvに達したと判定された場合(ステップS14;Yes)、エリアAC間で電圧値が10mvに達したか否かが判定される(ステップS17)。 If the voltage value is determined to have reached the 10mv between areas AE (Step S14; Yes), the voltage value between areas AC whether reached 10mv is determined (step S17). エリアAC間で測定される電圧値が10mvに達しなければ(ステップS17;No)、エリアAE間で電圧値が10mvに達したと判定されてから2秒(所定の期間)経過したか否かが判定される(ステップS18)。 If the voltage value measured between areas AC reaches 10 mv (step S17; No), whether the voltage value after two seconds is determined to have reached the 10 mv (predetermined period) between areas AE There is judged (step S18). 10秒経過していなければステップS17、18の処理が繰り返され、10秒経過するまでの間、エリアAC間で測定される電圧値が10mvに達するまで(ステップS18;Noの間)測定処理が一時待機状態となる。 When not reached 10 seconds processing in step S17,18 is repeated, until the lapse of 10 seconds, until the voltage value measured between areas AC reaches 10 mv (step S18; between No) measuring process a temporary waiting state. この場合、点着された試料液が不足している蓋然性が高いので、ユーザに対して試料液が不足していること及び試料液を追い足すことを促すため、表示部11等にそのエラーメッセージを表示したり、警告音を発音することが好ましい。 In this case, because of the high probability that the sample liquid is spotted is insufficient, to urge that adding follow that and sample liquid sample liquid is insufficient for the user, the error message on the display unit 11, etc. and view, it is preferable to pronounce warning sound. 10秒経過してもエリアAC間で測定される電圧値が10mvに達しなければ(ステップS18;Yes)、検体不足エラーとして測定処理が終了される(ステップS19)。 If the voltage value also measured between areas AC after 10 seconds not reach the 10 mv (step S18; Yes), the measurement process is terminated as a sample shortage error (step S19).

ここで、ステップS14でエリアAE間の電圧値が10mvに達したと判定されてから10秒経過する間に、ユーザが試料液を追い足した場合に最終的な測定精度が悪くなることを本発明の発明者らは見出した。 Here, while the voltage value between areas AE in step S14 has elapsed 10 seconds is determined to have reached the 10 mv, the that the final measurement accuracy is degraded when the user plus chase sample solution the inventors have found. 詳細には、ユーザによって追い足しがなされる間、先に点着された試料液中の基質と試薬層36中の酵素との間で酵素反応が進行されているので測定開始前から還元体が既に発生している。 In particular, while the added follow by the user is made, reductants before start of measurement since the enzyme reaction is advanced between the enzyme in the matrix and the reagent layer 36 in the sample liquid is spotted earlier It has already occurred. その後、追い足しされた試料液がエリアAC間に達した後に基質の定量がなされた際には、既に発生されていた還元体の影響を受けるので、見かけ上、電圧値が大きくなる傾向にある。 Then, when the substrate of quantification has been performed after reaching between chasing added to sample liquid area AC, so affected has already been generated reductant, in apparently tend to the voltage value increases . すなわち、ステップS14でエリアAE間の電圧値が10mvに達したと判定されたときから経過時間が大きくなるにしたがって、測定精度に及ぼす影響は大きくなる。 That is, according to the elapsed time increases from the time when the voltage value between areas AE is determined to reach the 10mv in step S14, effect on the measurement accuracy is increased.

試料液の追い足しによる測定誤差を解消するために、本実施形態の測定装置10では、ステップS14でエリアAE間の電圧値が10mvに達したと判定されたときからステップS17でエリアAC間の電圧値が10mvに達したと判定されるまでの経過時間(以下、遅れ時間)にしたがって、測定された電圧値に対応した基質量が補正されるようになっている。 In order to eliminate measurement errors due plus follow the sample liquid, the measuring apparatus 10 of the present embodiment, at step S17 between areas AC from the time when the voltage value between areas AE is determined to reach the 10mv in Step S14 elapsed time until the voltage value is determined to have reached the 10 mv (hereinafter, delay time) in accordance with the substrate amount corresponding to the measured voltage value is adapted to be corrected.

図8は、測定された基質量に補正をかける割合を示す補正率と、遅れ時間との関係を示す感度補正テーブルである。 Figure 8 is a correction factor indicating a ratio multiplying the measured amount of substrate to the correction, a sensitivity correction table showing the relationship between the delay time. 縦軸に補正率、横軸に遅れ時間が示されている。 Correction factor on the vertical axis, a delay time on the horizontal axis are shown. 例えば、遅れ時間5秒の場合には、測定された基質量に対して10%低めの補正がなされ、結果として測定された基質量の90%が補正後の基質量となる。 For example, the delay time in the case of 5 seconds, 10% lower correction be made to the measured amount of substrate, 90% of the measured amount of substrate as a result is a substrate of the corrected. このような感度補正テーブルが、測定装置10のメモリ(図示せず)に記憶されており、最終的な基質量が算出される際に参照される。 Such sensitivity correction table is stored in a memory (not shown) of the measuring device 10, the final amount of substrate is referred to when the calculated.

また、図2に示すバイオセンサ30において、基板31上に形成されたスリット41fをスリット41c方向に延長させて完全にスリット41bに接続するように対電極37を形成すれば、試料液が誤って空気孔33に点着されるような点着位置エラーを検出可能になる。 Further, in the biosensor 30 shown in FIG. 2, by forming the counter electrode 37 so as to connect the slit 41f formed on the substrate 31 to complete the slit 41b by extending the slit 41c direction, incorrectly sample solution It becomes detectable wearing position error terms as wearing air hole 33 two points. 図6のフローチャートにおいて、エリアAE間ではなく、先にエリアAC間で電圧値が10mv以上に達したと判定された場合(ステップS15;Yes)、その後0.2秒の間にエリアAE間で電圧値が10mv以上に達しているか否かが判定される(ステップS20)。 In the flowchart of FIG. 6, rather than between the area AE, when the voltage value between previously area AC is determined to have reached over 10 mv (step S15; Yes), a subsequent inter-area AE between 0.2 seconds whether the voltage value has reached more than 10mv is determined (step S20). エリアAE間で電圧値が10mv以上に達していない場合、試料液の誤った位置に試料液が点着されたと判定されて測定処理が終了される(ステップS50)。 When the voltage value between areas AE does not reach more than 10 mv, measurement processing is terminated is determined that the sample liquid is spotted on the wrong position of the sample solution (Step S50).

正常通り、試料点着部30aに点着された試料液は、試料供給路35に沿って、対電極37、測定電極38、検知電極39の順に浸すように空気孔33に向かって吸引される。 Normal street, the sample liquid is spotted on the sample adhering part 30a along the sample supply path 35, counter electrode 37, measuring electrode 38 is sucked toward the air hole 33 so as to immerse the order of the detection electrode 39 . しかし、エリアAC間だけの電圧値が大きく変化するような場合、ユーザが空気孔33に誤って試料液を点着した蓋然性が高くなる。 However, if such voltage value only between areas AC changes significantly, the probability that the user has spotted sample solution by mistake to the air hole 33 is increased. このような場合、正確な測定を実行することは困難であると判断され、点着位置エラーとして測定処理が強制終了されるようになっている。 In such a case, it is determined that it is difficult to perform accurate measurements, so that the measuring process as a spotting position error is killed. これにより、ユーザの誤操作による測定誤差を確実に除くことが可能になる。 This makes it possible to remove reliably measurement errors due to user's erroneous operation.

また、エリアAC間で電圧値が10mvに達したと判定された場合(ステップS17;Yes)またはエリアAE間で電圧値が10mv以上に達したと判定された場合(ステップS20;Yes)、試料液が十分な量だけ検出されたことになり、基質を定量するための予備測定処理が開始されるとともに、測定装置10のタイマ(図示せず)によって時間がカウントされる(ステップS21)。 Also, if the voltage value is determined to have reached the 10 mv between areas AC; when the voltage value between (step S17 Yes) or area AE is determined to have reached over 10 mv (step S20; Yes), the sample will be liquid has been detected by a sufficient amount, with preliminary measurement process for determining the substrate is started, the time a timer (not shown) of the measuring device 10 is counted (step S21).

次に、エリアAF間での導通検知が行われる(ステップS22)。 Then, the conduction detection between area AF is performed (step S22). スイッチ22がオンとなるようにスイッチ切替制御がされてエリアAとエリアFとの間で導通検知が実行される。 Conduction detection is performed between the the switch changeover control areas A and F so that the switch 22 is turned on. エリアAF間で導通の検知がある場合(ステップS22;Yes)、ステップS9において、バイオセンサ30の種別である結果記録“I”がメモリに記憶されているか判定される(ステップS23)。 If there is a detection of continuity between areas AF (step S22; Yes), in step S9, a type of biosensor 30 results recording "I" is determined whether it is stored in the memory (step S23). バイオセンサ30の種別である結果記録“I”が記憶されている場合(ステップS23;Yes)、バイオセンサ30の種別が図3(g)であると判別し、還元された電子受容体を電気化学的に酸化する場合に得られる電圧値から試料液中のグルコース濃度を特定するための検量線データとして検量線F7が設定される(ステップS24)。 If the result is a kind of biosensor 30 records "I" is stored (step S23; Yes), determines that the type of biosensor 30 is FIG. 3 (g), the electricity reduced electron acceptor calibration curve F7 is set as the calibration curve data for specifying the glucose concentration in the sample liquid from a voltage value obtained when the chemically oxidized (step S24).

一方、結果記録“II”が記憶されている場合(ステップS23;No)、バイオセンサ30の種別が図3(e)であると判別し、検量線データとして検量線F5が設定される(ステップS25)。 On the other hand, if the result recorded "II" is stored (step S23; No), the type of biosensor 30 is judged to be FIG. 3 (e), the calibration curve F5 is set as the calibration curve data (step S25). エリアAF間で導通検知がない場合(ステップS22;No)、バイオセンサ30の種別が図3(f)であると判別し、検量線データとして検量線F6が設定される(ステップS26)。 If there is no conduction detection between areas AF (step S22; No), it determines that the type of biosensor 30 is FIG. 3 (f), the calibration curve F6 is set as the calibration curve data (step S26).

このようにバイオセンサ30の識別部42のスリットに応じて、バイオセンサ30の出力特性の差異が自動で認識され、その特性に適した検量線データが自動で選択されてセットされる。 Thus in accordance with the slit of the identification portion 42 of the biosensor 30, the difference in output characteristics of the biosensor 30 is recognized automatically, calibration curve data suitable for the characteristic is set is automatically selected. ユーザが補正チップを使用することなく、製造ロットによる出力特性を予め考慮された検量線データがCPU25によって自動的に切り替えられる。 Without the user uses the correct chip, calibration curve data previously considered the output characteristics due to production lots are automatically switched by CPU 25. よって、ユーザによる誤ったデータを用いた誤測定が回避でき、測定精度の高精度化が維持できる。 Therefore, it is possible to avoid erroneous measurement using erroneous data by a user, accuracy of the measurement accuracy can be maintained.

ステップS24〜S26において検量線がセットされた後、予備測定処理が開始される(ステップS27〜S29)。 After the calibration curve is set in step S24 to S26, preliminary measurement process is started (step S27 to S29). まず、この予備測定処理について図9を用いて説明する。 First, the preliminary measurement process will be described with reference to FIG. 図9は、本実施の形態における予備測定処理のプロファイルを示す。 Figure 9 shows the profile of the preliminary measurement process according to the present embodiment.

図9におけるプロファイルにおいて、時刻t0において本予備処理が開始される。 In the profile in FIG. 9, the pretreatment is started at time t0. 具体的には、測定装置10のタイマ(図示せず)によって時間のカウントが開始された時刻を示す。 Specifically, it indicates the time at which the timer (not shown) by the time the count is started of the measuring device 10. 本予備処理のプロファイルには三つの連続期間からなり、例えば、時刻t0からt1の第1電位期間、時刻t1からt2の待機期間、時刻t2からt3の第2電位期間からなる。 The profile of the pre-treatment consists of three consecutive periods, for example, the first potential period from time t0 t1, wait period from time t1 t2, and a second potential period from the time t2 t3.

第1電位期間には電位V1がエリアA、C及びEに印加されて酵素反応が進行するため、生成されたフェロシアン化物を電気化学的に酸化させて得られる電圧値が指数関数的に増加していく。 The potential V1 area A in the first potential duration, since it is applied to the C and E enzymatic reaction proceeds, increases the voltage value obtained by the generated ferrocyanide by electrochemically oxidized is exponentially going to. 次に、待機期間には、第1電位期間で印加された電位V1がゼロに設定される。 Then, the waiting period, the potential V1 applied at the first potential duration is set to zero. この間、フェロシアン化物を電気化学的に酸化されず、酵素反応が進行し続けフェロシアン化物の量が蓄積されていく。 During this time, is not electrochemically oxidize the ferrocyanide, the amount of ferrocyanide enzymatic reaction continues to proceed is accumulated. そして、第2電位期間には電位V2がエリアA、C及びEに印加されて、待機期間中に蓄積されたフェロシアン化物が一気に酸化されて放出される電子量が多くなるので時刻t2において高い応答値が示される。 Then, the second potential duration is applied to the potential V2 is the area A, C and E, high at time t2 since the amount of electrons accumulated ferrocyanide waiting period is emitted is once oxidized is increased response value is shown. 高い応答値を示した電圧値は時間経過とともに低下していき、最終的に時刻t3において、安定化された電圧値i3が測定される。 Voltage values ​​showed high response values ​​continue to decline over time, in the final time t3, the stabilized voltage value i3 are measured. 本予備測定処理においては、測定装置10においてスイッチ19、21が共にオン制御されることにより対電極37、検知電極39が一体として電位が印加されるようになる。 In this preliminary measurement process, the counter electrode 37 by the switch 19, 21 are both on-controlled in the measuring device 10, sensing electrode 39 comes to potential is applied as a unit.

ここで、近年のバイオセンサに要求されるスペックとして、測定時間の短縮化が望まれていた。 Here, as a specification required for recent biosensor, shortening of measurement time it has been desired. バイオセンサによって高速に基質の定量を行う場合、試料液の粘性がその測定精度に大きな影響を及ぼすことを本発明の発明者らは見出した。 When performing matrix quantification at high speed by the biosensor, the inventors of the present invention that the viscosity of the sample liquid greatly affects the measurement accuracy was found. 特に、人体の血液を試料液とする場合、粘性の高い(Hctが高い:以下、高粘性)血液の場合は測定感度が低下し、粘性の低い(Hctが低い:以下、低粘性)血液の場合は測定感度が高くなる。 In particular, when the human blood as the sample liquid, viscous (high Hct: less highly viscous) reduces the measurement sensitivity in the case of blood, low viscosity (low Hct: below low viscosity) of the blood measurement sensitivity is higher in the case. この現象は反応試薬層と血液との溶解速度に由来しており、高粘性血液では溶解が遅く、低粘性血液では溶解が速くなるため、バイオセンサによる測定感度に影響が及ぼされる。 This phenomenon is derived from the rate of dissolution of the reaction reagent layer with the blood, slow dissolution in high viscosity blood, the solubility in a low viscosity blood becomes faster, the influence on the measurement sensitivity by the biosensor exerted.

図10は、血液の粘性、反応試薬層と血液との反応時間および測定感度の関係を示す図である。 Figure 10 is a diagram showing the relationship between reaction time and measurement sensitivity of the blood viscosity, reaction reagent layer with the blood. 図10のデータは従来の測定手法によって測定されたものである。 Data in Figure 10 are those measured by conventional measuring techniques. 従来の手法というのは、図9における第2電位期間に該当する期間のみに電位が印加され、その電圧値を測定する手法である。 Because conventional approaches, potential only during a period corresponding to the second potential duration is applied in FIG. 9, a method of measuring the voltage value. 図10から明らかなように、反応時間を短くすればするほど、粘性(血液の場合、Hct)の差異による測定感度の影響が大きくなることが分かる。 As apparent from FIG. 10, the shorter the reaction time, (in the case of blood, Hct) viscosity it can be seen that the effect of measurement sensitivity due to the difference of the increase. とりわけ、反応時間が5秒程度の間には低粘性血液と高粘性血液との測定感度に大きな差分が生じている。 Especially, a large difference in the measurement sensitivity of the low viscosity of blood and a high viscosity blood is generated between the reaction time is about 5 seconds.

そのため、従来のような測定方法では、血液の粘性による測定誤差が顕著になってしまう傾向があった。 Therefore, in the conventional Such measurement methods, it tended to measurement error due to the viscosity of the blood becomes remarkable.

そこで、本予備測定処理の第1電位期間では、試薬層36との溶解初期に生じる反応生成物が、電位V1が印加されることによって強制的に消費される。 Therefore, in the first potential duration of the preliminary measurement process, the reaction products produced in the initial dissolution of the reagent layer 36 is forcibly consumed by the electric potential V1 is applied. 第1電位期間では、低粘性血液の方が高粘性血液よりも酵素反応速度が速いのでより多くの反応生成物が生成されるとともに、より多くの反応生成物が消費されることになる。 In the first potential duration, with more reaction product because it is faster enzymatic reaction rates than high viscosity blood low viscosity blood is produced, the more the reaction product is consumed. しかし、あまりに長時間電位をかけ過ぎると反応生成物が消費過多となり、第2電位期間で検知される電圧値の応答性が悪くなる可能性がある。 However, it is the reaction product consuming excessive too over too long potentials, the response of the voltage value detected by the second potential duration may become worse. そこで、効果的な第1電位期間の長さt1−t0は、3〜13秒にすることができるが、印加する電位を更に上げることで印加時間を2〜10秒にすることが好ましい。 Therefore, the length t1-t0 effective first potential duration, which can be 3 to 13 seconds, it is preferable to set the application time 2-10 seconds by further increasing the potential applied. また、電位V1としては、0.1V〜0.8Vが好ましい。 As the potential V1, 0.1V~0.8V are preferred.

次に、待機時間では、再び酵素反応が進行し、第1電位期間で消費された低粘性血液からの生成物も迅速に回復し、高粘性血液とほぼ同量蓄積される。 Next, the standby time is proceeded again enzymatic reaction products from the low-viscosity blood consumed by the first electric potential period is also rapidly recovered, is approximately the same amount accumulation and high viscosity blood. しかし、待機時間の長さが長すぎても短すぎても最終的な測定感度に及ぼす影響が異なる。 However, even if too short even too long length of waiting time effect on the final measurement sensitivity varies.
待機時間が短かすぎる場合、時刻t3において測定される電圧値i3の応答値が低くなり過ぎて、測定誤差が大きくなる。 If the waiting time is too short, the response value of the voltage value i3 measured is too low at time t3, the measurement error becomes large. また、待機時間が長すぎる場合、低粘性血液と高粘性血液とにおける酵素反応速度の差が更に広がってしまう可能性がある。 Also, if the waiting time is too long, there is a possibility that the difference in the enzymatic reaction rate in the low viscosity blood and high viscosity blood will further spread. そこで、低粘性血液と高粘性血液との酵素反応速度の差がより広がらないように待機時間の長さが決定される。 Therefore, the length of the waiting time as the difference in enzyme reaction rate is not more spread with low viscosity blood and high viscosity blood is determined. そこで、待機期間の長さt2−t1は、1〜10秒にすることができるが、2〜10秒にすることがより好ましい。 Accordingly, the length t2-t1 of waiting period can be 1 to 10 seconds, more preferably it is 2 to 10 seconds.

第2電位期間では、電位V2の印加が開始される時刻t2直後は電圧値が安定せず、電圧値が安定化するための経過時間が必要となる。 In a second potential duration, immediately after time t2 at which the application of the potential V2 is started without the voltage value stability, the elapsed time for which the voltage value is stabilized is required. 更に、第1電位期間と同程度の電位を印加する必要もなく、第1電位期間の電位V1よりも低い電位が好ましい。 Furthermore, there is no need to apply a first potential duration comparable potential, a potential lower than the potential V1 of the first potential duration is preferred. フェロシアン化カリウムを酸化させるのに充分に低い電圧であればよい。 Potassium ferrocyanide may be a sufficiently low voltage to oxidize. そこで、第2電位期間の長さt3−t2は2〜10秒が好ましい。 Therefore, the length t3-t2 of the second potential duration is preferably 2 to 10 seconds. また、電位V2としては、0.05〜0.6Vが好ましい。 As the potential V2, 0.05~0.6V are preferred. 最終的に時刻t3におけるエリアA、C及びE間の電圧値i3を読み取り、読み取られた電圧値i3から試料液中の基質(グルコース)の量が計算される。 Areas in the final time t3 A, reads the voltage value i3 between C and E, the amount of substrate in the sample solution from the voltage value i3 read (glucose) is calculated.

なお、このような時間設定は、パラジウムなどの貴金属電極を用いたバイオセンサであって、試薬処方がグルコースオキシダーゼまたは/およびグルコースデヒドロゲナーゼ及びフェリシアン化カリウムだけでなく、アミノ酸および糖アルコールを含むバイオセンサを用いた定量測定にとりわけ好適である。 Such a time is set, use a biosensor using a noble metal electrode such as palladium, not the reagent formulation only glucose oxidase or / and glucose dehydrogenase and potassium ferricyanide, a biosensor comprising an amino acid and sugar alcohol especially preferred is the quantitative measurement had. また、有機酸を含む場合に好適である。 Further, it is preferable if it contains organic acids.

また、試料液が試料供給路35に供給された後に、試料液と試薬層36との反応をある時間培養してから基質を定量するに際して、ステップS14でエリアAE間で測定される電圧値がしきい値(10mv以上)を超えたことを検知してからステップS17でエリアAC間で測定される電圧値が所定のしきい値(10mv)を超えるまでの経過時間にしたがって、培養時間を変化させるようにしてもよい。 Also, after the sample solution is supplied to the sample supply path 35, when quantifying the substrate from reacting certain time culturing of the sample solution and the reagent layer 36, the voltage value measured between areas AE in step S14 in accordance with the elapsed time until the voltage value measured between areas AC at step S17 after detecting that the threshold is exceeded (or 10 mv) exceeds a predetermined threshold (10 mv), change the culture time it may be allowed to.

図11は、ヘマトクリット(以下、Hct)が25%、45%、65%の血液を用いて、従来の手法と本予備測定処理とのグルコース濃度(mg/dl)の測定結果を示す図である。 11, hematocrit (hereinafter, Hct) is 25%, 45%, with 65% of the blood, is a diagram showing a measurement result of the glucose concentration in the conventional technique and the present preliminary measurement process (mg / dl) . 図11中のRは本予備処理による測定結果であり、その他に従来手法を用い反応時間が15秒、30秒の場合の測定結果が示されている。 R in FIG. 11 is a measurement result of the pretreatment, Other conventional reaction times using the method of 15 seconds, are shown measurement results for 30 seconds. なお、本予備処理では、第1電位期間の長さ6秒、電位V1が0.5V、待機時間の長さ6秒、第2電位期間の長さ3秒、電位V2が0.2Vとなっている。 In this pretreatment, length 6 seconds of the first potential duration, the potential V1 is 0.5V, length 6 seconds waiting time, length 3 seconds of the second potential duration, the potential V2 becomes 0.2V ing. Hct45%、グルコース濃度100mg/dlを基準として測定した場合に、Hct25%の低粘性血液、Hct65%の高粘性血液になれば測定結果に大きなばらつきが発生し、血液の粘性が低いほど高めに、血液の粘性が高いほど低めに応答値がばらつく。 Hct45%, when measured on the basis of the glucose concentration 100mg / dl, Hct25% low viscosity blood, large variations occurs in the measured results if a Hct65% high viscosity blood, to increase the viscosity of the blood is as low, lower response value varies as much as the viscosity of the blood is high.

更に、反応時間が短いほどばらつきが大きくなる。 Furthermore, the variation increases as the reaction time is short. 反応時間15秒の場合は、10%高め(Hct25%の低粘性血液)、10%低め(Hct65%の低粘性血液)にばらつきが発生している。 For a reaction time of 15 seconds, 10% increase (Hct25% low viscosity blood), the variation occurs in the 10% lower (Hct65% low viscosity blood). 反応時間30秒の場合は、5%高め(Hct25%の低粘性血液)、5%低め(Hct65%の低粘性血液)にばらつきが発生している。 For a reaction time of 30 seconds, 5% increase (Hct25% low viscosity blood), the variation occurs in a 5% lower (Hct65% low viscosity blood). 本予備処理では、、3%高め(Hct25%の低粘性血液)、3%低め(Hct65%の低粘性血液)のばらつきが発生している。 ,, 3% increase in this pre-treatment (Hct25% low viscosity blood), the variation of 3% lower (Hct65% low viscosity blood) occurs. 反応時間15秒の測定結果に対して、トータルの反応時間は等しいにもかかわらず、Hctによるばらつきを低減することが可能になる。 The measurement result of the reaction time of 15 seconds, even though the total reaction time is equal, it is possible to reduce variations due Hct.

再び、図7に戻り、測定処理の説明を続ける。 Again, returning to FIG. 7, the description will be continued of the measurement process. 予備測定処理が開始され、第1電位期間としてエリアA、C及びE間に電位0.5Vが6秒間印加される(ステップS27)。 Preliminary measurement process is started, the area A as the first potential duration, potential 0.5V between C and E are applied 6 seconds (step S27). そして第1電位期間終了後、6秒間の待機状態となり、その間電位は取り除かれる(ステップS28)。 And after completion of the first potential duration, a standby mode for 6 seconds, during which the potential is removed (step S28). 待機期間終了後、第2電位期間として、エリアA、C及びE間に電位0.2Vが3秒間印加され(ステップS29)、3秒間経過後、そのときの電圧値i3が読み取られる(ステップS30)。 After completion of the waiting period, as the second potential duration, area A, the potential 0.2V is applied for three seconds between C and E (step S29), after 3 seconds, the voltage value i3 is read at that time (step S30 ).

ステップS30で電圧値i3が読み取られた後、測定装置10に配置された温度測定部26及びそのスイッチ27、並びに温度測定部28及びスイッチ29を制御することによって、測定装置10内の温度測定が実施される。 After the voltage value i3 read in step S30, the temperature measuring unit 26 and the switch 27 are arranged in the measuring device 10, and by controlling the temperature measuring unit 28 and the switch 29, the temperature measurement in the measuring device 10 It is carried out. 具体的には、スイッチ27がオン制御されて温度測定部26によって温度が測定される(ステップS31)。 Specifically, the temperature is measured by the temperature measuring unit 26 switch 27 is ON control (step S31). 続いて、スイッチ27がオフ制御、スイッチ29がオン制御されて温度測定部28によって温度が測定される(ステップS32)。 Subsequently, the switch 27 is off control, temperature is measured switch 29 is turned on controlled by the temperature measuring section 28 (step S32).

温度測定部26、温度測定部28それぞれで測定された2つの温度測定結果が比較され、その差分が所定のしきい値内にあるか否か判定される(ステップS33)。 Temperature measurement unit 26, the temperature measuring unit 28 two temperature measurements measured at each are compared, the difference is determined whether within a predetermined threshold value (step S33). 差分がしきい値範囲内にない場合は、温度測定部26、28いずれかが故障しているものとして測定処理が終了される(ステップS33;No)。 If the difference is not within the threshold range, the measurement process is ended as any temperature measurement unit 26, 28 has failed (step S33; No). 測定装置10内に温度測定部26、28の複数の温度測定部を設置し、その測定結果を比較させて故障検知を正確かつ容易にできるようになる。 A plurality of temperature measuring portion of the temperature measuring unit 26, 28 is placed in the measurement apparatus 10, it becomes possible to accurately and easily failure detection by comparing the measurement results. これにより、イレギュラーな温度測定による測定誤差を回避できるようになる。 This makes it possible to avoid measurement error due to irregular temperature measurement. 温度を測定するタイミングはステップS30で電圧値が読み取られて直後になっているが、例えば、ステップS21で予備測定処理が開始されるタイミングで温度測定を実施してもよい。 Although the timing for measuring the temperature is in a right after which the voltage value read in step S30, for example, may be carried out a temperature measurement at the timing when the preliminary measurement process is started at step S21.

2つの温度測定結果の差分が所定のしきい値内にある場合(ステップS33;Yes)、温度測定結果がメモリ(図示せず)に一時記憶される。 If the difference between the two temperature measurements is within predetermined threshold (Step S33; Yes), the temperature measurement result is temporarily stored in a memory (not shown). この際、温度測定部26、28いずれかを選択して記憶してもいいし、2つの測定温度の平均値を記憶してもよい。 In this case, it can either store by selecting one temperature measuring unit 26 may store the average value of the two measured temperatures. そして、ステップS30で測定された電圧値i3を参照すべき検量線が特定される(ステップS34)。 The calibration curve should refer to the voltage value i3 measured in step S30 is identified (step S34). ステップS24、25、26において設定された検量線が参照され、ステップS24に対応するバイオセンサ30の場合は検量線F7が参照される(ステップS35)。 Step S24,25,26 set calibration curve is referred to in the case of the biosensor 30 corresponding to step S24 calibration curve F7 is referred (step S35). 同様に、ステップS25に対応するバイオセンサ30の場合は検量線F5が参照される(ステップS36)。 Similarly, in the case of the biosensor 30 corresponding to step S25 calibration curve F5 is referenced (step S36). また、ステップS26に対応するバイオセンサ37の場合は検量線F6が参照される(ステップS37)。 In the case of the biosensor 37 corresponding to step S26 calibration curve F6 is referred (step S37).

図12は、ステップS34、35、36で測定される検量線データCAの一例を示す。 Figure 12 shows an example of calibration curve data CA measured in step S34,35,36. 検量線CAには、ステップS30で測定される電圧値と試料液中に含まれる基質の濃度(mg/dl)がバイオセンサ30の出力特性F1〜F7ごとに定義されている。 The calibration curve CA, concentration of substrate (mg / dl) is defined for each output characteristics F1~F7 of the biosensor 30 included in the voltage value and the sample liquid to be measured in step S30. 例えば、測定された電圧値が25(mv)の場合、検量線F5に対応するバイオセンサであれば、基質の濃度として14(mg/dl)がメモリに記憶される。 For example, the measured voltage value if the 25 (mv), as long as biosensors corresponding to the calibration curve F5, 14 as the concentration of substrate (mg / dl) is stored in the memory.

次に、ステップS35、S36またはS37で抽出された基質の濃度が、ステップS14、S17で求められメモリに記憶されている遅れ時間に対応する補正率にしたがって補正される(ステップS38)。 Next, step S35, S36 or concentration of substrate extracted with S37 is corrected according to the correction factor corresponding to the delay time stored in the memory is determined in step S14, S17 (step S38). 具体的には、以下の式(1)で補正される。 Specifically, it is corrected by the following equation (1).

D1=(抽出された基質の濃度)×{(100−感度補正率)/100} D1 = (concentration of the extracted substrate) × {(100- sensitivity correction factor) / 100}
ここで、D1は補正後の基質の濃度を示す。 Here, D1 represents the concentration of the substrate after the correction. これにより、ユーザによる試料液の追い足し動作に伴う測定誤差は確実に解消される。 Thus, measurement error due to follow plus operation of the sample liquid by the user is reliably eliminated.

次に、ステップS31〜S33で測定された温度にしたがって、ステップS38で補正された基質の濃度が補正される(ステップS39)。 Then, according to the temperature measured in step S31 to S33, the concentration of substrate that has been corrected in step S38 is corrected (step S39). 具体的には、ステップS33でメモリに蓄積された温度(以下、測定温度)が読み出されて、図13に示す温度補正テーブルを参照することによって、基質濃度D1に対する温度補正率が決定される。 Specifically, the temperature (hereinafter, the measured temperature) stored in the memory in step S33 is read by referring to the temperature correction table shown in FIG. 13, the temperature correction factor is determined for the substrate concentration D1 .

図13は、温度補正テーブルの一例を示す図である。 Figure 13 is a diagram showing an example of the temperature correction table. 図13には、一例として、T10は測定温度が10℃における温度補正テーブルを示す。 13, as an example, T10 are measured temperature shows the temperature correction table in 10 ° C.. 以下、同様に、T15は測定温度が15℃における温度補正テーブルを、T20は測定温度が20℃における温度補正テーブルをそれぞれ示す。 Hereinafter, similarly, T15 is a temperature correction table measured temperature at 15 ° C., T20 denotes a temperature correction table measured temperature at 20 ° C.. 各温度補正テーブルには、試料液中の基質濃度D1と温度補正率との関係が規定されている。 Each temperature correction table, the relationship between the substrate concentration D1 and the temperature correction factor in the sample liquid is defined. 温度補正率は、温度25℃における基質濃度を基準として設定されて、対応する基質濃度に補正する割合を示す。 Temperature correction factor is the ratio of corrected set the substrate concentration at a temperature 25 ° C. as a reference, the corresponding substrate concentration. 具体的には、以下の式(2)にしたがって温度補正が実行される。 Specifically, the temperature compensation is performed according to the following equation (2).

D2=D1×(100―Co)/100 D2 = D1 × (100-Co) / 100
ここで、D2は温度補正後の基質濃度、D1はステップ38で算出された基質濃度、Coは温度補正テーブルを参照して特定された温度補正率を示す。 Here, D2 is the substrate concentration after temperature correction, D1 is the substrate concentration calculated in step 38, Co denotes a temperature correction factor which has been specified by referring to the temperature correction table.

また、本発明の発明者らは、測定精度が、測定温度と基質濃度との組み合わせによって影響されることを実験から見出した。 Further, the inventors of the present invention, the measurement accuracy is found from experiments that it is affected by a combination of the measured temperature and the substrate concentration. 測定精度に及ぼす影響について、具体的に説明する。 Effect on the measurement accuracy will be specifically described. 図14は、測定温度と測定バラツキ(bias)との関係を、基質濃度としてグルコース濃度ごとに示した図である。 Figure 14 shows the relationship between the measured temperature and the measured variation (bias), a diagram showing each glucose concentration as substrate concentration. 図13における測定バラツキとは、測定温度25℃で測定されたグルコース濃度が測定温度の変化に伴って変化する割合を示す。 The measurement variation in Fig. 13, shows the percentage of glucose concentration measured at a measurement temperature of 25 ° C. changes with a change in the measured temperature. 図14(a)は、25℃においてグルコース濃度50mg/dlの場合の測定バラツキと測定温度との関係を示す図である。 14 (a) is a diagram showing the relationship between the measurement variation and the measurement temperature in the case of glucose concentration 50 mg / dl at 25 ° C.. 以下、同様に、図14(b)は25℃においてグルコース濃度100mg/dlの場合、図14(c)は25℃においてグルコース濃度200mg/dlの場合、図14(d)は25℃においてグルコース濃度300mg/dlの場合、図14(e)は25℃においてグルコース濃度420mg/dlの場合、図14(f)は25℃においてグルコース濃度550mg/dlの場合におけるそれぞれの測定バラツキと測定温度との関係を示す。 Thereafter, similarly, if the glucose concentration 100 mg / dl in FIG. 14 (b) 25 ° C., FIG. 14 (c) when the glucose concentration 200 mg / dl at 25 ° C., the glucose concentration in Fig. 14 (d) is 25 ° C. for 300 mg / dl, when the glucose concentration 420 mg / dl in FIG. 14 (e) is 25 ° C., FIG. 14 (f) the relationship between the respective measurement variation and the measurement temperature in the case of the glucose concentration 550 mg / dl at 25 ° C. It is shown.

これらの実験データから以下の2点の傾向が明確である。 Trend of the following two points from these experimental data is clear. まず第1に、同一グルコース濃度の関係において、基準温度25℃から測定温度の差が大きくなるほど測定バラツキが大きくなることがわかる。 First, identical in glucose concentration relationship, the difference between the measured temperature from the reference temperature 25 ° C. is more measurement variation is can be seen significantly increased. 詳細には、測定温度が基準温度より低いほど測定バラツキがマイナス方向に大きく、測定温度が基準温度より高いほど測定バラツキがプラス方向に大きくなる傾向がある。 In particular, as the measurement variation measured temperature is lower than the reference temperature is large in the negative direction, as measured variation measured temperature is higher than the reference temperature tends to be large in the positive direction. 第2に、グルコース濃度を大きくしても、グルコース濃度が300mg/dlの場合を境界として、測定バラツキが収束することがわかる。 Second, increasing the glucose concentration, as a boundary where the glucose concentration of 300 mg / dl, measured variation seen to converge. 具体的には、例えば、図14(a)において、測定温度40℃における測定バラツキは約28%であり、図14(c)においては約50%、図14(d)においては約60%、図14(f)においては約50%という推移となる。 Specifically, for example, in FIG. 14 (a), the measured variation in measurement temperature 40 ° C. is about 28%, about 50% in FIG. 14 (c), the 60% in FIG. 14 (d), the the transition of about 50% in FIG. 14 (f). 測定温度10℃のような低温度域においても同様な傾向がある。 The same applies to even in a low temperature range, such as measuring temperature 10 ° C..

そこで、このような傾向が図13に示す温度測定テーブルに反映されている。 Therefore, this tendency is reflected in the temperature measurement table shown in FIG. 13. 具体的には、同一グルコース濃度の関係において、基準温度25℃から測定温度の差が大きくなるほど測定バラツキが大きくなること、かつグルコース濃度を大きくしても、グルコース濃度が300mg/dlの場合を境界として、測定バラツキが収束することを考慮されたテーブルになっている。 Specifically, in the context of the same glucose concentration, it as measurement variation difference between the measured temperature from the reference temperature 25 ° C. increases increases, and also by increasing the glucose concentration, the boundary where the glucose concentration of 300 mg / dl as a measurement variation is in was considered to converge table. 測定温度と基質濃度との組み合わせにしたがった温度補正テーブルを参照して補正をすることにより、単に測定温度にしたがって補正をするより測定精度が飛躍的に向上されることになる。 By the measured temperature and a reference to correct the temperature correction table in accordance with the combination of substrate concentration, simply measuring accuracy than is to be dramatically improved correction according to the measured temperature.

なお、バイオセンサ30の使用温度範囲(本実施の形態では、一例として、10℃〜40℃)において1℃単位の温度補正テーブルを有してもいいし、所定の温度幅(例えば、5℃)で規定してしてもよい。 Incidentally, (in this embodiment, as an example, 10 ° C. to 40 ° C.) temperature range of the biosensor 30 You can either have a temperature correction table 1 ℃ unit in a predetermined temperature range (e.g., 5 ° C. may be specified in). 所定の温度幅の中間に位置する測定温度が検出された場合、検出された測定温度を挟む温度補正テーブルを用いて、一次直線補間することによって温度補正率を算出すればよい。 If the measured temperature is located between the predetermined temperature range is detected using the temperature correction table sandwiching the detected measurement temperature, it may be calculated temperature correction factor by primary linear interpolation.

図7のフローチャートに戻り、このような温度補正が実施された後の基質濃度D2が、最終的な基質濃度として測定装置10の表示部11に出力される(ステップS40)。 Returning to the flowchart of FIG. 7, such temperature compensation is substrate concentration D2 after being performed is output to the display unit 11 of the measuring device 10 as a final substrate concentration (step S40). このように、追い足し時間、測定温度、測定温度と基質濃度との組み合わせの影響またはHctの試料液の粘性が考慮されて基質量が定量されるので、従来に比べて格段に測定精度の向上が図れるようになる。 Thus, follow adding time, measuring the temperature, the viscosity is considered the amount of substrate in the sample solution of a combination of effects or Hct between the measured temperature and the substrate concentration is quantified, improving significantly the measurement precision as compared with the conventional It is to be achieved.

また、温度による測定誤差を更に抑えるために以下のような手法も可能である。 Further, it is also possible, the following method in order to further suppress the measurement error due to temperature. バイオセンサ30が測定装置10に未挿入の状態で事前に温度測定を継続的に実施し、その測定された温度を蓄積しておく。 Continuously carried out a temperature previously measured in the state of not inserted into the biosensor 30 is measuring device 10, keep accumulating the measured temperature. バイオセンサ30が挿入された後、ステップS31〜S32で測定される測定温度と事前に蓄積された温度との比較を行うようにすればよい。 After biosensor 30 is inserted, it is sufficient to make a comparison between the measured temperature and pre-stored temperature measured in step S31~S32. 事前に蓄積された温度とステップS31〜S32で測定される測定温度との間に大きな差分がある場合、測定誤差に影響を及ぼす程度の温度変化があったとして、測定処理を強制的に終了させることができるようになる。 If there is a large difference between the measurement temperature measured by the temperature steps S31~S32 stored in advance, if there is a temperature change of about affect the measurement error, and ends the measurement process forcibly it becomes possible.

本実施の形態のような携帯型のバイオセンサシステムは、持ち運びが容易なため、外界環境によって様々な温度変化にさらされる。 Portable biosensor system such as in the present embodiment, since carry easily, it is exposed to various temperature changes by external environment. 例えば、ユーザの手の温度、ユーザが屋外から屋内に移動した場合の環境温度の急激な変化などが伴うケースがある。 For example, the temperature of the user's hand, user is abrupt cases with and changes in the ambient temperature when moving from outdoors to indoors. 環境温度の変化が急激である一方、測定装置10における温度変化が安定するには相当な時間を要する。 While changes in the environmental temperature is rapidly, the temperature change in the measuring device 10 it takes considerable time to stabilize.

例えば、図15は、測定装置10において温度変化を示す図である。 For example, FIG. 15 is a diagram showing the temperature change in the measuring apparatus 10. 図15に示す図では、測定装置10が温度10℃から温度25℃に移動された場合および温度40℃から温度25℃に移動された場合の測定装置10内の温度変化が示されている。 In the diagram shown in FIG. 15, the measuring apparatus 10 is illustrated temperature change in the measuring device 10 when it is moved to the temperature 25 ° C. and from a temperature 40 ° C. When moved to a temperature 25 ° C. from the temperature of 10 ° C. is. 図15から使用温度10℃〜40℃において一旦生じた温度が安定するのに約30分要することがわかる。 Once the resulting temperature at the use temperature 10 ° C. to 40 ° C. From FIG 15 it can be seen that takes about 30 minutes to stabilize. 温度が変化している途中に温度補正が実行されると、正確な温度補正ができない場合が発生する。 When middle temperature correction temperature is changing is executed, it may not be accurate temperature compensation occurs.

そこで、事前に蓄積された温度とステップS31〜S32で測定される測定温度との間に大きな差分がある場合、測定誤差に影響を及ぼす程度の温度変化があったとして、測定処理を強制的に終了させる必要性がでてくる。 Therefore, when there is a large difference between the measurement temperature measured by the temperature steps S31~S32 stored in advance, if there is a temperature change of about affect the measurement error, forcing the measuring process the need to end come out. これにより、測定装置10における温度補正の精度を更に向上させることができるようになる。 Thus, further it is possible to improve the accuracy of temperature compensation in the measurement device 10. なお、バイオセンサ30が測定装置10に未挿入の状態での温度の事前測定は、所定の時間(例えば、5分)周期で行ってもよく、連続して実行してもよい。 Incidentally, preliminary measurement of the temperature in the state of not inserted to the measuring apparatus 10 biosensor 30 is a predetermined time (e.g., 5 minutes) may be performed in a cycle may be executed in succession. また、温度変化の度合いを判断して、温度変化大きい場合は、ユーザが測定を実施しようとしても測定処理が実行されないようにしてもよい。 Further, to determine the degree of temperature change, when the temperature change large, may be measurement process even trying out the user measurement is not executed.

本発明の実施の形態に係るバイオセンサシステムを示す図 It shows a biosensor system according to the embodiment of the present invention 同実施の形態に係るバイオセンサの分解斜視図 Exploded perspective view of the biosensor according to the embodiment 同実施の形態に係るスリットの形成有無によるバイオセンサの識別部の組み合わせを示す図 It shows a combination of the identification of the biosensor according to on-off state of the slit according to the embodiment 同実施の形態に係るバイオセンサと測定装置の構成を示す図 It shows the structure of the biosensor and the measuring device according to the embodiment 試料液の基質の含有量を定量する際のバイオセンサ及び測定装置の処理の流れを示す図 It shows a process flow of the biosensor and measuring device when quantifying the amount of a substrate of the sample liquid 試料液の基質の含有量を定量する際のバイオセンサ及び測定装置の処理の流れを示す図 It shows a process flow of the biosensor and measuring device when quantifying the amount of a substrate of the sample liquid 試料液の基質の含有量を定量する際のバイオセンサ及び測定装置の処理の流れを示す図 It shows a process flow of the biosensor and measuring device when quantifying the amount of a substrate of the sample liquid 測定された基質量に補正をかける割合を示す補正率と遅れ時間との関係を示す図 It shows the relationship between the correction factor and the delay time indicating a ratio multiplying the measured amount of substrate to correct 予備測定処理のプロファイルを示す図 It shows the profile of the preliminary measurement process 血液の粘性、反応試薬層と血液との反応時間および測定感度の関係を示す図 Diagram showing the relationship between reaction time and measurement sensitivity of the blood viscosity, reaction reagent layer with the blood 従来の手法と本予備測定処理とのグルコース濃度(mg/dl)の測定結果を示す図 Diagram showing a measurement result of the glucose concentration in the conventional technique and the present preliminary measurement process (mg / dl) 検量線データCAの一例を示す図 It illustrates an example of a calibration curve data CA 温度補正テーブルの一例を示す図 It illustrates an example of a temperature correction table 測定温度と測定バラツキとの関係を基質濃度ごとに示す図 It shows for each substrate concentration a relationship between the measured temperature and the measured variation 測定装置において温度変化を示す図 It shows the temperature change in the measuring device 従来のバイオセンサの分解斜視図 Exploded perspective view of a conventional biosensor

符号の説明 DESCRIPTION OF SYMBOLS

1 バイオセンサシステム 2 支持部 10 測定装置 11 表示部 30 バイオセンサ 30a 試料点着部 35 試料供給路 36 試薬層 37 対電極 38 測定電極 39 検知電極 42 識別部 CA 検量線T10 T15 T20 温度補正テーブル 1 biosensor system 2 supporting part 10 measuring device 11 display unit 30 biosensor 30a sample adhering part 35 sample supply path 36 reagent layer 37 counter electrode 38 measuring electrode 39 sensing electrode 42 identifying unit CA calibration curve T10 T15 T20 temperature correction table

Claims (10)

  1. 絶縁基板上の少なくとも一部に形成された対電極、測定電極及び検知電極を含む電極部、当該電極部に試料液を供給する試料供給路、当該試料供給路を介して供給される試料液と反応する試薬層とを有するバイオセンサを、着脱自在に支持する支持部と、当該電極部に電圧を印加するための接続端子および駆動電源とを有する測定装置に挿入して、当該試料液中に含まれる基質を定量するための基質の定量方法であって、 Electrode portion including at least a portion the formed counter electrode, the measuring electrode and the detection electrode on the insulating substrate, a sample supply path for supplying a sample solution to the electrode portion, and the sample liquid supplied through the sample supply path a biosensor having a reagent layer react, a support portion for detachably supporting and inserted into the measuring device having a connection terminal and a driving power supply for applying a voltage to the electrode portion, to the sample solution the substrate contained a quantitative method of a substrate for quantifying,
    前記バイオセンサが前記測定装置の支持部に挿入された場合、前記対電極および前記測定電極との第1の組、前記測定電極あるいは対電極と前記検知電極との第2の組それぞれ前記駆動電源によって電圧を切り替えて印加し、第1の組か第2の組のどちらが先に血液を検知するかを判断することを特徴とする基質の定量方法。 If the biosensor is inserted into the support portion of the measuring device, a first set of the counter electrode and the measuring electrode, the drive to the second set respectively and the detection electrode and the measuring electrode or counter electrode by switching the voltage applied by the power source, method of quantifying substrates either the first set or the second set, characterized in that the determining whether to detect the blood first.
  2. 前記バイオセンサには、試料供給路に沿って、試料供給口から試料の流れる方向に向かって、対電極、測定電極及び検知電極のうち検知電極が最も下流側に形成されており、 Wherein the biosensor, along the sample supply path, in the direction of flow from the sample supply inlet of the sample, a counter electrode, is formed on the most downstream side detection electrode of the measuring electrode and the detection electrode,
    前記電極部の前記第1の組、第2の組から出力される電流それぞれが所定のしきい値を超えたか否かにより、測定に必要な充分な量の試料液が供給されたか否かを判別することを特徴とする請求項1に記載の基質の定量方法。 Said first set of said electrode portions, depending on whether the respective current output from the second set exceeds a predetermined threshold, whether the sample liquid in a sufficient amount is supplied required for measurement the method of quantifying a substrate according to claim 1, characterized in that to determine.
  3. 前記第1の組からの電流が前記所定のしきい値を超えてから、所定の経過時間内に前記第2の組からの電流が所定のしきい値を超えない場合、試料液が不足していると判定することを特徴とする請求項2記載の基質の定量方法。 From the current from the first set exceeds the predetermined threshold value, if the current from the second set in a predetermined elapsed time does not exceed the predetermined threshold value, insufficient sample solution the method of quantifying a substrate according to claim 2, wherein the determining that the.
  4. 試料液が不足していると判定した場合に、その旨を測定装置より外部に出力するようにしたことを特徴とする請求項3記載の基質の定量方法。 When the sample liquid is determined to be insufficient, method of quantifying a substrate according to claim 3, characterized in that so as to output to the outside from the measuring device to that effect.
  5. 前記第1の組からの電流が前記所定のしきい値を超えてから、所定の経過時間内に前記第2の組からの電流が所定のしきい値を超えない場合、測定者が再度、試料液を追加して供給する作業のために、測定のステップを一時待機するようにしたことを特徴とする請求項2記載の基質の定量方法。 When the current from the first set from exceeding the predetermined threshold, the current from the second set in a predetermined elapsed time does not exceed a predetermined threshold, measuring person again, for work supplied by adding a sample solution, method of quantifying a substrate according to claim 2, characterized in that the step of measuring so as to temporarily waits.
  6. 前記バイオセンサの試料供給路には、試料供給口から試料の流れる方向に向かって、対電極、測定電極及び検知電極のうち検知電極が最も下流側に形成されるとともに、試料液の流れを促進するための排気口を備えており、前記第2の組からの電流が前記所定のしきい値を、前記第1の組よりも先に超えた場合であって、 Wherein the sample supply path of the biosensor, in the direction of flow from the sample supply inlet of the sample, a counter electrode, with sensing electrodes of the measuring electrode and the detection electrode is formed on the most downstream side, the flow of the specimen solution and an exhaust port for promoting the current from the second set of said predetermined threshold value, even if it exceeds earlier than said first set,
    所定の経過時間内に前記第1の組からの電流が所定のしきい値を超えないときには、試料液が誤って排気口から吸引されたと判定することを特徴とする請求項2記載の基質の定量方法。 When the current from the first set within a predetermined elapsed time does not exceed the predetermined threshold, the substrate according to claim 2, wherein determining that the sample liquid is sucked from accidental outlet quantification method.
  7. 前記第1の組からの電流が所定のしきい値を超えたことを検知してから、前記第2の組からの電流が所定のしきい値を超えるまでの経過時間にしたがって、前記電極部によって検知される電流に対応した基質の定量値を補正することを特徴とする請求項2に記載の基質の定量方法。 After detecting that the current from the first set exceeds a predetermined threshold, the current from the second set in accordance with the time elapsed exceeds a predetermined threshold, the electrode portions the method of quantifying a substrate according to claim 2, characterized in that to correct the quantitative value of the substrate corresponding to the current detected by.
  8. 前記測定装置は、前記バイオセンサより検知される電流と前記試料液中に含まれる基質の含有量との対応を示す検量データを記憶した記憶部を更に備え、 The measuring apparatus may further include a storage unit which stores calibration data indicative of the correspondence between the content of a substrate included in the current and the sample liquid to be sensed from the biosensor,
    前記記憶部に記憶された検量データを参照することによって、前記検知される電流に対応した基質の定量値を決定することを特徴とする請求項7記載の基質の定量方法。 By reference to the calibration data stored in the storage unit, method of quantifying a substrate according to claim 7, wherein determining the quantitative value of the substrate corresponding to the current the detection.
  9. 試料液を試料供給路に供給した後に、試料液と試薬層との反応を、ある時間、培養してから基質を定量するに際して、前記第1の組からの電流が所定のしきい値を超えたことを検知してから、前記第2の組からの電流が所定のしきい値を超えるまでの経過時間にしたがって、前記培養時間を変化させるようにしたことを特徴とする請求項2に記載の基質の定量方法。 The sample solution once applied to the sample supply path, the reaction between the liquid sample and the reagent layer, during a certain time, to quantify the substrate after the culture, the current from the first set exceeds a predetermined threshold it from the detection was, the current from the second set in accordance with the time elapsed exceeds a predetermined threshold value, according to claim 2, characterized in that so as to vary the incubation time the method of quantifying the substrate.
  10. 前記第1の組、第2の組いずれかで、電圧の印加先を一定時間ごとに切り換えることを特徴とする請求項1または2に記載の基質の定量方法。 Said first set, either a second set, method of quantifying a substrate according to claim 1 or 2, characterized in that switching the application destination of voltage every fixed time.
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