JP4840520B2 - バイオセンサ、バイオセンサ用測定装置及び基質の定量方法 - Google Patents

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。

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。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。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。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。

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。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。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。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。

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。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。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。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。

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。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。

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。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。

第１に、ユーザによる誤った操作が起因する。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。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。

第２に、測定対象物の特性が起因する。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。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。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。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。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。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。

第３に、測定時に及ぼす環境温度の影響が起因する。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。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。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。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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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、
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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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、前記待機期間の経過後、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。

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。

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 同実施の形態に係るバイオセンサの分解斜視図 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 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 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 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 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 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 予備測定処理のプロファイルを示す図 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 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 検量線データＣＡの一例を示す図 温度補正テーブルの一例を示す図 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 測定装置において温度変化を示す図 従来のバイオセンサの分解斜視図

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。

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。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。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。

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。

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。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。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。

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。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。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。

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。

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。図２はバイオセンサ３０の分解斜視図である。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。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。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。

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。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。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。

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。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。

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。

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。

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。

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。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。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。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。

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。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。

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。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。

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。この場合、スリット４１ｇ、４１ｈは設けられていない。

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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。

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。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。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。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。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。

次に、測定装置１０の構成の詳細について説明する。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。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。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。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。

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。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。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。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。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。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。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。

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。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。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。

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。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。

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。

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）。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。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）。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。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。

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。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）。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。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。

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）。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。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。

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）。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。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。

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）。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。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）。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。

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）。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。

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）。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。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。

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。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）。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）。

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）。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。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。

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）。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。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。

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）。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。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。

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）。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。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。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。

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。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。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。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。

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。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。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。

図６のフローチャートに戻り、説明を続ける。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）。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）。

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）。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。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。

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）。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）。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。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。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）。

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。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。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。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。

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。

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。縦軸に補正率、横軸に遅れ時間が示されている。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。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。

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。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）。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）。

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。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。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。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。

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）。

次に、エリアＡＦ間での導通検知が行われる（ステップ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。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）。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）。

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）。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）。

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。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。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。

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）。まず、この予備測定処理について図９を用いて説明する。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。

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。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。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。

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。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。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。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。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。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。

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。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。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。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。

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。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。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。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。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。

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。

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。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。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。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。また、電位Ｖ１としては、０．１Ｖ〜０．８Ｖが好ましい。

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。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。
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。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。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。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。

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。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。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。そこで、第２電位期間の長さｔ３−ｔ２は２〜１０秒が好ましい。また、電位Ｖ２としては、０．０５〜０．６Ｖが好ましい。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。

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。また、有機酸を含む場合に好適である。

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。

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。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。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。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。

更に、反応時間が短いほどばらつきが大きくなる。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。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。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。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。

再び、図７に戻り、測定処理の説明を続ける。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）。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）。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）。

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。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）。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）。

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）。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）。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。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。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。

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。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。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）。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）。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）。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）。

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。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。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。

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）。具体的には、以下の式（１）で補正される。

Ｄ１＝（抽出された基質の濃度）×｛（１００−感度補正率）／１００｝
ここで、Ｄ１は補正後の基質の濃度を示す。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。

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）。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。

図１３は、温度補正テーブルの一例を示す図である。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。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。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。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。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。

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。

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。測定精度に及ぼす影響について、具体的に説明する。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。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。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。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。

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。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。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。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。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。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。

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。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。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。

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。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。

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）。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。

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。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。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。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。

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。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。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。

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。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。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。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。

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。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。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。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。

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

Claims (4)

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、
   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、
   前記電極部の複数の電極のうちの前記測定電極と前記対電極を含む第１の電極の組と、
   前記第１の電極の組とは異なる前記検知電極を含む第２の電極の組と、のそれぞれの組の電極に対して前記駆動電源によって電圧を印加し、
   前記第１の組から出力される電流が所定のしきい値を超えた後、所定の経過時間内に前記第２の組から出力される電流が所定のしきい値を超えないときに、ユーザに対して前記試料供給路への試料液の追い足しを促すためにその旨を前記測定装置より外部へ出力するようにしたことを特徴とする基質の定量方法。
2. 前記第１の組からの電流が前記所定のしきい値を超えた後、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に、前記試料供給路への試料液の追い足しのために、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１に記載の基質の定量方法。
3. 所定の時間が経過しても、第２の組からの出力される電流が所定のしきい値を超えない場合に、検体不足エラーとして、測定処理を終了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。
4. 前記第１の組からの電流が前記所定のしきい値を超えた後、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応じて、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１〜３のいずれか１項に記載の基質の定量方法。

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