JPWO2010061629A1 - センサチップ、バイオセンサシステム、生体試料の温度測定方法、血液試料の温度測定方法、血液試料中の分析物の濃度測定方法 - Google Patents

Abstract

センサチップ（２００）は、測定部（４１）及び測定部（４２）を有する。測定部（４１）は、電極（１１）の部分（３１）および電極（１２）の部分（３２）で構成される電極系（温度電極）と、部分（３１）および部分（３２）を収容するキャピラリ（４０）の一部と、を有する。測定部（４２）は、センサ電極（１３）の部分（３３）および電極（１４）の部分（３４）で構成される電極系（分析電極）と、反応試薬層（２０）ならびに部分（３３）および部分（３４）を収容するキャピラリ（４０）の一部と、を有する。温度電極に流れる電流の大きさに基づいて血液試料の温度に関連するデータ（ａ）が取得され、分析電極間に流れる電流の大きさ量に基づいて血液試料中の分析物の濃度に関連するデータｂが取得される。

Description

本発明は、センサチップ、バイオセンサシステム、生体試料の温度測定方法、血液試料の温度測定方法、血液試料中の分析物の濃度測定方法に関する。

血液試料中の分析物濃度、例えば、血中グルコース濃度（血糖値）を測定するために、演算部を有する測定器と、測定器に着脱自在のセンサチップとを備えた携帯型バイオセンサシステムが用いられている。分析物の濃度は、分析物を基質とする酸化還元酵素を介した酵素サイクリング反応によって生じる、酸化体または還元体の量に基づく、電気化学式手法または光学式手法によって算出されている。酵素サイクリング反応の速度は、反応が進行している温度（反応温度）に依存する。このため、分析物の濃度は、反応温度に基づいて補正することが望ましい。

反応温度は、例えば、測定器に配置された温度センサによって測定される（特許文献１）。しかし、特許文献１のバイオセンサシステムでは、測定器の内部温度が測定されるので、測定される反応温度は、血液試料の温度を正確に反映しない。このため、分析物濃度の測定に、誤差が生じる場合がある。

特許文献２〜４は、反応温度の測定精度の向上を目的とするバイオセンサシステムを開示する。特許文献２および３のバイオセンサシステムは、センサチップの血液試料保持部の近傍に熱伝導部材を有しており、この熱伝導部材を介して伝達される血液試料の温度を測定器に配置された温度センサによって検出する。特許文献２および３のバイオセンサシステムでは、熱伝導部材と血液試料保持部との間に樹脂板が配置されているため、熱伝導部材が血液試料に接触することはない。特許文献４のバイオセンサシステムでは、センサチップを取り付けるための測定器の装着部に温度センサおよび熱伝導部材が配置されており、血液試料の温度が熱伝導部材を介して温度センサに伝達される。

特開２００３−１５６４６９号公報 特開２００１−２３５４４４号公報 特開２００３−４２９９５号公報 国際公開第２００３／０６２８１２号パンフレット

バイオセンサシステムを携帯した使用者が、寒暖差の大きな場所を移動（例えば、冬場または夏場に屋外から屋内へ移動）した場合、測定器は、環境温度の急激な変化に追随できず、しばらくの間、移動先の環境よりも高温または低温になる。例えば、４０℃または１０℃の環境から２５℃の環境に測定器を移動させると、測定器の温度が２５℃に収束するまでに約３０分間もかかる（特許文献１）。

測定器の温度センサによる反応温度の測定において、測定器の温度による影響を完全に排除することは容易でない。よって、センサを使用する環境の温度が急激に変化すると、特許文献２〜４に記載のバイオセンサシステムにおいても、分析物濃度の測定に誤差が生じやすくなる。

また、特許文献２〜４に記載のバイオセンサシステムでは、血液試料の温度が樹脂板および熱伝導部材を介して温度センサに熱伝達されるので、測定される反応温度は、血液試料の温度を正確に反映しない。

本発明は、血液試料の温度を測定し、使用環境の温度に起因する測定誤差の発生を抑制できるバイオセンサシステム、および当該センサシステムに適したセンサチップの提供を目的とする。また、本発明は、血液試料中の分析物濃度の測定精度を向上できる測定方法の提供を目的とする。

本発明の第１観点に係るセンサチップは、生体試料の温度を測定するセンサチップであって、生体試料の温度を測定するために少なくとも作用極と対極とを有しており、直流電圧が印加される温度電極と、生体試料を温度電極まで導入するキャピラリと、を備える。温度電極の作用極及び／または対極は、キャピラリに導入された生体試料と接触するように配置される。直流電圧は、直流電圧の印加時にヘマトクリットが温度の測定結果に与える影響が小さくなるように設定されている。

このセンサチップでは、温度電極が、生体試料の温度を測定するにあたって、ヘマトクリットの影響が少ない所定の直流電圧が、温度電極に印加される。
これにより、生体試料におけるヘマトクリット値に依存しない生体試料の温度測定が可能となる。この結果、生体試料の温度測定の精度を高めることが可能となると共に、生体試料の温度を利用した各種補正についての精度も高めることが可能となる。

本発明の第２観点に係るセンサチップは、第１観点に係るセンサチップであって、キャピラリにおける生体試料の取込量は５μＬ以下であり、温度電極における直流電圧の印加時間は１５秒以下である。

本発明の第３観点に係るセンサチップは、第１または第２の観点に係るセンサチップであって、所定の直流電圧は、生体試料の溶媒が電気分解される範囲である。

本発明の第４観点に係るセンサチップは、第１から第３の観点のいずれか１つに係るセンサチップであって、使い捨てである。

本発明の第５観点に係るセンサチップは、血液試料中の分析物の濃度を測定するセンサチップであって、血液試料に接触するように配置され、血液試料の温度を測定するために少なくとも作用極と対極とを有する温度電極と、血液試料の分析物の濃度に関する項目の測定に用いられる濃度測定部と、を備える。

これにより、従来の樹脂板や熱伝導部材等を介して伝達される熱を測定する温度電極を備えたセンサチップとは異なり、血液試料の温度を直接測定することが可能となる。この結果、使用環境の温度に起因する測定誤差の発生を抑制し、血液試料中の分析物濃度の測定精度を向上することが可能となる。

本発明の第６観点に係るセンサチップは、第５の観点に係るセンサチップであって、濃度測定部は、少なくとも作用極と対極とを備える分析電極である。

本発明の第７観点に係るセンサチップは、第６の観点に係るセンサチップであって、温度電極と分析電極とは、別に設けられている。

これにより、血液試料中の分析物の濃度を正確に測定することが可能となる。

本発明の第８観点に係るセンサチップは、第６または第７の観点に係るセンサチップであって、試料導入口と、試料導入口から温度電極及び分析電極まで血液試料を導入するキャピラリと、をさらに備える。温度電極は、分析電極よりも試料導入口に近い位置に配置されている。

本発明の第９観点に係るセンサチップは、第５から第８の観点のいずれか１つに係るセンサチップであって、温度電極は、酸化還元酵素および電子メディエータの少なくとも１つと接しないように配置されている。

これにより、血液試料の温度を正確に測定することが可能となる。

本発明の第１０観点に係るセンサチップは、第５から第９の観点のいずれか１つに係るセンサチップであって、濃度測定部は、酸化還元反応を起こす反応試薬をさらに備え、温度電極は、酸化還元反応を起こす反応試薬と接しないように配置されている。

これにより、温度電極に反応試薬が接触することを回避することができ、血液試料の温度を正確に測定することが可能となる。

本発明の第１１観点に係るセンサチップは、第５から第９の観点のいずれか１つに係るセンサチップであって、如何なる試薬とも接しないように配置されている。

これにより、温度電極に如何なる試薬も接触することを回避することができ、血液試料の温度を正確に測定することが可能となる。

本発明の第１２観点に係るセンサチップは、第６観点に係るセンサチップであって、温度電極の作用極が、少なくとも分析電極の作用極または対極のいずれかと共通である。

本発明の第１３観点に係るセンサチップは、第６観点に係るセンサチップであって、温度電極の対極が、少なくとも分析電極の作用極または対極のいずれかと共通である。

本発明の第１４観点に係るセンサチップは、第６から第８観点のいずれか１つに係るセンサチップであって、濃度測定部は、作用極及び対極以外の１以上の電極を有しており、作用極及び対極以外の濃度測定部の電極のうちの少なくとも１つが、温度電極の作用極及び対極のうちの少なくとも１つと共通である。

第１２から第１４観点の通り、濃度測定部に含まれる電極は、温度電極の作用極及び対極のうちの少なくとも１つを兼ねてもよい。
第１２及び第１３観点のセンサチップは、分析電極として複数の作用極及び／又は複数の対極を備えていてもよい。この複数の作用極及び／又は対極のうちの少なくとも１つが、温度電極の作用極及び／又は対極を兼ねることができる。

第１４観点における作用極及び対極以外の電極の例として、
‐ヘマトクリット測定用電極、
‐還元物質の濃度又は量の測定用電極、
‐血液の導入を検知する検知極、
‐グルコース濃度、ヘマトクリット、又は還元物質の濃度若しくは量の測定用の電極以外に設けられた他の測定用の電極が挙げられる。

本発明の第１５観点に係るセンサチップは、第６観点に係るセンサチップであって、温度電極における作用極の面積が、温度電極における対極の面積と同じか、それより小さい。

本発明の第１６観点に係るセンサチップは、第５から第１５観点のいずれか１つに係るセンサチップであって、分析物の濃度に関する項目には、少なくともヘマトクリットが含まれている。

本発明の第１７観点に係るセンサチップは、第５から第１６の観点のいずれか１つに係るセンサチップであって、分析物の濃度に関する項目には、少なくとも還元物質の量または濃度が含まれている。

本発明の第１８観点に係る生体試料の温度測定方法は、作用極と対極とから形成される温度電極と、キャピラリと、を備えているセンサチップにおいて、生体試料の温度を測定する温度測定方法であって、キャピラリにより、生体試料を温度電極まで導入する導入ステップと、温度電極に直流電圧を印加する印加ステップと、印加ステップにおいて印加される直流電圧を、第１電圧に調整する調整ステップと、を備える。第１電圧は、第１電圧の温度電極への印加時にヘマトクリットが温度の測定結果に与える影響が小さくなるように設定されている。

この方法によれば、生体試料におけるヘマトクリット値に依存しない生体試料の温度測定が可能となる。この結果、生体試料の温度測定の精度を高めることが可能となると共に、生体試料の温度を利用した各種補正についての精度も高めることが可能となる。

本発明の第１９観点に係る温度測定方法は、第１８観点に係る温度測定方法であって、ヘマトクリットが温度の測定結果に与える影響が小さくなるような直流電圧の値を予め測定および記憶しておき、調整ステップは、記憶された直流電圧に基づいて第１電圧に調整するステップである。

本発明の第２０観点に係る生体試料の温度測定方法は、第１８または第１９観点に係る生体試料の温度測定方法であって、取込ステップにおける生体試料の取込量は５μＬ以下であり、印加ステップにおける直流電圧の印加時間は１５秒以下である。

本発明の第２１観点に係る血液試料の温度測定方法は、作用極と対極とから形成されている温度電極を備えたセンサチップで使用される血液試料の温度を測定する方法であって、血液試料に接触させた温度電極に電圧を印加するステップと、電圧を印加することによって血液試料中に流れる電流の大きさに基づいて、血液試料の温度に関連するデータａを取得するステップと、データａに基づいて、血液試料の温度ｔを算出するステップと、を備えている。

ここでは、血液試料に接触させた温度電極に電圧を印加することによって取得できる血液試料の温度に関連するデータａに基づいて、血液試料の温度ｔを算出している。
これにより、正確に取得された血液試料の温度に関連するデータａに基づいて、血液試料の温度ｔを算出することができるので、使用環境の温度に起因する測定誤差の発生を抑制することが可能となる。

本発明の第２２観点に係る血液試料中の分析物の濃度測定方法は、血液試料に接触させた一対の電極に電圧を印加することによって血液試料中に流れる電流の大きさに基づいて、血液試料の温度に関連するデータａを取得するステップと、血液試料中の分析物を基質とする酸化還元酵素が関与する反応によって血液試料中に流れる電流の大きさに基づいて、分析物の濃度に関連するデータｂを取得するステップと、データａおよびデータｂに基づいて、血液試料中の分析物濃度を決定する濃度測定ステップとを備えている。

ここでは、樹脂板や熱伝導部材を介することなく、血液試料の温度を直接測定することによって取得されたデータａを取得し、血液試料の温度に関連するデータａおよび分析物の濃度に関連するデータｂに基づいて、血液試料中の分析物濃度を決定している。

これにより、血液試料中の分析物濃度の測定精度を向上することが可能となる。

本発明の第２３観点に係る血液試料中の分析物の濃度測定方法は、第２２観点に係る血液試料中の分析物の濃度測定方法であって、濃度測定ステップは、データａに基づいてデータｂを補正するステップを含んでいる。

これにより、血液試料中の分析物濃度の測定精度を向上することが可能となる。

本発明の第２４観点に係る血液試料中の分析物の濃度測定方法は、第２２観点に係る血液試料中の分析物の濃度測定方法であって、濃度測定ステップは、データｂに基づいて、血液試料の分析物の濃度ｘを算出するステップと、データａに基づいて、濃度ｘを補正するステップとを含んでいる。

これにより、血液試料中の分析物濃度の測定精度を向上することが可能となる。

本発明の第２５観点に係る血液試料中の分析物の濃度測定方法は、第２２観点に係る血液試料中の分析物の濃度測定方法であって、濃度測定ステップは、データａに基づいて、血液試料の温度ｔを算出するステップと、温度ｔに基づいて、データｂを補正するステップと、を含んでいる。

これにより、血液試料中の分析物濃度の測定精度を向上することが可能となる。

本発明の第２６観点に係る血液試料中の分析物の濃度測定方法は、第２２観点に係る血液試料中の分析物の濃度測定方法であって、濃度測定ステップは、データａに基づいて、血液試料の温度ｔを算出するステップと、データｂに基づいて、血液試料の分析物の濃度ｘを算出するステップと、温度ｔに基づいて、濃度ｘを補正するステップとを含んでいる。

これにより、血液試料中の分析物濃度の測定精度を向上することが可能となる。

本発明の第２７観点に係る血液試料中の分析物の濃度測定方法は、第２２から第２６の観点のいずれか１つに係る血液試料中の分析物の濃度測定方法であって、データａを取得するステップは、データｂを取得するステップよりも先に行う。

これにより、データｂ取得時の温度をより正確に反映させることが可能となる。

本発明の第２８観点に係る血液試料中の分析物の濃度測定方法は、第２２観点に係る血液試料中の分析物の濃度測定方法であって、濃度測定ステップは、データｂ取得後に、血液試料に接触させた一対の電極に所定の電圧を印加することによって血液試料中に流れる電流の大きさに基づいて、血液試料の温度に関連するデータｃを取得するステップと、データａとデータｃとを演算することによって血液試料の温度に関連するデータｄを求めるステップと、データｄに基づいて、データｂを補正するステップとを含んでいる。

これにより、データｂ取得時の温度をより正確に反映させることが可能となり、血液試料中の分析物濃度の測定精度を向上することが可能となる。

本発明の第２９観点に係る血液試料中の分析物の濃度測定方法は、第２２観点に係る血液試料中の分析物の濃度測定方法であって、濃度測定ステップは、データａに基づいて、血液試料の温度ｔを算出するステップと、データｂに基づいて、血液試料の分析物の濃度ｘを算出するステップと、血液試料の周囲の環境温度ｔ１を測定するステップと、温度ｔと環境温度ｔ１との差分を温度閾値Ｚと比較するステップと、｜ｔ−ｔ１｜≧Ｚを満たす場合、温度ｔに基づいて濃度ｘを補正し、｜ｔ−ｔ１｜＜Ｚを満たす場合、温度ｔ１に基づいて濃度ｘを補正するステップとを含んでいる。

ここでは、データａに基づいて血液試料の温度ｔ、データｂに基づいて血液試料の分析物の濃度ｘを算出し、さらに、血液試料の周囲の環境温度ｔ１を測定している。そして、温度ｔと環境温度ｔ１との差分を温度閾値Ｚと比較して、以下のとおり補正している。

｜ｔ−ｔ１｜≧Ｚを満たす場合、温度ｔに基づいて濃度ｘを補正
｜ｔ−ｔ１｜＜Ｚを満たす場合、温度ｔ１に基づいて濃度ｘを補正
これにより、外部温度環境に応じた適正な温度を用いて濃度ｘを補正することができるので、血液試料中の分析物濃度の測定精度を向上することが可能となる。

本発明の第３０観点に係る血液試料中の分析物の濃度測定方法は、第２２から第２９の観点のいずれか１つに係る血液試料中の分析物の濃度測定方法であって、血液試料の温度に関連するデータａには温度が含まれており、分析物の濃度に関連するデータｂにはグルコース濃度が含まれている。

ここでは、データａとして取得するデータの項目として温度が含まれ、データｂとして取得するデータの項目としてグルコース濃度が含まれている。

本発明の第３１観点に係る血液試料中の分析物の濃度測定方法は、第３０観点に係る血液試料中の分析物の濃度測定方法であって、分析物の濃度に関連するデータｂにはヘマトクリットが含まれている。

ここでは、データｂとして取得するデータの項目としてヘマトクリットが含まれている。

本発明の第３２観点に係る血液試料中の分析物の濃度測定方法は、第３０または第３１観点に係る血液試料中の分析物の濃度測定方法であって、分析物の濃度に関連するデータｂには還元物質の量または濃度が含まれている。

ここでは、データｂとして取得するデータの項目として還元物質量または濃度が含まれている。

本発明の第３３観点に係る血液試料中の分析物の濃度測定方法は、第３０から第３２の観点のいずれか１つに係る血液試料中の分析物の濃度測定方法であって、データａおよびデータｂに含まれるデータのうち、少なくとも２つの項目を同時に測定する。

ここでは、データａおよびデータｂに含まれるデータを測定する際、同時に２つ以上の項目を測定する。例えば、グルコース濃度と還元物質の量または濃度と同時を測定する。

本発明の第３４観点に係る血液試料中の分析物の濃度測定方法は、第３０から第３２の観点のいずれか１つに係る血液試料中の分析物の濃度測定方法であって、データａおよびデータｂに含まれるデータの測定は、それぞれ独立して行われる。

ここでは、データａおよびデータｂに含まれるデータを測定する際、同時に２つ以上の項目を測定するのではなく１つ１つ順番に行われる。なお、各項目を測定する順番は任意でよい。

本発明の第３５観点に係る血液試料中の分析物の濃度測定方法は、第３０から第３２の観点のいずれか１つに係る血液試料中の分析物の濃度測定方法であって、データａおよびデータｂに含まれるデータの測定は、温度、グルコース濃度および還元物質の量もしくは濃度、ヘマトクリットの順番で行われる。

ここでは、データを測定する順番を特定している。これにより、速度、正確さ、電極への負担面において有利な効果を得ることが可能となる。

本発明の第３６観点に係る血液試料中の分析物の濃度測定方法は、第３０から第３５の観点のいずれか１つに係る血液試料中の分析物の濃度測定方法であって、データａおよびデータｂに含まれるデータの測定は、独立した電極を介して行われる。

ここでは、データａおよびデータｂに含まれるデータを測定する際、それぞれ独立した電極を介して行う。

本発明の第３７観点に係るバイオセンサシステムは、第１から第１７の観点のいずれか１つに係るセンサチップと、センサチップの温度電極に電圧を印加する制御回路を含む測定器とを有する、血液試料中の分析物の濃度を測定するバイオセンサシステムであって、制御回路に従って温度電極に電圧を印加する電圧印加部と、血液試料に接触させた温度電極に流れる電流の大きさに基づいて、血液試料の温度に関連するデータａを取得する温度測定部と、血液試料中の分析物を基質とする酸化還元酵素が関与する反応によって血液試料中に流れる電流の大きさに基づいて、分析物の濃度に関連するデータｂを取得する分析物測定部と、データａおよびデータｂに基づいて、血液試料中の分析物濃度を決定する濃度決定部と、を備えている。

ここでは、樹脂板や熱伝導部材を介することなく、血液試料の温度を直接測定することによって取得されたデータａを取得し、血液試料の温度に関連するデータａおよび分析物の濃度に関連するデータｂに基づいて、濃度決定部が、血液試料中の分析物濃度を決定している。

これにより、使用環境の温度に起因する測定誤差の発生を抑制し、血液試料中の分析物濃度の測定精度を向上することが可能となる。

本発明の第３８観点に係るバイオセンサシステムは、第３７観点に係るバイオセンサシステムであって、濃度決定部は、データａに基づいて、データｂを補正する第１の分析物補正部を含んでいる。

ここでは、樹脂板や熱伝導部材を介することなく、血液試料の温度を直接測定することによって取得されたデータａに基づいて、第１の分析物補正部が、血液試料中における分析物の濃度に関連するデータｂを補正している。

これにより、使用環境の温度に起因する測定誤差の発生を抑制し、血液試料中の分析物濃度の測定精度を向上することが可能となる。

本発明の第３９観点に係るバイオセンサシステムは、第３７観点に係るバイオセンサシステムであって、濃度決定部は、データｂに基づいて、血液試料の分析物の濃度ｘを算出する算出部と、データａに基づいて、濃度ｘを補正する第２の分析物補正部とを含んでいる。

ここでは、分析物補正部が、データｂに基づいて血液試料の分析物の濃度ｘを算出した後、第２の分析物補正部が、血液試料の温度を直接測定することによって取得されたデータａに基づいて濃度ｘを補正している。

これにより、使用環境の温度に起因する測定誤差の発生を抑制し、血液試料中の分析物濃度の測定精度を向上することが可能となる。

本発明の第４０観点に係るバイオセンサシステムは、第３７観点に係るバイオセンサシステムであって、濃度決定部は、データａに基づいて、血液試料の温度ｔを算出する算出部と、温度ｔに基づいて、データｂを補正する第３の分析物補正部とを含んでいる。

ここでは、算出部が、血液試料の温度を直接測定することによって取得されたデータａに基づいて血液試料の温度ｔを算出した後、第３の分析物補正部が、温度ｔに基づいてデータｂを補正している。

これにより、使用環境の温度に起因する測定誤差の発生を抑制し、血液試料中の分析物濃度の測定精度を向上することが可能となる。

本発明の第４１観点に係るバイオセンサシステムは、第３７観点に係るバイオセンサシステムであって、濃度決定部は、データａに基づいて、血液試料の温度ｔを算出する算出部と、データｂに基づいて、血液試料の分析物の濃度ｘを算出する算出部と、温度ｔに基づいて、濃度ｘを補正する第４の分析物補正部とを含んでいる。

ここでは、算出部が、血液試料の温度を直接測定することによって取得されたデータａに基づいて血液試料の温度ｔ、データｂに基づいて血液試料の分析物の濃度ｘを算出した後、第４の分析物補正部が、温度ｔに基づいて濃度ｘを補正している。

これにより、使用環境の温度に起因する測定誤差の発生を抑制し、血液試料中の分析物濃度の測定精度を向上することが可能となる。

本発明の第４２観点に係るバイオセンサシステムは、第３７から第４１の観点のいずれか１つに係るバイオセンサシステムであって、温度測定部により試料の温度に関連するデータａ取得後に、分析物測定部により分析物の濃度に関連するデータｂを取得する。

これにより、データｂ取得時の温度をより正確に反映させることが可能となる。

本発明の第４３観点に係るバイオセンサシステムは、第３７観点に係るバイオセンサシステムであって、濃度決定部は、データｂ取得後に、血液試料に接触させた温度電極に流れる電流の大きさに基づいて、血液試料の温度に関連するデータｃを取得する温度測定部と、データａとデータｃとを演算し、血液試料の温度に関連するデータｄを求める演算部と、データｄに基づいて、血液試料の温度に応じて補正された分析物の濃度ｘを算出する算出部とを含んでいる。

ここでは、データｂ取得後に、もう一度データａと同じ取得方法で血液試料の温度に関連するデータｃを取得し、演算部が、データａとデータｃとを演算することによって血液試料の温度に関連するデータｄを求めている。そして、算出部が、このデータｄに基づいて濃度ｘを補正している。

これにより、データｂ取得時の温度をより正確に反映させることが可能となり、血液試料中の分析物濃度の測定精度を向上することが可能となる。

本発明の第４４観点に係るバイオセンサシステムは、第３７観点に係るバイオセンサシステムであって、濃度決定部は、データａに基づいて、血液試料の温度ｔを算出する温度算出部と、データｂに基づいて、血液試料の分析物の濃度ｘを算出する濃度算出部と、血液試料の周囲の環境温度ｔ１を測定する環境温度測定部と、温度ｔと環境温度ｔ１との差分を温度閾値Ｚと比較する比較部と、｜ｔ−ｔ１｜≧Ｚを満たす場合、温度ｔに基づいて濃度ｘを補正し、｜ｔ−ｔ１｜＜Ｚを満たす場合、環境温度ｔ１に基づいて濃度ｘを補正する補正部とを含んでいる。

ここでは、データａに基づいて血液試料の温度ｔ、データｂに基づいて血液試料の分析物の濃度ｘを算出し、さらに、血液試料の周囲の環境温度ｔ１を測定している。そして、温度ｔと環境温度ｔ１との差分を温度閾値Ｚと比較して、以下のとおり補正している。

｜ｔ−ｔ１｜≧Ｚを満たす場合、温度ｔに基づいて濃度ｘを補正
｜ｔ−ｔ１｜＜Ｚを満たす場合、温度ｔ１に基づいて濃度ｘを補正
これにより、外部温度環境に応じた適正な温度を用いて濃度ｘを補正することができるので、血液試料中の分析物濃度の測定精度を向上することが可能となる。

本発明の第４５観点に係るバイオセンサシステムは、第３７から第４４の観点のいずれか１つに係るバイオセンサシステムであって、血液試料の温度に関連するデータａには温度が含まれており、分析物の濃度に関連するデータｂにはグルコース濃度が含まれている。

ここでは、データａとして取得するデータの項目として温度が含まれ、データｂとして取得するデータの項目としてグルコース濃度が含まれている。

本発明の第４６観点に係るバイオセンサシステムは、第４５観点に係るバイオセンサシステムであって、分析物の濃度に関連するデータｂにはヘマトクリットが含まれている。

ここでは、データｂとして取得するデータの項目としてヘマトクリットが含まれている。

本発明の第４７観点に係るバイオセンサシステムは、第４５または第４６観点に係るバイオセンサシステムであって、分析物の濃度に関連するデータｂには還元物質の量または濃度が含まれている。

ここでは、データｂとして取得するデータの項目として還元物質の量または濃度が含まれている。

本発明の第４８観点に係るバイオセンサシステムは、第４５から第４７の観点のいずれか１つに係るバイオセンサシステムであって、データａおよびデータｂに含まれるデータのうち、少なくとも２つの項目を同時に測定するように制御回路を制御するシーケンス制御部をさらに備えている。

ここでは、データａおよびデータｂに含まれるデータを取得する際、シーケンス制御部は、同時に２つ以上の項目を測定するように制御回路を制御する。例えば、シーケンス制御部は、グルコース濃度と還元物質の量または濃度とを同時に取得するように制御回路を制御する。

本発明の第４９観点に係るバイオセンサシステムは、第４５から第４７の観点のいずれか１つに係るバイオセンサシステムであって、データａおよびデータｂに含まれるデータの測定をそれぞれ独立して行うように制御回路を制御するシーケンス制御部をさらに備えている。

ここでは、データａおよびデータｂに含まれるデータを取得する際、シーケンス制御部は、同時に２つ以上の項目を測定するのではなく１つ１つ順番に測定するように制御回路を制御する。なお、各項目の取得する順番は任意であってよい。

本発明の第５０観点に係るバイオセンサシステムは、第４５から第４７の観点のいずれか１つに係るバイオセンサシステムであって、データａおよびデータｂに含まれるデータの測定は、温度、グルコース濃度および還元物質の量または濃度、ヘマトクリットの順番で行うように制御回路を制御するシーケンス制御部をさらに備えている。

ここでは、データを測定する順番を特定している。これにより、速度、正確さ、電極への負担面において有利な効果を得ることが可能となる。

本発明の第５１観点に係るバイオセンサシステムは、第４５から第５０の観点のいずれか１つに係るバイオセンサシステムであって、データａおよびデータｂに含まれるデータの測定は独立した電極を介して行うように制御回路を制御する電極選択部をさらに備えている。

ここでは、データａおよびデータｂに含まれるデータを測定する際、電極選択部は、それぞれ独立した電極を介して行うように制御回路を制御する。

本発明に係るセンサチップ、バイオセンサシステム、血液試料の温度測定方法、血液試料中の分析物の濃度測定方法によれば、使用環境の温度に起因する測定誤差の発生を抑制し、血液試料中の分析物濃度の測定精度を向上させることが可能となる。

本発明の一実施形態に係るバイオセンサシステムの斜視図。 本発明の一実施形態に係るバイオセンサチップの分解斜視図。 本発明の一実施形態に係るバイオセンサチップの透視平面図。 本発明の一実施形態に係るバイオセンサシステムにおける回路構成図。 本発明の一実施形態に係るバイオセンサシステムにおける血液試料中の分析物濃度の測定方法を示すフローチャート。 （ａ）および（ｂ）は、本発明の他の実施形態に係るバイオセンサシステムにおける血液試料中の分析物濃度の測定方法を示すフローチャート、バイオセンサシステムにおける回路構成図。 （ａ）および（ｂ）は、本発明の他の実施形態に係るバイオセンサシステムにおける血液試料中の分析物濃度の測定方法を示すフローチャート、バイオセンサシステムにおける回路構成図。 （ａ）、（ｂ）および（ｃ）は、本発明の一実施形態に係るバイオセンサチップを用いて得られる電流の変化特性を示すグラフ。 本発明の一実施形態に係るセンサチップの分解斜視図。 本発明の一実施形態に係るセンサチップの透視平面図。 （ａ）、（ｂ）、および（ｃ）は、実施例１において図８に対応する電流特性グラフ。 実施例１において所定の温度に対して得られた電流特性グラフ。 （ａ）、（ｂ）、および（ｃ）は、実施例７における温度が４度のときの、所定の印加電圧、所定のヘマトクリット値に対して得られた電流特性グラフ。 （ａ）、（ｂ）、および（ｃ）は、実施例７における温度が１３度のときの、所定の印加電圧、所定のヘマトクリット値に対して得られた電流特性グラフ。 （ａ）、（ｂ）、および（ｃ）は、実施例７における温度が２１度のときの、所定の印加電圧、所定のヘマトクリット値に対して得られた電流特性グラフ。 （ａ）、（ｂ）、および（ｃ）は、実施例７における温度が３０度のときの、所定の印加電圧、所定のヘマトクリット値に対して得られた電流特性グラフ。 （ａ）、（ｂ）、および（ｃ）は、実施例７における温度が３８度のときの、所定の印加電圧、所定のヘマトクリット値に対して得られた電流特性グラフ。 実施例１０において所定の温度に対して得られた電流値との関係を示すグラフ。 実施例１１におけるセンサチップの電極間距離を示す斜視図。 （ａ）〜（ｄ）は、実施例１１において、血液試料が１１℃における電極間距離別、ヘマトクリット別の応答電流値を示すグラフ。 （ａ）〜（ｄ）は、実施例１１において、血液試料が２１℃における電極間距離別、ヘマトクリット別の応答電流値を示すグラフ。 （ａ）〜（ｄ）は、実施例１１において、血液試料が３０℃における電極間距離別、ヘマトクリット別の応答電流値を示すグラフ。 （ａ）および（ｂ）は、実施例１２におけるセンサチップを示す斜視図。 （ａ）および（ｂ）は、実施例１２において、血液試料が１１℃における電極形状別、ヘマトクリット別の応答電流値を示すグラフ。 （ａ）および（ｂ）は、実施例１２において、血液試料が２１℃における電極形状別、ヘマトクリット別の応答電流値を示すグラフ。 （ａ）および（ｂ）は、実施例１２において、血液試料が３０℃における電極形状別、ヘマトクリット別の応答電流値を示すグラフ。 （ａ）および（ｂ）は、実施例１３におけるセンサチップを示す斜視図。 （ａ）〜（ｄ）は、実施例１３において、血液試料が３０℃におけるリード幅別、ヘマトクリット別の応答電流値を示すグラフ。 実施例１４におけるセンサチップのキャピラリ高さを示す斜視図。 （ａ）および（ｂ）は、実施例１４において、血液試料が１１℃におけるキャピラリ高さ別、ヘマトクリット別の応答電流値を示すグラフ。 （ａ）および（ｂ）は、実施例１４において、血液試料が２１℃におけるキャピラリ高さ別、ヘマトクリット別の応答電流値を示すグラフ。 （ａ）および（ｂ）は、実施例１４において、血液試料が３０℃におけるキャピラリ高さ別、ヘマトクリット別の応答電流値を示すグラフ。 （ａ）および（ｂ）は、実施例１５において、血液試料が４℃におけるパラジウム抵抗別の応答電流値を示すグラフ。 （ａ）および（ｂ）は、実施例１５において、血液試料が１３℃におけるパラジウム抵抗別の応答電流値を示すグラフ。 （ａ）および（ｂ）は、実施例１５において、血液試料が２１℃におけるパラジウム抵抗別の応答電流値を示すグラフ。 （ａ）および（ｂ）は、実施例１５において、血液試料が３０℃におけるパラジウム抵抗別の応答電流値を示すグラフ。 （ａ）および（ｂ）は、実施例１５において、血液試料が３８℃におけるパラジウム抵抗別の応答電流値を示すグラフ。 実施例１６において、血液試料が２４℃におけるグルコース濃度別の応答電流値を示すグラフ。 実施例１７において、血液試料が２４℃におけるアスコルビン酸濃度別の応答電流値を示すグラフ。 実施例１８おいて、２４℃の環境下で血液試料を導入した場合の温度別の応答電流値を示すグラフ。 実施例１９におけるセンサチップの上回り、下回りを示す斜視図。 実施例１９おいて、２４℃の環境下で上回り、下回りに血液が付着した場合の応答電流値を示すグラフ。 実施例２０において、２４℃の環境下において、指でセンサチップの先端部をつまんだ場合とつままなかった場合の応答電流値を示すグラフ。 実施例２１における測定シーケンスを示す説明図。 （ａ）は、実施例２１において測定されたグルコースの応答電流値を示すグラフ、（ｂ）は、実施例２１において測定された温度、Ｈｃｔの応答電流値を示すグラフ。 （ａ）は、実施例２１における温度測定の応答電流値を示すグラフ、（ｂ）は、実施例２１において温度を測定した場合の温度別の応答電流値を示すグラフ。 実施例２１における他の測定シーケンスを示す説明図。 （ａ）および（ｂ）は、本発明の変形例１に係るバイオセンサシステムにおける血液試料中の分析物濃度の測定方法を示すフローチャート。 （ａ）および（ｂ）は、本発明の変形例１に係るバイオセンサシステムにおける血液試料中の分析物濃度の測定方法を示すフローチャート。 （ａ）および（ｂ）は、本発明の変形例１に係るバイオセンサシステムにおける回路構成図。 （ａ）および（ｂ）は、本発明の変形例１に係るバイオセンサシステムにおける回路構成図。 本発明の変形例２に係るバイオセンサシステムにおける回路構成図。 本発明の一実施形態に係るバイオセンサシステムにおける回路構成図。

発明を実施するため形態

本発明によるバイオセンサシステムは、センサチップに配置された測定部によって、分析物の温度を血液試料から取得する。

図１は、本発明によるバイオセンサシステムの一例を説明するための図である。このバイオセンサシステム１００は、直方体状の測定器１０１と、センサチップ２００とを有している。測定器１０１の側壁面には、矩形状の孔である装着口１０２が形成されている。センサチップ２００は、装着口１０２に着脱自在な状態で測定器１０１に接続される。測定器１０１の一方の主面の略中央部には、測定結果を表示する表示部１０３が配置されている。

図２は、センサチップ２００の分解斜視図であり、図３は、その平面図である。このセンサチップ２００は、矩形状の切欠部２０４が形成されたスペーサー２０２を介して、かつ、絶縁基板２０１の一方の端部（図２における右側の端部）を残して、絶縁基板２０１上にカバー２０３が配置されている。

各部材２０１、２０２、２０３は、例えば接着または熱溶着によって、一体化されている。スペーサー２０２の切欠部２０４は、各部材の一体化後には、血液試料を保持するキャピラリ４０として機能する。キャピラリ４０は、センサチップ２００の長辺に沿って長い形状であり、スペーサー２０２の一方の端部（図２、図３における左側の端部）において外部に連通している。換言すれば、キャピラリ４０は、センサチップ２００の外部に開口する血液試料導入口１７と連通している。そして、カバー２０３は、キャピラリ４０において、血液試料導入口１７側とはと反対側の端近傍に、排気口１６を有している。これにより、毛管現象によって、血液試料は、血液試料導入口１７からキャピラリ４０の内部に容易に吸引される。

絶縁基板２０１上には、電極（電圧印加部）１１、１２、１３、１４、１５が、それぞれの一部分（部分３１、３２、３３、３４、３５）がキャピラリ４０に面するように配置されている。電極１１の部分３１および電極１２の部分３２は、電極１３の部分３３および電極１４の部分３４よりも血液試料導入口１７に近接する位置に配置されている。

絶縁基板２０１上には、反応試薬層２０が、電極１３の部分３３の全体を覆うと共に、電極１４の部分３４および電極１５の部分３５を部分的に覆うように形成されている。反応試薬層２０は、血液試料中の分析物を基質とする酸化還元酵素と、電子メディエータと、を含有する。

反応試薬層２０は、電極１１の部分３１および電極１２の部分３２から離れた位置に形成されている。好ましくは、電極１１の部分３１および電極１２の部分３２上には酸化還元酵素、または、電子メディエータを含む反応試薬は配置されず、より好ましくは、いかなる反応試薬も配置されない。

上記とは逆に、電極１３の部分３３および電極１４の部分３４が、電極１１の部分３１および電極１２の部分３２よりも、血液試料導入口１７に近接する位置に配置されると、血液試料導入口１７から血液試料が導入される際に、電極１３の部分３３および電極１４の部分３４上の反応試薬層２０が流されることで、電極１３の部分３３および電極１４の部分３４に到達することがあり得る。よって、このような配置は避けられるべきである。

センサチップ２００は、測定部４１（測定部Ａ）を有する。測定部Ａは、電極１１の部分３１および電極１２の部分３２によって構成される電極系（温度電極）と、部分３１および部分３２を収容するキャピラリ４０の一部の空間とによって構成される。

さらに、センサチップ２００は、測定部４２（測定部Ｂ）を有する。測定部Ｂは、電極１３の部分３３および電極１４の部分３４によって構成される電極系（分析電極）と、反応試薬層２０ならびに部分３３および部分３４を収容するキャピラリ４０の一部の空間とによって構成される。

測定部Ａの温度電極では、電極１１は作用極として、電極１２は対極として機能する。測定部Ｂの分析電極では、電極１３は作用極として、電極１４は対極として機能する。
測定部Ａ（温度測定部）は、温度電極に流れる電流の量に基づいて、血液試料の温度に関連するデータａを取得する。温度電極上で電気化学反応する物質は、主に血液試料中の成分であり、水であってもよく、赤血球および白血球などの血球成分であってもよい。

測定部Ｂ（分析物測定部）は、分析電極間に流れる電流の量に基づいて、血液試料中の分析物の濃度に関連するデータｂを取得する。分析電極上で電気化学反応する物質は、主に、酸化還元酵素との間で電子の授受がなされた電子メディエータである。測定部Ｂで取得されたデータｂは、データａを用いて温度に基づく補正が行われる。分析物の濃度は、補正後のデータｂを用いて算出される。

電極１３の部分３３および電極１４の部分３４の両方または片方は、電極１１の部分３１および電極１２の部分３２の両方または片方を兼ねることができる。しかし、これらの電極は別個に設けられる方が好ましい。

電極１５の部分３５は、キャピラリ４０の奥側の端部近傍に、換言すれば、外部に連通する端と反対側の端の近傍に配置されている。電極１５と電極１３との間に電圧が印加されることにより、血液試料がキャピラリ４０の奥にまで導入されたことが、容易に検知される。なお、電極１３に代えて電極１４と電極１５との間に、電圧が印加されてもよい。

電極１１、１２、１３、１４、１５は、それぞれリード（図示せず）と連結している。リードの一端は、各電極間に電圧を印加できるように、スペーサー２０２およびカバー２０３で覆われていない絶縁基板２０１の端部において、センサチップ２００の外部に露出している。

血液試料中の分析物としては、血球を除く物質、例えば、グルコース、アルブミン、乳酸、ビリルビンおよびコレステロールが挙げられる。酸化還元酵素は、対象とする分析物を基質とするものを使用する。酸化還元酵素としては、グルコースオキシダーゼ、グルコースデヒドロゲナーゼ、ラクテートオキシダーゼ、ラクテートデヒドロゲナーゼ、ビリルビンオキシダーゼおよびコレステロールオキシダーゼが例示される。反応試薬層中の酸化還元酵素の量としては、０．０１〜１００ユニット（Ｕ）、好ましくは、０．０５〜１０Ｕ、より好ましくは、０．１〜５Ｕの範囲が例示される。

反応試薬層２０は、フェリシアン化カリウム、ｐ−ベンゾキノン、ｐ−ベンゾキノン誘導体、酸化型フェナジンメトサルフェート、メチレンブルー、フェリシニウムおよびフェリシニウム誘導体といった、酵素反応にて生じた電子を電極に受け渡す機能を有する電子メディエータを含有することが望ましい。反応試薬層２０は、反応試薬層の成形性を高めるために、水溶性高分子化合物を含有してもよい。水溶性高分子化合物としては、カルボキシメチルセルロースおよびその塩、ヒドロキシエチルセルロース、ヒドロキシプロピルセルロース、メチルセルロース、エチルセルロース、エチルヒドロキシエチルセルロース、カルボキシエチルセルロースおよびその塩、ポリビニルアルコール、ポリビニルピロリドン、ポリリジンといったポリアミノ酸、ポリスチレンスルホン酸およびその塩、ゼラチンおよびその誘導体、ポリアクリル酸およびその塩、ポリメタクリル酸およびその塩、スターチおよびその誘導体、無水マレイン酸重合体およびその塩、アガロースゲルおよびその誘導体、から選ばれる少なくとも１種が例示される。

絶縁基板２０１、スペーサー２０２およびカバー２０３の材料としては、ポリエチレンテレフタレート、ポリカーボネート、ポリイミド、ポリエチレン、ポリプロピレン、ポリスチレン、ポリ塩化ビニル、ポリオキシメチレン、モノマーキャストナイロン、ポリブチレンテレフタレート、メタクリル樹脂およびＡＢＳ樹脂といった樹脂、さらにはガラスが例示される。

電極１１、１２、１３、１４、１５は、例えば、パラジウム、白金、金、銀、チタン、銅、ニッケルおよび炭素といった、公知の導電性材料により構成される。
図４は、バイオセンサシステム１００における、血液試料中の分析物濃度を測定するための回路構成の一例を示す図である。測定器１０１は、センサチップ２００における電極１１、１２、１３、１４、１５のうち少なくとも２つの電極間に電圧を印加する制御回路３００と、測定結果を表示する表示部４００とを有している。

制御回路３００は、５つのコネクタ３０１ａ、３０１ｂ、３０１ｃ、３０１ｄ、３０１eと、切換回路３０２と、電流／電圧変換回路３０３と、アナログ／デジタル（Ａ／Ｄ）変換回路３０４と、基準電圧源３０５と、演算部３０６とを有している。制御回路３００は、切替回路３０２を介して、１つの電極を正極または負極として使用できるように、当該電極に印加する電位を切り換えることができる。

演算部（濃度決定部）３０６は、公知の中央演算装置（ＣＰＵ）と、上記のデータａおよびデータｂに基づき血液試料中の分析物濃度を決定するための換算テーブルとを有する。演算部３０６は、環境温度に基づく補正係数が記述された換算テーブルを参照することによって、分析物濃度を補正する。より具体的には、仮測定用の換算テーブルを参照して分析物濃度が仮算出された後、演算部３０６は、温度補正用の換算テーブルを参照することで、分析物濃度を補正する。

バイオセンサシステム１００を用いた血液試料中の分析物濃度の測定は、例えば、図５に示すように、次のようにして実施される。
まず、演算部３０６のＣＰＵの指令により、電極１３がコネクタ３０１ｂを介して電流／電圧変換回路３０３に接続され、電極１５がコネクタ３０１ｃを介して基準電圧源３０５に接続される。

その後、ＣＰＵの指令により、両電極間に一定の電圧が印加される（ステップＳ１）。当該電圧は、例えば、電極１５を正極、電極１３を負極と表示したときに０．０１〜２．０Ｖ、好ましくは、０．１〜１．０Ｖ、より好ましくは、０．２〜０．５Ｖである。この電圧は、センサチップが測定器１０１に挿入されてから、血液試料がキャピラリ４０の奥まで導入されるまでの間、印加される。センサチップ２００の血液試料導入口からキャピラリ４０に血液試料が導入されると、電極１５と電極１３との間に電流が流れる。ＣＰＵは、そのときの単位時間当たりの電流の増加量を識別することによって、キャピラリ４０が血液試料にて満たされたことを検知する。この電流の値は、電流／電圧変換回路３０３により電圧値に変換された後に、Ａ／Ｄ変換回路３０４によりデジタル値に変換された後、ＣＰＵに入力される。ＣＰＵは、このデジタル値に基づいて血液試料がキャピラリの奥にまで導入されたことを検知する。

血液試料の導入後、例えば、０〜６０秒、好ましくは、０〜１５秒、より好ましくは、０〜５秒の範囲で、血液試料中の分析物と酵素および酵素と電子メディエータとを反応させる。

続いて、次のようにして上記のデータａを取得する（ステップＳ２）。

まず、ＣＰＵの指令により、電圧切換回路３０２が作動して、電極１１がコネクタ３０１ａを介して電流／電圧変換回路３０３に接続され、電極１２がコネクタ３０１ｅを介して基準電圧源３０５に接続される。続いて、ＣＰＵの指令により、測定部Ａにおける両電極間に一定の電圧が印加される。後述するように、当該電圧は、例えば、電極１１を正極、電極１２を負極と表示したときに０．１〜５．０Ｖ、好ましくは、１．０〜３．０Ｖ、より好ましくは、１．５〜２．５Ｖである。電圧の印加時間は、０．１〜３０秒、好ましくは、０．５〜１０秒、より好ましくは、１〜５秒の範囲にある。当該電圧の印加に伴って両電極間に流れた電流量は、データａの取得を指示する信号が制御回路から測定部Ａに与えられることによって、電流／電圧変換回路３０３により電圧値に変換され、その後に、Ａ／Ｄ変換回路３０４によりデジタル値に変換されＣＰＵに入力され、データａとして演算部３０６のメモリに格納される。

その後、次のようにして上記のデータｂが取得される（ステップＳ３）。

まず、ＣＰＵの指令により、切換回路３０２が作動して、電極１３がコネクタ３０１ｂを介して電流／電圧変換回路３０３に接続され、電極１４がコネクタ３０１ｄを介して基準電圧源３０５に接続される。その後、ＣＰＵの指令により、測定部Ｂにおける測定シーケンスが入力される。その際、当該電圧は、例えば、電極１３を正極、電極１４を負極と表示したときに０．０５〜１．０Ｖ、好ましくは、０．１〜０．８Ｖ、より好ましくは、０．２〜０．６Ｖである。電圧の印加時間は０．１〜３０秒、好ましくは、０．１〜１５秒、より好ましくは、０．１〜５秒の範囲にある。当該電圧の印加に伴って両電極間に流れた電流量は、データｂの取得を指示する信号が制御回路から測定部Ｂに与えられることによって、電流／電圧変換回路３０３により電圧値に変換され、その後に、Ａ／Ｄ変換回路３０４によりデジタル値に変換されＣＰＵに入力され、データｂとして演算部３０６のメモリに格納される。分析物濃度の測定を迅速化する観点からは、制御回路は、血液試料がセンサチップのキャピラリ４０に導入された時点から０．５秒以上５秒未満の範囲内に、データｂの取得を指示する信号を測定部Ｂに与えることが好ましい。

なお、データｂは、データａよりも先に取得されてもよい。ただし、データｂ取得に至るまでには、試薬の溶解、酵素反応、電子メディエータと酵素間の反応などに十分な時間を要するため、データｂは後に取得されることが好ましい。また、データｂとデータａとが同時に取得されてもよいが、その際には１つの溶液系内において、２組の電極系に同時に電圧を印加することになるため、それぞれの電流が互いに干渉しあう場合がある。そのためデータａの取得とデータｂの取得とは、別々に行われることが好ましい。

また、図６（ａ）に示すように、データｂ取得時の温度を、濃度の測定結果に、より正確に反映させるために、データｂ取得の前後に、血液試料の温度に関連するデータがそれぞれ取得されてもよい。即ち、バイオセンサシステム１００は、両電極間に一定の電圧を印加し（ステップＳ１０１）、血液試料の温度に関連するデータａを取得し（ステップＳ１０２）、その後、血液試料中の分析物の濃度に関連するデータｂを取得し（ステップＳ１０３）、さらにその後、再度血液試料の温度に関連するデータｃを取得する（ステップＳ１０４）。その後、演算部３０６は、データａとデータｃとを平均する等演算することでデータｄを求め（ステップＳ１０５）、データｄを用いてデータｂに対し温度の補正を行い、分析物の濃度を算出する（ステップＳ１０６）。このとき、バイオセンサシステム１００における演算部（濃度決定部）３０６（図４参照）は、図６（ｂ）に示すように、データｂ取得後に、血液試料に接触させた温度電極に流れる電流の大きさに基づいて、血液試料の温度に関連するデータｃを取得する温度測定部３０７と、データａとデータｃとを演算し、血液試料の温度に関連するデータｄを求める演算部３０８と、データｄに基づいて、血液試料の温度に応じて補正された分析物の濃度ｘを算出する濃度算出部３０９とを含んでいる。

続いて、演算部３０６が、換算テーブルを参照し、データａおよびデータｂに基づき血液試料中の分析物濃度を決定する（ステップＳ４）。そして、決定された分析物濃度が、表示部４００に画像表示される。データａについて温度換算テーブルが用意されていれば、演算部３０６は、血液試料中の温度を算出することができ、その温度を表示部４００に画像表示することもできる。当該決定のための演算プログラムは、換算テーブルのデータ構造に応じて適宜設計される。データａおよびデータｂに完全に一致する数値データが換算テーブルに記述されていない場合、演算部３０６は、当該換算テーブルに記述されデータａおよびデータｂに近似するデータから、公知の線形補間法を用いることによって分析物濃度を決定すればよい。

更に、必要であれば電極１１および電極１２は、温度計測用途の電極及び他の分析用途の電極として、兼用されてもよい。他の分析用途とは、例えば、血液試料内のヘマトクリット値の測定、または、血液試料内の物質でデータｂに影響を与える可能性があるアスコルビン酸、尿酸、ビリルビン、アセトアミノフェンなどの還元物質の測定である。電極１１または電極１２を作用極（正極）、電極１３または電極１４を対極（負極）として用いる方法が公知となっている。

本発明において、測定部Ａにおける温度電極間の電圧は、電極面積や電極の材料などセンサチップの構成により左右され得るため、事前に最適な印加電圧を決定する必要がある。最適値から外れた電圧を印加した時に取得される電流量は、血液試料内のヘマトクリット値（Ｈｃｔ値）によって左右され得る。Ｈｃｔ値とは、血液中に占める血球成分の容積の割合を示す数値を意味する。

最適電圧値をＶｍ、最適電圧値より高い電圧値をＶｈ、最適電圧値より低い電圧値Ｖｌとした場合（Ｖｌ＜Ｖｍ＜Ｖｈ）の電流量の変化を図８に示す。最適電圧値より低い電圧値Ｖｌの場合、図８（ａ）に示すように、Ｈｃｔ値が高いほど電流量は大きくなる。逆に最適電圧値より高い電圧値をＶｈの場合では、図８（ｃ）に示すように、Ｈｃｔ値が低いほど電流量は大きくなる。最適電圧値Ｖｍの場合は、図８（ｂ）に示すように、Ｈｃｔ値によらず一定の電流量を示す。このようなＨｃｔ値による電流量の乖離は、電流量が大きい高温条件で顕著に見られるため、必要とする温度測定領域の上限温度で事前に決定しておくことが好ましい。Ｖｍの範囲は、０．１〜５．０Ｖ、好ましくは、１．０〜３．０Ｖ、より好ましくは、１．５〜２．５Ｖである。

本発明において、測定部Ａにおける温度電極間に流れる電流量は、電極面積に左右される。電極１１（作用極）の一部分３１の面積および電極１２（対極）の一部分３２の面積のどちらが広くても、より高い電流量が得られる。ただし、対極側である一部分３２の面積が広い方が好ましい。具体的には、作用極側の面積／対極側の面積の比率の範囲が、１〜０．２５であることが好ましい。

本実施形態のバイオセンサシステムは、センサを使用する環境の温度が急激に変化した場合であっても、分析物濃度を高精度に測定できる。このため、サーミスタに代表される環境温度測定部が、測定器に設置される必要はない。

しかし、センサの状態または構造によっては、測定部Ａで取得される電流量の精度が低いこともあり得る。例えば、キャピラリ４０の体積が小さいセンサでは、測定に必要な血液試料の容量は低減可能であるが、測定部Ａの温度電極の面積も小さくなければならない。よって、測定部Ａで取得される電流量は減少し、結果として測定部Ａで取得される電流量の精度は低下すると予測される。このような場合に、図５３の回路構成図に示すように、測定器に環境温度測定部３１５が設けられてもよい。設けられる環境温度測定部３１５の数は、１つだけでもよいが、２つ以上であってもよい。２つ以上の環境温度測定部３１５が設けられる場合は、それぞれの環境温度測定部３１５が、互いに精度を監視することで、環境温度のより正確な測定結果が保証される。

また、センサの測定部Ａから得られる温度データと、測定器に設けられたサーミスタから得られる温度データとを比較しながら温度補正をすることも、それぞれの温度変化を監視して最適な温度を選択し温度補正に活用することもできる。さらに、測定部Ａの温度とサーミスタの温度との差を参考にして温度を補正する方法、及び、温度の差を複数取り込んで、最適な温度補正値を選択する方法なども実行可能である。もちろん、温度の差ではなく平均値のデータを活用する方法も実行可能である。

図５３のバイオセンサシステム１００において、演算部３０６は、測定部Ａで取得される温度ｔと測定器の環境温度測定部３１５で取得される温度ｔ１（ステップＳ４３）とを比較し、両者に差が生じた場合のみ、測定部Ａで取得される温度ｔを採用する。つまり、図７（ａ）に示すように、演算部３０６は、データａに基づいて温度ｔを算出する（ステップＳ４１）。演算部３０６は、データｂに基づいて濃度ｘを算出する（ステップＳ４２）。環境温度測定部３１５が環境温度ｔ１を測定する（ステップＳ４３）。

外部環境温度と血液試料温度とに差がない場合は、演算部３０６は、温度ｔ１を採用する（ステップＳ４５）。環境温度測定部３１５は測定精度が高いからである。
温度の急激な変化などによって、外部環境温度と血液試料温度とに差が生じた場合は、測定器の環境温度測定部３１５は、この差に対応することができない。そこで、測定部Ａで取得される温度ｔが採用される（ステップＳ４６）。より具体的には、温度閾値Ｚが予め設定される。演算部３０６は、｜ｔ−ｔ１｜の値と温度閾値Ｚとを比較する（ステップＳ４４）。そして、演算部３０６は、｜ｔ−ｔ１｜の値が温度閾値Ｚ以上の場合には、温度ｔに基づいて濃度ｘを補正し（ステップＳ４５）、温度閾値Ｚより小さい場合には、環境温度ｔ１に基づいて濃度ｘを補正する（ステップＳ４６）。

温度閾値Ｚの範囲は、測定器の環境温度測定部の精度と、センサチップの測定部Ａの精度を考慮して決定され、０．０１〜５．０℃、好ましくは、０．１〜２．０℃、より好ましくは、０．２〜１．０℃の範囲である。

バイオセンサシステム１００における演算部（濃度決定部）３０６（図４、図５２参照）は、図７（ｂ）に示すように、温度算出部３１０と、濃度算出部３１１と、を含む。温度算出部３１０は、データａに基づいて、血液試料の温度ｔを算出する。濃度算出部３１１は、データｂに基づいて、血液試料の分析物の濃度ｘを算出する。

測定器は、環境温度測定部３１２と、比較部３１３と、補正部３１４と、を含む。環境温度測定部３１２は、血液試料の周囲の環境温度ｔ１を測定する。比較部３１３は、温度ｔと環境温度ｔ１との差分を温度閾値Ｚと比較する。補正部３１４は、｜ｔ−ｔ１｜≧Ｚを満たす場合、温度ｔに基づいて濃度ｘを補正し、｜ｔ−ｔ１｜＜Ｚを満たす場合、環境温度ｔ１に基づいて濃度ｘを補正する。

［実施例］
以下、実施例により、本発明をさらに詳細に説明する。

（実施例１）
図９および図１０に示すセンサチップ２１０を作製した。キャピラリを、幅１．２ｍｍ、長さ（奥行き）４．０ｍｍ、高さ０．１５ｍｍになるように設計した。絶縁基板としては、ポリエチレンテレフタレートを用いた。絶縁基板にパラジウムを蒸着させた後、電極１１の部分３１の面積が０．１２ｍｍ²、電極１２の部分３２の面積が０．４８ｍｍ²となるように、レーザーでパラジウム層にスリットを入れることで、各電極を形成した。

それぞれ２５％、４５％、６５％のＨｃｔ値を有する３種類の血液試料を準備した。血液試料の温度を、２３℃とした。これらの血液試料を別々のセンサチップのキャピラリに導入した。その後、電極１１を作用極（正極）、電極１２を対極（負極）として用い、２．０Ｖ、２．２Ｖ、又は２．４Ｖの電圧を両電極（温度電極）間に印加した。電圧印加に伴って作用極と対極との間に流れる電流（応答電流）を測定した。

測定の結果をそれぞれ図１１（ａ）、図１１（ｂ）、図１１（ｃ）のグラフに示す。
印加電圧が２．０Ｖである場合は、図１１（ａ）に示すように、Ｈｃｔ値が高いほど応答電流が大きかった。この結果は、図８（ａ）に対応する。

図１１（ｂ）に示すように、印加電圧が２．２Ｖであった場合は、Ｈｃｔ値に関わらず応答電流が一定であった。この結果は、図８（ｂ）に対応する。
図１１（ｃ）に示すように、印加電圧が２．４Ｖであった場合は、Ｈｃｔ値が低いほど応答電流が大きかった。この結果は、図８（ｃ）に対応する。

次に、Ｈｃｔ値４５％、４℃〜３８℃の血液試料を用いた実験が行われた。温度毎に、別々のセンサチップのキャピラリに血液試料を導入した。その後、電極１１を作用極（正極）、電極１２を対極（負極）として用い、２．２Ｖの電圧を両電極（温度電極）間に印加したときの応答電流を測定した。測定の結果を図１２のグラフに示す。図１２に示すように、温度の上昇に伴い応答電流が増加した。

図１１および図１２の結果より、電極１１と電極１２との間に２．２Ｖの大きさの電圧を印加し、応答電流を測定することで、血液試料温度を検出することが可能であることが見出された。

（実施例２）
実施例１に記載の構成のセンサチップを用い、Ｈｃｔ値４５％、温度２３℃の血液試料をセンサチップのキャピラリに導入した。その後、電極１１を作用極（正極）、電極１２を対極（負極）として用い、２．２Ｖの電圧を両電極（温度電極）間に印加したときの応答電流を測定した。電圧印加開始から３秒後の電流値を以下の表１に示す。実施例２における電流値は、１．８８μＡであった。

（実施例３）
センサチップの電極１１の部分３１の面積が０．２４ｍｍ²、電極１２の部分３２の面積が０．４８ｍｍ²となるように、電極を形成した。他の条件は、実施例２に記載のセンサチップと同様とした。電圧印加開始から３秒後の電流値を以下の上記表１に示す。実施例３における電流値は、２．４７μＡとなり、実施例２と比較すると、電流値は３２％増加する結果であった。実施例３におけるセンサチップの作用極の面積は、実施例２の場合と比較して２倍である。

（実施例４）
センサチップの電極１１の部分３１の面積が０．４８ｍｍ²、電極１２の部分３２の面積が０．４８ｍｍ²となるように、電極を形成した。他の条件は、実施例２に記載のセンサチップと同様とした。電圧印加開始から３秒後の電流値を上記表１に示す。実施例４における電流値は、３．１３μＡとなり、実施例２と比較すると電流値は６７％増加する結果となった。実施例４におけるセンサチップの作用極の面積は、実施例２の場合と比較して４倍、また、実施例３の場合と比較して２倍である。すなわち、作用極の面積増加に伴い電流値が増加することがわかった。

（実施例５）
センサチップの電極１１の部分３１の面積が０．１２ｍｍ²、電極１２の部分３２の面積が０．９６ｍｍ²となるように、電極を形成した。他の条件は、実施例２と同様とした。電圧印加開始から３秒後の電流値を上記表１に示す。実施例５における電流値は、３．０８μＡであり、実施例２と比較すると、電流値は６５％増加した。実施例５におけるセンサチップの対極の面積は、実施例２の場合と比較して２倍であった。すなわち、対極の面積増加に伴い電流値が増加することがわかった。また、実施例３と比較すると、作用極の面積が２倍である条件では、電流地の増加率は３２％に留まっていた。よって、作用極よりも対極の面積を増加させたほうが、より高い応答値が得られると考えられる。

（実施例６）
センサチップの電極１１の部分３１の面積が０．２４ｍｍ²、電極１２の部分３２の面積が０．９６ｍｍ²となるように、電極を形成した。他の条件は、実施例２と同様とした。電圧印加開始から３秒後の電流値を上記表１に示す。実施例６における電流値は３．６５μＡであり、実施例２と比較すると、電流値は９４％増加した。実施例６におけるセンサチップの作用極および対極の面積は、実施例２の場合と比較してともに２倍である。すなわち、電極面積の比率が同じ場合には、電極面積の増加に比例して、電流値も増加することがわかった。

（実施例７）
実施例１に記載のセンサチップを準備した。Ｈｃｔ値が２５％、４５％、および６５％の３通りのＨｃｔ値と、４℃、１３℃、２１℃、３０℃、および３８℃の５通りの温度と、をそれぞれ組み合わせて、１５種類の血液試料を準備した。

次に、上述したそれぞれの血液試料をセンサチップのキャピラリに導入した。その後、電極１１を作用極（正極）、電極１２を対極（負極）として用い、２．１Ｖ、２．１５Ｖ、２．２Ｖの電圧を両電極（温度電極）間に印加し、そのときの応答電流を測定した。

図１３〜図１７は、温度条件および印加電圧条件毎の応答電流を示すグラフである。また、各グラフにおける温度条件と、印加電圧条件は、以下のとおりである。
（温度条件）
図１３（ａ）、（ｂ）、（ｃ）：４℃
図１４（ａ）、（ｂ）、（ｃ）：１３℃
図１５（ａ）、（ｂ）、（ｃ）：２１℃
図１６（ａ）、（ｂ）、（ｃ）：３０℃
図１７（ａ）、（ｂ）、（ｃ）：３８℃
（印加電圧条件）
図１３（ａ）、図１４（ａ）、図１５（ａ）、図１６（ａ）、図１７（ａ）：２１００ｍＶ
図１３（ｂ）、図１４（ｂ）、図１５（ｂ）、図１６（ｂ）、図１７（ｂ）：２１５０ｍＶ
図１３（ｃ）、図１４（ｃ）、図１５（ｃ）、図１６（ｃ）、図１７（ｃ）：２２００ｍＶ
ここで、応答電流が小さい４℃および１３℃の低温条件では、いずれの印加電圧条件においても同様に、Ｈｃｔ値に依存しない応答電流を示した。

一方、応答電流が大きい３０℃および３８℃の高温条件では、応答電流においてはＨｃｔ値によって変化しやすくなる傾向が見られた。特に、印加電圧２．１Ｖ条件では４秒以下、印加電圧２．２Ｖ条件では３秒以上の領域において、印加電圧２．１５Ｖ条件と比較して顕著な差が見られた。

このように、温度条件が異なる場合においても応答電流がＨｃｔ値に依存しないようにするためには、高温領域の応答電流を目安として、最適な印加電圧条件を決めることが重要となる。実施例７において上記のように決定した最適印加電圧は、２．１５Ｖとなる。このとき、以下の表２に示すように、Ｈｃｔ値４５％、温度２１℃の血液試料を導入したときの３秒後の電流値は、１．９３μＡであった。

（実施例８）
センサチップの電極１１の部分３１の面積が０．２０ｍｍ²、電極１２の部分３２の面積が０．４０ｍｍ²となるように、電極を形成した。他のセンサチップの構成は、実施例１と同様にした。実施例７で示したように、高温領域での応答電流を目安にして決定した実施例８の最適印加電圧は２．１Ｖであった。このとき、上記表２に示すように、Ｈｃｔ値４５％、温度２１℃の血液試料を導入したときの３秒後の電流値は１．６９μＡであった。

（実施例９）
センサチップの電極１１の部分３１の面積を０．３０ｍｍ²、電極１２の部分３２の面積を０．３０ｍｍ²となるように電極を形成した。他のセンサチップの構成は、実施例１と同様にした。

実施例７で示したように、高温領域での応答電流を目安にして、最適印加電圧を決定した。実施例９の最適印加電圧は２．０５Ｖであった。このとき、上記表２に示すように、Ｈｃｔ値４５％、温度２１℃の血液試料を導入したときの３秒後の電流値は、１．４８μＡであった。実施例７、８および９の結果より、電極面積が異なると最適印加電圧も異なり、応答電流の大きさも変わることがわかった。また、作用極の面積と対極の面積との和が同じ条件では、対極の面積が広い方がより大きい応答電流が得られることがわかった。

（実施例１０）
図２および図３の構成を有するセンサチップを作製した。キャピラリを、幅１．２ｍｍ、長さ（奥行き）４．０ｍｍ、高さ０．１５ｍｍになるように設計した。絶縁基板として、ポリエチレンテレフタレートを用い、絶縁基板にパラジウムを蒸着させた。その後、電極１１の部分３１の面積が０．３０ｍｍ²、電極１２の部分３２の面積が０．４８ｍｍ²となるように、パラジウム層にレーザーでスリットを入れることで、各電極を形成した。

反応試薬層を、次のようにして形成した。グルコースデヒドロゲナーゼ、フェリシアン化カリウム（関東化学社製）、タウリン（ナカライテスク社製）、グルコースデヒドロゲナーゼを含む水溶液を作製した。グルコースデヒドロゲナーゼの濃度を、２．０Ｕ／センサの濃度になるように調整した。この水溶液に、さらにフェリシアン化カリウム量を１．７質量％、タウリン量を１．０質量％の濃度で溶解させることによって、試薬液を得た。この試薬液をポリエチレンテレフタレート基板上に塗布した後、湿度４５％、温度２１℃の雰囲気下で乾燥させた。

血液試料のＨｃｔ値は、２５％、４５％、６５％であり、グルコース濃度は、４０ｍｇ／ｄｌ、８０ｍｇ／ｄｌ、２００ｍｇ／ｄｌ、４００ｍｇ／ｄｌ、６００ｍｇ／ｄｌであった。血液試料の温度は、４℃、１３℃、２２℃、３０℃、３９℃であった。

各電極間の印加電圧と印加時間とは、以下のように設定された。血液試料導入直後から３秒後まで、電極１１（正極）と電極１２（負極）との両電極（温度電極）間に、２．０７５Ｖが印加された。３秒後から５秒後まで、電極１３（正極）と電極１４（負極）との両電極（分析電極）間に、０．２５Ｖが印加された。血液試料導入から５秒間で、測定が終了した。

温度電極間の３秒後の応答電流値を表３および図１８のグラフに示す。３秒後の応答電流値は、Ｈｃｔ値に依存せず、かつ、温度に依存した。温度に対する換算テーブルとして、図１８に示すテーブルを用いることで、３秒後の応答電流値を血液試料の温度に換算することが可能となる。また、異なるグルコース濃度においては、３秒後の応答電流値に差は見られなかった。分析電極間の５秒後の応答電流値を、以下の表４に示す。５秒後の応答電流値は、各温度においてグルコース濃度の増加に伴い増加し、また、各グルコース濃度においても温度の上昇に伴い増加した。温度が既知であれば、グルコース濃度に対する換算テーブルとして、以下の表４に示すテーブルを用いることで、５秒後の応答電流値を血液試料のグルコース濃度に換算することが可能となる。

（実施例１１）
図９および図１０の構成を有する４種類のセンサチップを準備した。これらの第１〜第４種類のセンサチップにおいて、図１９の電極間距離は、それぞれ、１００μｍ、３００μｍ、５００μｍ、７００μｍであった。

２５％、４５％、および６５％のＨｃｔ値と、１１℃、２１℃、および３０℃の温度と、を組み合わせることで、９種類の血液試料を準備した。
次に、上述したそれぞれのセンサチップにおけるキャピラリに、上述したそれぞれの血液試料を導入した後、両電極（温度電極）間に２．２Ｖの電圧を印加し、それぞれの場合における応答電流を測定した。

このようにして測定された結果を、図２０（ａ）〜（ｄ）、図２１（ａ）〜（ｄ）、図２２（ａ）〜（ｄ）のグラフに示す。図２０（ａ）〜（ｄ）は、血液試料が１１℃における電極間距離別、ヘマトクリット別の応答電流値、図２１（ａ）〜（ｄ）は、血液試料が２１℃における電極間距離別、ヘマトクリット別の応答電流値、図２２（ａ）〜（ｄ）は、血液試料が３０℃における電極間距離別、ヘマトクリット別の応答電流値を示している。

上記グラフによれば、電極間距離が変化しても、応答電流値に有意差が見られなかった。実施例１１の結果により、応答電流は、電極間距離の影響をほとんど受けないことが分かった。

（実施例１２）
電極形状が異なる２種類のセンサチップを準備した。
第１種類のセンサチップは、図９，図１０，および図２３（ａ）の構成を有した。第１種類のセンサチップにおいて、電極１１部分（作用極）３１の面積は０．２４ｍｍ²、電極１２部分（対極）３２の面積は０．９６ｍｍ²、電極間距離は３００μｍであった。

第２種類のセンサチップは、図２３（ｂ）の構成を有した。第２種類のセンサチップにおいて、図２３（ｂ）における電極１１部分（作用極）３１の面積は０．２４ｍｍ²、電極１２部分（対極）３２は２箇所に別れる形状であった。部分３２の２つの部分の面積は、それぞれ０．４８ｍｍ²であり、部分３２の電極１２部分としての合計値は０．９６ｍｍ²であった。第２種類のセンサチップにおいて、電極間距離は３００μｍであった。

２５％、４５％、および６５％のＨｃｔ値と、１１℃、２１℃、および３０℃の温度とを組み合わせることで、９種類の血液試料を準備した。
次に、上述したそれぞれのセンサチップにおけるキャピラリに、上述したそれぞれの血液試料を導入した後、両電極（温度電極）間に２．２Ｖの電圧を印加し、それぞれの場合における応答電流を測定した。

このようにして測定された結果を、図２４（ａ）、（ｂ）、図２５（ａ）、（ｂ）、図２６（ａ）、（ｂ）のグラフに示す。図２４（ａ）、（ｂ）は、血液試料が１１℃における電極形状別、ヘマトクリット別の応答電流値、図２５（ａ）、（ｂ）は、血液試料が２１℃における電極形状別、ヘマトクリット別の応答電流値、図２６（ａ）、（ｂ）は、血液試料が３０℃における電極形状別、ヘマトクリット別の応答電流値を示している。

上記グラフによれば、電極形状が変化しても、応答電流値に有意差が見られない結果となった。実施例１２の結果により、応答電流は、電極形状の影響をほとんど受けないことが分かった。

（実施例１３）
対極１２のリード幅の異なる４種類のセンサチップを準備した。各種類のセンサチップは、図２、図３、及び図２７（ａ）に示される構成を有した。各種類のセンサチップにおいて、電極１１部分（作用極）３１の面積は０．３０ｍｍ²、電極１２部分（対極）３２の面積が０．３０ｍｍ²、電極間距離は１００μｍであった。第１〜第４種類のセンサチップにおいて、図２７（ｂ）に示す対極１２のリード幅は、それぞれ、０．５ｍｍ、１．０ｍｍ、１．５ｍｍ、２．０ｍｍであった。

３種類の血液試料を準備した。第１〜第３種類の血液試料のＨｃｔ値は、それぞれ、２５％、４５％、および６５％であった。各種類の血液試料の温度は、２３℃（室温）であった。

次に、上述したそれぞれのセンサチップのキャピラリに、上述したそれぞれの血液試料を導入した後、両電極（温度電極）間に２．０５Ｖの電圧を印加し、それぞれの場合における応答電流を測定した。

このようにして測定された結果を、図２８（ａ）〜（ｄ）のグラフに示す。
上記グラフによれば、ヘマトクリットが異なっても、応答電流には変化がほとんど見られなかった。また、リード幅が変化しても応答電流値に有意差が見られない結果となった。実施例１３の結果により、応答電流は、リード幅（抵抗）の影響をほとんど受けないことが分かった。

（実施例１４）
２種類のセンサチップを準備した。第１および第２種類のセンサチップは、図９および図１０に示される構成を有した。第１および第２種類のセンサチップにおいて、電極１１部分（作用極）３１の面積は０．１２ｍｍ²、電極１２部分（対極）３２の面積は０．４８ｍｍ²、電極間距離は３００μｍであった。第１種類および第２種類のセンサチップにおいて、図２９に示すスペーサー２０２の厚さ（キャピラリ高さ）は、それぞれ、０．１５ｍｍおよび０．０９ｍｍであった。

２５％、４５％、および６５％の３通りのＨｃｔ値と、１１℃、２１℃、および３０℃の３通りの温度とを組み合わせることで、９種類の血液試料を準備した。
次に、上述したそれぞれのセンサチップにおけるキャピラリに、上述したそれぞれの血液試料を導入した後、両電極（温度電極）間に２．２Ｖの電圧を印加し、それぞれの場合における応答電流を測定した。

このようにして測定された結果を、図３０（ａ）、図３０（ｂ）、図３１（ａ）、図３１（ｂ）、図３２（ａ）、および図３２（ｂ）のグラフに示す。図３０（ａ）および（ｂ）は、血液試料が１１℃におけるキャピラリ高さ別およびヘマトクリット別の応答電流値を、図３１（ａ）および（ｂ）は、血液試料が２１℃におけるキャピラリ高さ別およびヘマトクリット別の応答電流値を、図３２（ａ）および（ｂ）は、血液試料が３０℃におけるキャピラリ高さ別およびヘマトクリット別の応答電流値を、それぞれ示している。

上記グラフによれば、キャピラリ高さが変化しても、応答電流値に有意差が見られなかった。実施例１４の結果により、応答電流は、キャピラリ高さの影響をほとんど受けないことが分かった。

（実施例１５）
２種類のセンサチップを準備した。各種類のセンサチップは、図９および図１０の構造を有した。各種類のセンサチップにおいて、電極１１部分（作用極）３１の面積が０．１２ｍｍ²、電極１２部分（対極）３２の面積が０．４８ｍｍ²、電極間距離が１００μｍであった。第１種類及び第２種類のセンサチップにおいて、パラジウム蒸着基板の表面低効率は、それぞれ１１５Ω／□および６０Ω／□であった。

２５％、４５％、６５％の３種類のＨｃｔ値と、４℃、１３℃、２１℃、３０℃、３８℃の温度とを組み合わせることで、１５種類の血液試料を準備した。
次に、上述したそれぞれのセンサチップにおけるキャピラリに、上述したそれぞれの血液試料を導入した後、両電極（温度電極）間に２．１５Ｖの電圧を印加し、それぞれの場合における応答電流を測定した。

このようにして測定された結果を、図３３〜図３７（ａ）および（ｂ）のグラフに示す。図３３（ａ）および（ｂ）は、血液試料が４℃におけるパラジウム抵抗別の応答電流値を、図３４（ａ）および（ｂ）は、血液試料が１３℃におけるパラジウム抵抗別の応答電流値を、図３５（ａ）および（ｂ）は、血液試料が２１℃におけるパラジウム抵抗別の応答電流値を、図３６（ａ）および（ｂ）は、血液試料が３０℃におけるパラジウム抵抗別の応答電流値を、図３７（ａ）および（ｂ）は、血液試料が３８℃におけるパラジウム抵抗別の応答電流値を、それぞれ示している。

上記グラフによれば、パラジウム抵抗が変化しても、応答電流値に有意差が見られなかった。実施例１５の結果により、応答電流は、基板抵抗の影響をほとんど受けないことが分かった。なお、基板に、白金、金、銀、チタン、銅、ニッケルおよび炭素といった、公知の導電性材料が適用されても、同様の結果が得られることは、説明するまでもない。

（実施例１６）
図９および図１０の構成を有するセンサチップを準備した。センサチップにおいて、電極１１部分（作用極）３１の面積は０．１２ｍｍ²、電極１２部分（対極）３２の面積は０．４８ｍｍ²、電極間距離は１００μｍであった。

Ｈｃｔ値が４５％、温度が２４℃の血液に、グルコース濃縮液を添加することで３種類の血液試料を準備した。第１〜第３種類の血液試料のグルコース濃度は、それぞれ、０ｍｇ／ｄＬ、２０５ｍｇ／ｄＬ、６４０ｍｇ／ｄＬであった。

次に、上述したそれぞれのセンサチップにおけるキャピラリに、上述した血液試料を導入した。その後、両電極（温度電極）間に２．１５Ｖの電圧を印加し、それぞれの場合における応答電流を測定した。

このようにして測定された結果を、図３８のグラフに示す。図３８は、血液試料が２４℃におけるグルコース濃度別の応答電流値を示している。
上記グラフによれば、グルコース濃度が変化しても、応答電流値に有意差が見られなかった。実施例１６の結果により、応答電流は、グルコース濃度の影響をほとんど受けないことが分かった。この結果、血糖値センサ（グルコースセンサ）に本発明を適用した場合であっても、グルコース濃度によって測定精度が左右されることがないので、問題なく使用できることが分かった。

（実施例１７）
図９、図１０に示すような電極１１部分（作用極）３１の面積が０．１２ｍｍ²、電極１２部分（対極）３２の面積が０．４８ｍｍ²、電極間距離が１００μｍとなるように形成されたセンサチップを準備する。

Ｈｃｔ値が４５％、温度が２４℃の血液にアスコルビン酸濃縮液を添加することで、アスコルビン酸濃度の異なる３種類の血液試料を準備した。第１〜第３の血液試料のグルコース濃度は、それぞれ、０ｍｇ／ｄＬ、１０ｍｇ／ｄＬ、２０ｍｇ／ｄＬであった。

次に、上述したそれぞれのセンサチップにおけるキャピラリに、上述した血液試料を導入した。その後、両電極（温度電極）間に２．１５Ｖの電圧を印加し、それぞれの場合における応答電流を測定した。

このようにして測定された結果を、図３９のグラフに示す。図３９は、血液試料が２４℃におけるアスコルビン酸濃度別の応答電流値を示している。
上記グラフによれば、アスコルビン酸濃度が変化しても、応答電流値に有意差が見られなかった。実施例１７の結果により、応答電流は、アスコルビン酸濃度の影響をほとんど受けないことが分かった。つまり、本実施例において、血液中の還元物質であるアスコルビン酸の濃度によって、血糖値の測定精度は左右されなかった。よって、本実施例のセンサチップは、血糖値センサとして問題なく使用できることが分かった。

（実施例１８）
図９および図１０の構成を有するセンサチップを準備した。センサチップにおいて、電極１１部分（作用極）３１の面積は０．１２ｍｍ²、電極１２部分（対極）３２の面積は０．４８ｍｍ²、電極間距離は１００μｍであった。

温度の異なる２種類の血液試料を準備した。第１種類の血液試料において、Ｈｃｔ値は４５％、温度は４℃であった。第２種類の血液試料において、Ｈｃｔ値は４５％、温度は４２℃であった。

上述したそれぞれのセンサチップにおけるキャピラリに、上述した血液試料を２４℃の環境下に移してから１分後に導入した。その後、両電極（温度電極）間に２．１５Ｖの電圧を印加し、それぞれの場合における応答電流を測定した。

このようにして測定された結果を、図４０のグラフに示す。ここで、図４０における点線は、２４℃の環境下において２４℃の血液を導入した場合（以後、“通常導入”として示す）の応答電流を示している。図４０における実線は、上記４℃の血液試料を２４℃の環境下に移してから１分後に導入した場合（以後、“４℃導入”として示す）の応答電流を示している。図４０における破線は、上記４２℃の血液試料を２４℃の環境下に移してから１分後に導入した場合（以後、“４２℃導入”として示す）の応答電流を示している。

上記グラフによれば、測定時間が早い時間帯においては、４℃導入が示す温度は、通常導入が示す温度に比べて低く、４２℃導入が示す温度は、通常導入が示す温度に比べて高かった。そして、測定時間の経過に伴い、４２℃導入と４℃導入と４２℃導入との温度差が無くなった。このように、測定時間の時間経過に伴い温度差が無くなることは、４℃または４２℃の血液試料が２４℃の環境下に持ち込まれたことで、両者とも、時間の経過に伴って、センサチップの温度である２４℃に移行したからである、と考えられる。

本実施例１８によれば、血液試料の温度に対する経時的変化を計測することが可能であることが分かる。
また、センサチップは、血液試料に接触するように配置され、血液試料の温度を測定する温度電極を備えている。よって、このセンサチップを用いると、経時的変化が考慮された血液試料の温度を得ることができ、これを用いてグルコース濃度等を補正することができる。すなわち、各種補正の精度を向上させることが可能となる。

（実施例１９）
図９および図１０の構成を有するセンサチップを準備した。このセンサチップにおいて、電極１１部分（作用極）３１の面積は０．１２ｍｍ²、電極１２部分（対極）３２の面積は０．４８ｍｍ²、電極間距離は１００μｍであった。

また、血液試料を準備した。この血液試料において、Ｈｃｔ値は４５％であった。
図４１に示すように、センサチップに、予め約３μＬの血液を滴下した。このとき、血液は、カバー２０３の上部に滴下された。血液をこのように滴下することを、以下、“上回り”と示す。

他のセンサチップに、予め約１０μＬの血液を滴下した。このとき、血液は、絶縁基板２０１の下部に滴下された。血液をこのように滴下することを、以下、“下回り”と示す。

それぞれのセンサチップのキャピラリ２０４に、上述した血液試料を２４℃の環境下で導入した。その後、両電極（温度電極）間に２．１５Ｖの電圧を印加し、それぞれの場合における応答電流を測定した。

このようにして測定された結果を、図４２のグラフに示す。ここで、図４２における破線は、２４℃の環境下において、予め上回りに血液を滴下しておいた場合、図４２における実線は、２４℃の環境下において、予め下回りに血液を滴下しておいた場合、図４２における点線は、２４℃の環境下において、上回りにも下回りにも血液を滴下していない場合（以下、通常導入と示す）の応答電流を示している。

上記グラフによれば、通常導入時に比べて、上回りおよび下回りにおける応答電流値が低かった。これは、キャピラリ２０４の範囲外に過剰に付着した上回り、下回りの血液が気化熱によってキャピラリ２０４内の血液試料の温度を下げることが原因であると考えられる。

本実施例１９によれば、図４２に示すような気化熱の影響を正確に把握することが可能となる。
また、センサチップは、血液試料に接触するように配置され、血液試料の温度を測定する温度電極を備えている。よって、気化熱の影響を考慮した血液試料の温度を得ることができ、これを用いてグルコース濃度等を補正することができる。このため、各種補正の精度を向上させることが可能となる。

（実施例２０）
図９、図１０に示すような電極１１部分（作用極）３１の面積が０．１２ｍｍ²、電極１２部分（対極）３２の面積が０．４８ｍｍ²、電極間距離が１００μｍとなるように形成されたセンサチップを準備する。また、Ｈｃｔ値が４５％に設定された血液を準備する。

次に、上記センサチップの先端部を５秒間指先につまんで測定器に装着した直後、上記センサチップの先端部を指先につままないように測定器に装着した直後、のそれぞれにおいて上述した血液試料を２４℃の環境下で導入した後、両電極（温度電極）間に２．１５Ｖの電圧を印加し、それぞれの場合における応答電流を測定した。

このようにして測定された結果を、図４３のグラフに示す。ここで、図４３における実線は、２４℃の環境下において、指でセンサチップの先端部を５秒間つまんだ場合、図４３における実線は、２４℃の環境下において、指でセンサチップの先端部を５秒間つままなかった場合（以下、通常導入と示す）の応答電流を示している。

上記グラフによれば、指でセンサチップの先端部を５秒間つまんだ場合、通常導入時に比べて応答電流値が高くなる結果となった。これは、センサ先端部を指でつまんだ場合、指先の温度がセンサ先端部を介して血液試料に伝わったためと考えられる。

本実施例２０によれば、図４３に示すような指先温度による誤差を把握することが可能となる。
また、本発明のセンサチップは、血液試料に接触するように配置され、血液試料の温度を測定する温度電極を備えているので、指先温度の影響を考慮した血液試料の温度を得ることができ、これを用いてグルコース濃度等を補正することができる。このため、各種補正の精度を向上させることが可能となる。

（実施例２１）
図２および図３に示すような電極１１部分（作用極）３１の面積が０．３０ｍｍ²、電極１２部分（対極）３２の面積が０．４８ｍｍ²、電極間距離が１００μｍとなるように形成された、実施例１０に記載のセンサチップを準備する。また、グルコース濃度が２０９ｍｇ／ｄＬ、Ｈｃｔ値が２５、４５％、６５％、温度が２２℃に設定されたそれぞれの血液を準備する。

次に、上述したそれぞれのセンサチップにおけるキャピラリに血液試料を導入した後、図４４に示されるような順番で、所定の電極間に、所定の電圧を印加した。すなわち、０秒から３．０秒にかけて電極１１と電極１２との間（図４４に示す電極１１−１２間）に２０７５ｍＶの電圧を印加し、３．０秒から５．０秒にかけて電極１３と電極１４との間（図４４に示す電極１３−１４間）に２５０ｍＶの電圧を付加し、５．１秒から５．５秒にかけて電極１１と電極１３との間（図４４に示す電極１１−１３間）に２５００ｍＶの電圧を印加した。そして、このときの応答電流を測定した。

このようにして測定された結果を、図４５（ａ）、図４５（ｂ）のグラフに示す。上記グラフによれば、測定の対象としたグルコース、Ｈｃｔ（ヘマトクリット）については、ヘマトクリットの値に応じた応答電流値が得ることができる。また、図４６（ａ）に示すように、温度についても、図４６（ｂ）に示すような所定の温度に対する応答電流値が得ることができる。

実施例２１によれば、グルコース、温度、Ｈｃｔのそれぞれの項目について順番に計測することが可能であることが分かった。
また、グルコース、温度、Ｈｃｔの計測の順番は、上記に示した場合だけでなく、任意に並べ変えることも可能である。例えば、温度、Ｈｃｔ、グルコース等の順番であってもよい。

さらに、図４７に示すように、グルコース、温度、Ｈｃｔ、還元物質の項目について測定してもよい。すなわち、図４７に示すように、０秒から３．０秒にかけて電極１１と電極１２との間（図４７に示す電極１１−１２間）に、３秒から４．９５秒にかけて電極１２と電極１４との間（図４７に示す電極１２−１４間）に、これとほぼ同時（３秒から５．０秒）に電極１３と電極１４との間（図４７に示す電極１３−１４間）に、そして、５．１秒から５．５秒にかけて電極１１と電極１３との間（図４７に示す電極１１−１３間）に電圧を印加してもよい。この場合であっても、それぞれの条件に対応した応答電流を得ることができる。

なお、２つ以上の項目を同時に計測する場合には、作用極と対極との組み合わせが互いに混同しないように注意する必要がある。例えば、グルコースと温度とを同時に測定するにあたって、グルコースの測定を電極１３と電極１４（図４７に示す電極１３−１４間）、温度の測定を電極１１と電極１２（図４７に示す電極１１−１２間）の応答電流を計測することを想定していたとする。このとき、グルコースの応答電流が電極１３−１２間、温度の応答電流が電極１１−１４間に流れてしまうような場合には、意図していた応答電流を得ることができない。このため、２つ以上の項目を同時に計測する場合には、上記のような混同が発生しないように、印加する電極の適切な組み合わせ、および、適切な印加電圧、印加時間を選択することが重要である。

（変形例１）
上記他の実施形態においては、図６（ａ）に示すように、ステップＳ４における血液試料中の分析濃度を決定するステップ（濃度決定ステップ）が、ステップＳ１０１〜ステップＳ１０６を含んでいる例を挙げて説明した。しかし、本発明はこれに限定されるものではない。

例えば、濃度決定ステップＳ４は、図４８（ａ）に示すように、データａに基づいて、データｂを補正するステップ１４１を含んでいてもよい。このとき、バイオセンサシステム１００における演算部（濃度決定部）３０６（図４参照）は、図５０（ａ）に示すように、データａに基づいて、データｂを補正する第１の分析物補正部３２１を含んでいる。

また、濃度決定ステップＳ４は、図４８（ｂ）に示すように、データｂに基づいて、血液試料の分析物の濃度ｘを算出するステップＳ２４１と、データａに基づいて、濃度ｘを補正するステップＳ２４２とを含んでいてもよい。このとき、バイオセンサシステム１００における演算部（濃度決定部）３０６（図４参照）は、図５０（ｂ）に示すように、データｂに基づいて、血液試料の分析物の濃度ｘを算出する濃度算出部３３１と、データａに基づいて、濃度ｘを補正する第２の分析物補正部３３２とを含んでいてもよい。

また、濃度決定ステップＳ４は、図４９（ａ）に示すように、データａに基づいて、血液試料の温度ｔを算出するステップＳ３４１と、温度ｔに基づいて、データｂを補正するステップＳ３４２とを含んでいてもよい。このとき、バイオセンサシステム１００における演算部（濃度決定部）３０６（図４参照）は、図５１（ａ）に示すように、データａに基づいて、血液試料の温度ｔを算出する温度算出部３４１と、温度ｔに基づいて、データｂを補正する第３の分析物補正部３４２とを含んでいる。

また、濃度決定ステップＳ４は、図４９（ｂ）に示すように、データａに基づいて、血液試料の温度ｔを算出するステップＳ４４１と、データｂに基づいて、血液試料の分析物の濃度ｘを算出するステップＳ４４２と、温度ｔに基づいて、濃度ｘを補正するステップＳ４４３とを含んでいてもよい。このとき、バイオセンサシステム１００における演算部（濃度決定部）３０６（図４参照）は、図５１（ｂ）に示すように、データａに基づいて、血液試料の温度ｔを算出する温度算出部３５１と、データｂに基づいて、血液試料の分析物の濃度ｘを算出する濃度算出部３５２と、温度ｔに基づいて、濃度ｘを補正する第４の分析物補正部３５３とを含んでいる。

（変形例２）
上記実施形態における制御回路３００は、図５２に示すように、シーケンス制御部５０１と、電極選択部５０２とをさらに備えていてもよい。

シーケンス制御部５０１は、温度、グルコース、ヘマトクリット、還元物質を測定する際に、少なくとも２つの項目を同時に測定するように制御回路３００を制御してもよい。また、シーケンス制御部５０１は、温度、グルコース、ヘマトクリット、還元物質を測定する際に、それぞれ独立して行うように制御回路３００を制御してもよい。この際、それぞれの項目を測定する順番は任意に設定することができる。また、シーケンス制御部５０１は、温度、グルコース、ヘマトクリット、還元物質を測定する際に、温度、グルコース濃度および還元物質、ヘマトクリットの順番で行うように制御回路３００を制御してもよい。

電極選択部５０２は、温度、グルコース、ヘマトクリット、還元物質を測定する際に、独立した電極を介して行うように制御回路３００を制御してもよい。

本発明は、血液試料中の分析濃度の測定において、当該測定を実施する温度に起因した測定誤差の発生を抑制するものとして、測定の高精度化が要求される各分野において多大な利用価値を有する。

１１、１２、１３、１４、１５ 電極（電圧印加部）
１６ 排気口
１７ 血液試料導入口
２０ 反応試薬層
３１ キャピラリに面する電極１１の一部分
３２ キャピラリに面する電極１２の一部分
３３ キャピラリに面する電極１３の一部分
３４ キャピラリに面する電極１４の一部分
３５ キャピラリに面する電極１５の一部分
４０ キャピラリ
４１ 測定部Ａ（温度測定部）
４２ 測定部Ｂ（分析物測定部）
１００ バイオセンサシステム
１０１ 測定器
１０２ 装着口
１０３ 表示部
２００ センサチップ
２０１ 絶縁基板
２０２ スペーサー
２０３ カバー
２０４ 切欠部
２１０ センサチップ
３００ 制御回路
３０１ａ、３０１ｂ、３０１ｃ、３０１ｄ、３０１e コネクタ
３０２ 切換回路
３０３ 電流／電圧変換回路
３０４ アナログ／デジタル（Ａ／Ｄ）変換回路
３０５ 基準電圧源
３０６ 演算部（濃度決定部）
３０７ 温度測定部
３０８ 演算部
３０９ 濃度算出部
３１０ 温度算出部
３１１ 濃度算出部
３１２ 環境温度測定部
３１３ 比較部
３１４ 補正部
３１５ 環境温度測定部
３２１ 第１の分析物補正部
３３１ 濃度算出部
３３２ 第２の分析物補正部
３４１ 温度算出部
３４２ 第３の分析物補正部
３５１ 温度算出部
３５２ 濃度算出部
３５３ 第４の分析物補正部
４００ 表示部
５０１ シーケンス制御部
５０２ 電極選択部
Ｓ ステップ

本発明は、センサチップ、バイオセンサシステム、生体試料の温度測定方法、血液試料の温度測定方法、血液試料中の分析物の濃度測定方法に関する。

血液試料中の分析物濃度、例えば、血中グルコース濃度（血糖値）を測定するために、演算部を有する測定器と、測定器に着脱自在のセンサチップとを備えた携帯型バイオセンサシステムが用いられている。分析物の濃度は、分析物を基質とする酸化還元酵素を介した酵素サイクリング反応によって生じる、酸化体または還元体の量に基づく、電気化学式手法または光学式手法によって算出されている。酵素サイクリング反応の速度は、反応が進行している温度（反応温度）に依存する。このため、分析物の濃度は、反応温度に基づいて補正することが望ましい。

反応温度は、例えば、測定器に配置された温度センサによって測定される（特許文献１）。しかし、特許文献１のバイオセンサシステムでは、測定器の内部温度が測定されるので、測定される反応温度は、血液試料の温度を正確に反映しない。このため、分析物濃度の測定に、誤差が生じる場合がある。
特許文献２〜４は、反応温度の測定精度の向上を目的とするバイオセンサシステムを開示する。特許文献２および３のバイオセンサシステムは、センサチップの血液試料保持部の近傍に熱伝導部材を有しており、この熱伝導部材を介して伝達される血液試料の温度を測定器に配置された温度センサによって検出する。特許文献２および３のバイオセンサシステムでは、熱伝導部材と血液試料保持部との間に樹脂板が配置されているため、熱伝導部材が血液試料に接触することはない。特許文献４のバイオセンサシステムでは、センサチップを取り付けるための測定器の装着部に温度センサおよび熱伝導部材が配置されており、血液試料の温度が熱伝導部材を介して温度センサに伝達される。

特開２００３−１５６４６９号公報 特開２００１−２３５４４４号公報 特開２００３−４２９９５号公報 国際公開第２００３／０６２８１２号パンフレット

バイオセンサシステムを携帯した使用者が、寒暖差の大きな場所を移動（例えば、冬場または夏場に屋外から屋内へ移動）した場合、測定器は、環境温度の急激な変化に追随できず、しばらくの間、移動先の環境よりも高温または低温になる。例えば、４０℃または１０℃の環境から２５℃の環境に測定器を移動させると、測定器の温度が２５℃に収束するまでに約３０分間もかかる（特許文献１）。

測定器の温度センサによる反応温度の測定において、測定器の温度による影響を完全に排除することは容易でない。よって、センサを使用する環境の温度が急激に変化すると、特許文献２〜４に記載のバイオセンサシステムにおいても、分析物濃度の測定に誤差が生じやすくなる。
また、特許文献２〜４に記載のバイオセンサシステムでは、血液試料の温度が樹脂板および熱伝導部材を介して温度センサに熱伝達されるので、測定される反応温度は、血液試料の温度を正確に反映しない。

本発明は、血液試料の温度を測定し、使用環境の温度に起因する測定誤差の発生を抑制できるバイオセンサシステム、および当該センサシステムに適したセンサチップの提供を目的とする。また、本発明は、血液試料中の分析物濃度の測定精度を向上できる測定方法の提供を目的とする。

本発明の第１観点に係るセンサチップは、生体試料の温度を測定するセンサチップであって、生体試料の温度を測定するために少なくとも作用極と対極とを有しており、直流電圧が印加される温度電極と、生体試料を温度電極まで導入するキャピラリと、を備える。温度電極の作用極及び／または対極は、キャピラリに導入された生体試料と接触するように配置される。直流電圧は、直流電圧の印加時にヘマトクリットが温度の測定結果に与える影響が小さくなるように設定されている。

このセンサチップでは、温度電極が、生体試料の温度を測定するにあたって、ヘマトクリットの影響が少ない所定の直流電圧が、温度電極に印加される。
これにより、生体試料におけるヘマトクリット値に依存しない生体試料の温度測定が可能となる。この結果、生体試料の温度測定の精度を高めることが可能となると共に、生体試料の温度を利用した各種補正についての精度も高めることが可能となる。

本発明の第２観点に係るセンサチップは、第１観点に係るセンサチップであって、キャピラリにおける生体試料の取込量は５μＬ以下であり、温度電極における直流電圧の印加時間は１５秒以下である。

本発明の第３観点に係るセンサチップは、第１または第２の観点に係るセンサチップであって、所定の直流電圧は、生体試料の溶媒が電気分解される範囲である。

本発明の第４観点に係るセンサチップは、第１から第３の観点のいずれか１つに係るセンサチップであって、使い捨てである。

本発明の第５観点に係るセンサチップは、血液試料中の分析物の濃度を測定するセンサチップであって、血液試料に接触するように配置され、血液試料の温度を測定するために少なくとも作用極と対極とを有する温度電極と、血液試料の分析物の濃度に関する項目の測定に用いられる濃度測定部と、を備える。
これにより、従来の樹脂板や熱伝導部材等を介して伝達される熱を測定する温度電極を備えたセンサチップとは異なり、血液試料の温度を直接測定することが可能となる。この結果、使用環境の温度に起因する測定誤差の発生を抑制し、血液試料中の分析物濃度の測定精度を向上することが可能となる。

本発明の第６観点に係るセンサチップは、第５の観点に係るセンサチップであって、濃度測定部は、少なくとも作用極と対極とを備える分析電極である。

本発明の第７観点に係るセンサチップは、第６の観点に係るセンサチップであって、温度電極と分析電極とは、別に設けられている。
これにより、血液試料中の分析物の濃度を正確に測定することが可能となる。

本発明の第８観点に係るセンサチップは、第６または第７の観点に係るセンサチップであって、試料導入口と、試料導入口から温度電極及び分析電極まで血液試料を導入するキャピラリと、をさらに備える。温度電極は、分析電極よりも試料導入口に近い位置に配置されている。

本発明の第９観点に係るセンサチップは、第５から第８の観点のいずれか１つに係るセンサチップであって、温度電極は、酸化還元酵素および電子メディエータの少なくとも１つと接しないように配置されている。
これにより、血液試料の温度を正確に測定することが可能となる。

本発明の第１０観点に係るセンサチップは、第５から第９の観点のいずれか１つに係るセンサチップであって、濃度測定部は、酸化還元反応を起こす反応試薬をさらに備え、温度電極は、酸化還元反応を起こす反応試薬と接しないように配置されている。
これにより、温度電極に反応試薬が接触することを回避することができ、血液試料の温度を正確に測定することが可能となる。

本発明の第１１観点に係るセンサチップは、第５から第９の観点のいずれか１つに係るセンサチップであって、如何なる試薬とも接しないように配置されている。
これにより、温度電極に如何なる試薬も接触することを回避することができ、血液試料の温度を正確に測定することが可能となる。

本発明の第１２観点に係るセンサチップは、第６観点に係るセンサチップであって、温度電極の作用極が、少なくとも分析電極の作用極または対極のいずれかと共通である。

本発明の第１３観点に係るセンサチップは、第６観点に係るセンサチップであって、温度電極の対極が、少なくとも分析電極の作用極または対極のいずれかと共通である。

本発明の第１４観点に係るセンサチップは、第６から第８観点のいずれか１つに係るセンサチップであって、濃度測定部は、作用極及び対極以外の１以上の電極を有しており、作用極及び対極以外の濃度測定部の電極のうちの少なくとも１つが、温度電極の作用極及び対極のうちの少なくとも１つと共通である。

第１２から第１４観点の通り、濃度測定部に含まれる電極は、温度電極の作用極及び対極のうちの少なくとも１つを兼ねてもよい。

第１２及び第１３観点のセンサチップは、分析電極として複数の作用極及び／又は複数の対極を備えていてもよい。この複数の作用極及び／又は対極のうちの少なくとも１つが、温度電極の作用極及び／又は対極を兼ねることができる。

第１４観点における作用極及び対極以外の電極の例として、
‐ヘマトクリット測定用電極、
‐還元物質の濃度又は量の測定用電極、
‐血液の導入を検知する検知極、
‐グルコース濃度、ヘマトクリット、又は還元物質の濃度若しくは量の測定用の電極以外に設けられた他の測定用の電極が挙げられる。

本発明の第１５観点に係るセンサチップは、第６観点に係るセンサチップであって、温度電極における作用極の面積が、温度電極における対極の面積と同じか、それより小さい。

本発明の第１６観点に係るセンサチップは、第５から第１５観点のいずれか１つに係るセンサチップであって、分析物の濃度に関する項目には、少なくともヘマトクリットが含まれている。

本発明の第１７観点に係るセンサチップは、第５から第１６の観点のいずれか１つに係るセンサチップであって、分析物の濃度に関する項目には、少なくとも還元物質の量または濃度が含まれている。

本発明の第１８観点に係る生体試料の温度測定方法は、作用極と対極とから形成される温度電極と、キャピラリと、を備えているセンサチップにおいて、生体試料の温度を測定する温度測定方法であって、キャピラリにより、生体試料を温度電極まで導入する導入ステップと、温度電極に直流電圧を印加する印加ステップと、印加ステップにおいて印加される直流電圧を、第１電圧に調整する調整ステップと、を備える。第１電圧は、第１電圧の温度電極への印加時にヘマトクリットが温度の測定結果に与える影響が小さくなるように設定されている。
この方法によれば、生体試料におけるヘマトクリット値に依存しない生体試料の温度測定が可能となる。この結果、生体試料の温度測定の精度を高めることが可能となると共に、生体試料の温度を利用した各種補正についての精度も高めることが可能となる。

本発明の第１９観点に係る温度測定方法は、第１８観点に係る温度測定方法であって、ヘマトクリットが温度の測定結果に与える影響が小さくなるような直流電圧の値を予め測定および記憶しておき、調整ステップは、記憶された直流電圧に基づいて第１電圧に調整するステップである。

本発明の第２０観点に係る生体試料の温度測定方法は、第１８または第１９観点に係る生体試料の温度測定方法であって、取込ステップにおける生体試料の取込量は５μＬ以下であり、印加ステップにおける直流電圧の印加時間は１５秒以下である。

本発明の第２１観点に係る血液試料の温度測定方法は、作用極と対極とから形成されている温度電極を備えたセンサチップで使用される血液試料の温度を測定する方法であって、血液試料に接触させた温度電極に電圧を印加するステップと、電圧を印加することによって血液試料中に流れる電流の大きさに基づいて、血液試料の温度に関連するデータａを取得するステップと、データａに基づいて、血液試料の温度ｔを算出するステップと、を備えている。
ここでは、血液試料に接触させた温度電極に電圧を印加することによって取得できる血液試料の温度に関連するデータａに基づいて、血液試料の温度ｔを算出している。
これにより、正確に取得された血液試料の温度に関連するデータａに基づいて、血液試料の温度ｔを算出することができるので、使用環境の温度に起因する測定誤差の発生を抑制することが可能となる。

本発明の第２２観点に係る血液試料中の分析物の濃度測定方法は、血液試料に接触させた一対の電極に電圧を印加することによって血液試料中に流れる電流の大きさに基づいて、血液試料の温度に関連するデータａを取得するステップと、血液試料中の分析物を基質とする酸化還元酵素が関与する反応によって血液試料中に流れる電流の大きさに基づいて、分析物の濃度に関連するデータｂを取得するステップと、データａおよびデータｂに基づいて、血液試料中の分析物濃度を決定する濃度測定ステップとを備えている。
ここでは、樹脂板や熱伝導部材を介することなく、血液試料の温度を直接測定することによって取得されたデータａを取得し、血液試料の温度に関連するデータａおよび分析物の濃度に関連するデータｂに基づいて、血液試料中の分析物濃度を決定している。
これにより、血液試料中の分析物濃度の測定精度を向上することが可能となる。

本発明の第２３観点に係る血液試料中の分析物の濃度測定方法は、第２２観点に係る血液試料中の分析物の濃度測定方法であって、濃度測定ステップは、データａに基づいてデータｂを補正するステップを含んでいる。
これにより、血液試料中の分析物濃度の測定精度を向上することが可能となる。

本発明の第２４観点に係る血液試料中の分析物の濃度測定方法は、第２２観点に係る血液試料中の分析物の濃度測定方法であって、濃度測定ステップは、データｂに基づいて、血液試料の分析物の濃度ｘを算出するステップと、データａに基づいて、濃度ｘを補正するステップとを含んでいる。
これにより、血液試料中の分析物濃度の測定精度を向上することが可能となる。

本発明の第２５観点に係る血液試料中の分析物の濃度測定方法は、第２２観点に係る血液試料中の分析物の濃度測定方法であって、濃度測定ステップは、データａに基づいて、血液試料の温度ｔを算出するステップと、温度ｔに基づいて、データｂを補正するステップと、を含んでいる。
これにより、血液試料中の分析物濃度の測定精度を向上することが可能となる。

本発明の第２６観点に係る血液試料中の分析物の濃度測定方法は、第２２観点に係る血液試料中の分析物の濃度測定方法であって、濃度測定ステップは、データａに基づいて、血液試料の温度ｔを算出するステップと、データｂに基づいて、血液試料の分析物の濃度ｘを算出するステップと、温度ｔに基づいて、濃度ｘを補正するステップとを含んでいる。
これにより、血液試料中の分析物濃度の測定精度を向上することが可能となる。

本発明の第２７観点に係る血液試料中の分析物の濃度測定方法は、第２２から第２６の観点のいずれか１つに係る血液試料中の分析物の濃度測定方法であって、データａを取得するステップは、データｂを取得するステップよりも先に行う。
これにより、データｂ取得時の温度をより正確に反映させることが可能となる。

本発明の第２８観点に係る血液試料中の分析物の濃度測定方法は、第２２観点に係る血液試料中の分析物の濃度測定方法であって、濃度測定ステップは、データｂ取得後に、血液試料に接触させた一対の電極に所定の電圧を印加することによって血液試料中に流れる電流の大きさに基づいて、血液試料の温度に関連するデータｃを取得するステップと、データａとデータｃとを演算することによって血液試料の温度に関連するデータｄを求めるステップと、データｄに基づいて、データｂを補正するステップとを含んでいる。
これにより、データｂ取得時の温度をより正確に反映させることが可能となり、血液試料中の分析物濃度の測定精度を向上することが可能となる。

本発明の第２９観点に係る血液試料中の分析物の濃度測定方法は、第２２観点に係る血液試料中の分析物の濃度測定方法であって、濃度測定ステップは、データａに基づいて、血液試料の温度ｔを算出するステップと、データｂに基づいて、血液試料の分析物の濃度ｘを算出するステップと、血液試料の周囲の環境温度ｔ１を測定するステップと、温度ｔと環境温度ｔ１との差分を温度閾値Ｚと比較するステップと、｜ｔ−ｔ１｜≧Ｚを満たす場合、温度ｔに基づいて濃度ｘを補正し、｜ｔ−ｔ１｜＜Ｚを満たす場合、温度ｔ１に基づいて濃度ｘを補正するステップとを含んでいる。
ここでは、データａに基づいて血液試料の温度ｔ、データｂに基づいて血液試料の分析物の濃度ｘを算出し、さらに、血液試料の周囲の環境温度ｔ１を測定している。そして、温度ｔと環境温度ｔ１との差分を温度閾値Ｚと比較して、以下のとおり補正している。
｜ｔ−ｔ１｜≧Ｚを満たす場合、温度ｔに基づいて濃度ｘを補正
｜ｔ−ｔ１｜＜Ｚを満たす場合、温度ｔ１に基づいて濃度ｘを補正
これにより、外部温度環境に応じた適正な温度を用いて濃度ｘを補正することができるので、血液試料中の分析物濃度の測定精度を向上することが可能となる。

本発明の第３０観点に係る血液試料中の分析物の濃度測定方法は、第２２から第２９の観点のいずれか１つに係る血液試料中の分析物の濃度測定方法であって、血液試料の温度に関連するデータａには温度が含まれており、分析物の濃度に関連するデータｂにはグルコース濃度が含まれている。
ここでは、データａとして取得するデータの項目として温度が含まれ、データｂとして取得するデータの項目としてグルコース濃度が含まれている。

本発明の第３１観点に係る血液試料中の分析物の濃度測定方法は、第３０観点に係る血液試料中の分析物の濃度測定方法であって、分析物の濃度に関連するデータｂにはヘマトクリットが含まれている。
ここでは、データｂとして取得するデータの項目としてヘマトクリットが含まれている。

本発明の第３２観点に係る血液試料中の分析物の濃度測定方法は、第３０または第３１観点に係る血液試料中の分析物の濃度測定方法であって、分析物の濃度に関連するデータｂには還元物質の量または濃度が含まれている。
ここでは、データｂとして取得するデータの項目として還元物質量または濃度が含まれている。

本発明の第３３観点に係る血液試料中の分析物の濃度測定方法は、第３０から第３２の観点のいずれか１つに係る血液試料中の分析物の濃度測定方法であって、データａおよびデータｂに含まれるデータのうち、少なくとも２つの項目を同時に測定する。
ここでは、データａおよびデータｂに含まれるデータを測定する際、同時に２つ以上の項目を測定する。例えば、グルコース濃度と還元物質の量または濃度と同時を測定する。

本発明の第３４観点に係る血液試料中の分析物の濃度測定方法は、第３０から第３２の観点のいずれか１つに係る血液試料中の分析物の濃度測定方法であって、データａおよびデータｂに含まれるデータの測定は、それぞれ独立して行われる。
ここでは、データａおよびデータｂに含まれるデータを測定する際、同時に２つ以上の項目を測定するのではなく１つ１つ順番に行われる。なお、各項目を測定する順番は任意でよい。

本発明の第３５観点に係る血液試料中の分析物の濃度測定方法は、第３０から第３２の観点のいずれか１つに係る血液試料中の分析物の濃度測定方法であって、データａおよびデータｂに含まれるデータの測定は、温度、グルコース濃度および還元物質の量もしくは濃度、ヘマトクリットの順番で行われる。
ここでは、データを測定する順番を特定している。これにより、速度、正確さ、電極への負担面において有利な効果を得ることが可能となる。

本発明の第３６観点に係る血液試料中の分析物の濃度測定方法は、第３０から第３５の観点のいずれか１つに係る血液試料中の分析物の濃度測定方法であって、データａおよびデータｂに含まれるデータの測定は、独立した電極を介して行われる。
ここでは、データａおよびデータｂに含まれるデータを測定する際、それぞれ独立した電極を介して行う。

本発明の第３７観点に係るバイオセンサシステムは、第１から第１７の観点のいずれか１つに係るセンサチップと、センサチップの温度電極に電圧を印加する制御回路を含む測定器とを有する、血液試料中の分析物の濃度を測定するバイオセンサシステムであって、制御回路に従って温度電極に電圧を印加する電圧印加部と、血液試料に接触させた温度電極に流れる電流の大きさに基づいて、血液試料の温度に関連するデータａを取得する温度測定部と、血液試料中の分析物を基質とする酸化還元酵素が関与する反応によって血液試料中に流れる電流の大きさに基づいて、分析物の濃度に関連するデータｂを取得する分析物測定部と、データａおよびデータｂに基づいて、血液試料中の分析物濃度を決定する濃度決定部と、を備えている。
ここでは、樹脂板や熱伝導部材を介することなく、血液試料の温度を直接測定することによって取得されたデータａを取得し、血液試料の温度に関連するデータａおよび分析物の濃度に関連するデータｂに基づいて、濃度決定部が、血液試料中の分析物濃度を決定している。
これにより、使用環境の温度に起因する測定誤差の発生を抑制し、血液試料中の分析物濃度の測定精度を向上することが可能となる。

本発明の第３８観点に係るバイオセンサシステムは、第３７観点に係るバイオセンサシステムであって、濃度決定部は、データａに基づいて、データｂを補正する第１の分析物補正部を含んでいる。
ここでは、樹脂板や熱伝導部材を介することなく、血液試料の温度を直接測定することによって取得されたデータａに基づいて、第１の分析物補正部が、血液試料中における分析物の濃度に関連するデータｂを補正している。
これにより、使用環境の温度に起因する測定誤差の発生を抑制し、血液試料中の分析物濃度の測定精度を向上することが可能となる。

本発明の第３９観点に係るバイオセンサシステムは、第３７観点に係るバイオセンサシステムであって、濃度決定部は、データｂに基づいて、血液試料の分析物の濃度ｘを算出する算出部と、データａに基づいて、濃度ｘを補正する第２の分析物補正部とを含んでいる。
ここでは、分析物補正部が、データｂに基づいて血液試料の分析物の濃度ｘを算出した後、第２の分析物補正部が、血液試料の温度を直接測定することによって取得されたデータａに基づいて濃度ｘを補正している。
これにより、使用環境の温度に起因する測定誤差の発生を抑制し、血液試料中の分析物濃度の測定精度を向上することが可能となる。

本発明の第４０観点に係るバイオセンサシステムは、第３７観点に係るバイオセンサシステムであって、濃度決定部は、データａに基づいて、血液試料の温度ｔを算出する算出部と、温度ｔに基づいて、データｂを補正する第３の分析物補正部とを含んでいる。
ここでは、算出部が、血液試料の温度を直接測定することによって取得されたデータａに基づいて血液試料の温度ｔを算出した後、第３の分析物補正部が、温度ｔに基づいてデータｂを補正している。
これにより、使用環境の温度に起因する測定誤差の発生を抑制し、血液試料中の分析物濃度の測定精度を向上することが可能となる。

本発明の第４１観点に係るバイオセンサシステムは、第３７観点に係るバイオセンサシステムであって、濃度決定部は、データａに基づいて、血液試料の温度ｔを算出する算出部と、データｂに基づいて、血液試料の分析物の濃度ｘを算出する算出部と、温度ｔに基づいて、濃度ｘを補正する第４の分析物補正部とを含んでいる。
ここでは、算出部が、血液試料の温度を直接測定することによって取得されたデータａに基づいて血液試料の温度ｔ、データｂに基づいて血液試料の分析物の濃度ｘを算出した後、第４の分析物補正部が、温度ｔに基づいて濃度ｘを補正している。
これにより、使用環境の温度に起因する測定誤差の発生を抑制し、血液試料中の分析物濃度の測定精度を向上することが可能となる。

本発明の第４２観点に係るバイオセンサシステムは、第３７から第４１の観点のいずれか１つに係るバイオセンサシステムであって、温度測定部により試料の温度に関連するデータａ取得後に、分析物測定部により分析物の濃度に関連するデータｂを取得する。
これにより、データｂ取得時の温度をより正確に反映させることが可能となる。

本発明の第４３観点に係るバイオセンサシステムは、第３７観点に係るバイオセンサシステムであって、濃度決定部は、データｂ取得後に、血液試料に接触させた温度電極に流れる電流の大きさに基づいて、血液試料の温度に関連するデータｃを取得する温度測定部と、データａとデータｃとを演算し、血液試料の温度に関連するデータｄを求める演算部と、データｄに基づいて、血液試料の温度に応じて補正された分析物の濃度ｘを算出する算出部とを含んでいる。
ここでは、データｂ取得後に、もう一度データａと同じ取得方法で血液試料の温度に関連するデータｃを取得し、演算部が、データａとデータｃとを演算することによって血液試料の温度に関連するデータｄを求めている。そして、算出部が、このデータｄに基づいて濃度ｘを補正している。
これにより、データｂ取得時の温度をより正確に反映させることが可能となり、血液試料中の分析物濃度の測定精度を向上することが可能となる。

本発明の第４４観点に係るバイオセンサシステムは、第３７観点に係るバイオセンサシステムであって、濃度決定部は、データａに基づいて、血液試料の温度ｔを算出する温度算出部と、データｂに基づいて、血液試料の分析物の濃度ｘを算出する濃度算出部と、血液試料の周囲の環境温度ｔ１を測定する環境温度測定部と、温度ｔと環境温度ｔ１との差分を温度閾値Ｚと比較する比較部と、｜ｔ−ｔ１｜≧Ｚを満たす場合、温度ｔに基づいて濃度ｘを補正し、｜ｔ−ｔ１｜＜Ｚを満たす場合、環境温度ｔ１に基づいて濃度ｘを補正する補正部とを含んでいる。
ここでは、データａに基づいて血液試料の温度ｔ、データｂに基づいて血液試料の分析物の濃度ｘを算出し、さらに、血液試料の周囲の環境温度ｔ１を測定している。そして、温度ｔと環境温度ｔ１との差分を温度閾値Ｚと比較して、以下のとおり補正している。
｜ｔ−ｔ１｜≧Ｚを満たす場合、温度ｔに基づいて濃度ｘを補正
｜ｔ−ｔ１｜＜Ｚを満たす場合、温度ｔ１に基づいて濃度ｘを補正
これにより、外部温度環境に応じた適正な温度を用いて濃度ｘを補正することができるので、血液試料中の分析物濃度の測定精度を向上することが可能となる。

本発明の第４５観点に係るバイオセンサシステムは、第３７から第４４の観点のいずれか１つに係るバイオセンサシステムであって、血液試料の温度に関連するデータａには温度が含まれており、分析物の濃度に関連するデータｂにはグルコース濃度が含まれている。
ここでは、データａとして取得するデータの項目として温度が含まれ、データｂとして取得するデータの項目としてグルコース濃度が含まれている。

本発明の第４６観点に係るバイオセンサシステムは、第４５観点に係るバイオセンサシステムであって、分析物の濃度に関連するデータｂにはヘマトクリットが含まれている。
ここでは、データｂとして取得するデータの項目としてヘマトクリットが含まれている。

本発明の第４７観点に係るバイオセンサシステムは、第４５または第４６観点に係るバイオセンサシステムであって、分析物の濃度に関連するデータｂには還元物質の量または濃度が含まれている。
ここでは、データｂとして取得するデータの項目として還元物質の量または濃度が含まれている。

本発明の第４８観点に係るバイオセンサシステムは、第４５から第４７の観点のいずれか１つに係るバイオセンサシステムであって、データａおよびデータｂに含まれるデータのうち、少なくとも２つの項目を同時に測定するように制御回路を制御するシーケンス制御部をさらに備えている。
ここでは、データａおよびデータｂに含まれるデータを取得する際、シーケンス制御部は、同時に２つ以上の項目を測定するように制御回路を制御する。例えば、シーケンス制御部は、グルコース濃度と還元物質の量または濃度とを同時に取得するように制御回路を制御する。

本発明の第４９観点に係るバイオセンサシステムは、第４５から第４７の観点のいずれか１つに係るバイオセンサシステムであって、データａおよびデータｂに含まれるデータの測定をそれぞれ独立して行うように制御回路を制御するシーケンス制御部をさらに備えている。
ここでは、データａおよびデータｂに含まれるデータを取得する際、シーケンス制御部は、同時に２つ以上の項目を測定するのではなく１つ１つ順番に測定するように制御回路を制御する。なお、各項目の取得する順番は任意であってよい。

本発明の第５０観点に係るバイオセンサシステムは、第４５から第４７の観点のいずれか１つに係るバイオセンサシステムであって、データａおよびデータｂに含まれるデータの測定は、温度、グルコース濃度および還元物質の量または濃度、ヘマトクリットの順番で行うように制御回路を制御するシーケンス制御部をさらに備えている。
ここでは、データを測定する順番を特定している。これにより、速度、正確さ、電極への負担面において有利な効果を得ることが可能となる。

本発明の第５１観点に係るバイオセンサシステムは、第４５から第５０の観点のいずれか１つに係るバイオセンサシステムであって、データａおよびデータｂに含まれるデータの測定は独立した電極を介して行うように制御回路を制御する電極選択部をさらに備えている。
ここでは、データａおよびデータｂに含まれるデータを測定する際、電極選択部は、それぞれ独立した電極を介して行うように制御回路を制御する。

本発明に係るセンサチップ、バイオセンサシステム、血液試料の温度測定方法、血液試料中の分析物の濃度測定方法によれば、使用環境の温度に起因する測定誤差の発生を抑制し、血液試料中の分析物濃度の測定精度を向上させることが可能となる。

本発明の一実施形態に係るバイオセンサシステムの斜視図。 本発明の一実施形態に係るバイオセンサチップの分解斜視図。 本発明の一実施形態に係るバイオセンサチップの透視平面図。 本発明の一実施形態に係るバイオセンサシステムにおける回路構成図。 本発明の一実施形態に係るバイオセンサシステムにおける血液試料中の分析物濃度の測定方法を示すフローチャート。 （ａ）および（ｂ）は、本発明の他の実施形態に係るバイオセンサシステムにおける血液試料中の分析物濃度の測定方法を示すフローチャート、バイオセンサシステムにおける回路構成図。 （ａ）および（ｂ）は、本発明の他の実施形態に係るバイオセンサシステムにおける血液試料中の分析物濃度の測定方法を示すフローチャート、バイオセンサシステムにおける回路構成図。 （ａ）、（ｂ）および（ｃ）は、本発明の一実施形態に係るバイオセンサチップを用いて得られる電流の変化特性を示すグラフ。 本発明の一実施形態に係るセンサチップの分解斜視図。 本発明の一実施形態に係るセンサチップの透視平面図。 （ａ）、（ｂ）、および（ｃ）は、実施例１において図８に対応する電流特性グラフ。 実施例１において所定の温度に対して得られた電流特性グラフ。 （ａ）、（ｂ）、および（ｃ）は、実施例７における温度が４度のときの、所定の印加電圧、所定のヘマトクリット値に対して得られた電流特性グラフ。 （ａ）、（ｂ）、および（ｃ）は、実施例７における温度が１３度のときの、所定の印加電圧、所定のヘマトクリット値に対して得られた電流特性グラフ。 （ａ）、（ｂ）、および（ｃ）は、実施例７における温度が２１度のときの、所定の印加電圧、所定のヘマトクリット値に対して得られた電流特性グラフ。 （ａ）、（ｂ）、および（ｃ）は、実施例７における温度が３０度のときの、所定の印加電圧、所定のヘマトクリット値に対して得られた電流特性グラフ。 （ａ）、（ｂ）、および（ｃ）は、実施例７における温度が３８度のときの、所定の印加電圧、所定のヘマトクリット値に対して得られた電流特性グラフ。 実施例１０において所定の温度に対して得られた電流値との関係を示すグラフ。 実施例１１におけるセンサチップの電極間距離を示す斜視図。 （ａ）〜（ｄ）は、実施例１１において、血液試料が１１℃における電極間距離別、ヘマトクリット別の応答電流値を示すグラフ。 （ａ）〜（ｄ）は、実施例１１において、血液試料が２１℃における電極間距離別、ヘマトクリット別の応答電流値を示すグラフ。 （ａ）〜（ｄ）は、実施例１１において、血液試料が３０℃における電極間距離別、ヘマトクリット別の応答電流値を示すグラフ。 （ａ）および（ｂ）は、実施例１２におけるセンサチップを示す斜視図。 （ａ）および（ｂ）は、実施例１２において、血液試料が１１℃における電極形状別、ヘマトクリット別の応答電流値を示すグラフ。 （ａ）および（ｂ）は、実施例１２において、血液試料が２１℃における電極形状別、ヘマトクリット別の応答電流値を示すグラフ。 （ａ）および（ｂ）は、実施例１２において、血液試料が３０℃における電極形状別、ヘマトクリット別の応答電流値を示すグラフ。 （ａ）および（ｂ）は、実施例１３におけるセンサチップを示す斜視図。 （ａ）〜（ｄ）は、実施例１３において、血液試料が３０℃におけるリード幅別、ヘマトクリット別の応答電流値を示すグラフ。 実施例１４におけるセンサチップのキャピラリ高さを示す斜視図。 （ａ）および（ｂ）は、実施例１４において、血液試料が１１℃におけるキャピラリ高さ別、ヘマトクリット別の応答電流値を示すグラフ。 （ａ）および（ｂ）は、実施例１４において、血液試料が２１℃におけるキャピラリ高さ別、ヘマトクリット別の応答電流値を示すグラフ。 （ａ）および（ｂ）は、実施例１４において、血液試料が３０℃におけるキャピラリ高さ別、ヘマトクリット別の応答電流値を示すグラフ。 （ａ）および（ｂ）は、実施例１５において、血液試料が４℃におけるパラジウム抵抗別の応答電流値を示すグラフ。 （ａ）および（ｂ）は、実施例１５において、血液試料が１３℃におけるパラジウム抵抗別の応答電流値を示すグラフ。 （ａ）および（ｂ）は、実施例１５において、血液試料が２１℃におけるパラジウム抵抗別の応答電流値を示すグラフ。 （ａ）および（ｂ）は、実施例１５において、血液試料が３０℃におけるパラジウム抵抗別の応答電流値を示すグラフ。 （ａ）および（ｂ）は、実施例１５において、血液試料が３８℃におけるパラジウム抵抗別の応答電流値を示すグラフ。 実施例１６において、血液試料が２４℃におけるグルコース濃度別の応答電流値を示すグラフ。 実施例１７において、血液試料が２４℃におけるアスコルビン酸濃度別の応答電流値を示すグラフ。 実施例１８おいて、２４℃の環境下で血液試料を導入した場合の温度別の応答電流値を示すグラフ。 実施例１９におけるセンサチップの上回り、下回りを示す斜視図。 実施例１９おいて、２４℃の環境下で上回り、下回りに血液が付着した場合の応答電流値を示すグラフ。 実施例２０において、２４℃の環境下において、指でセンサチップの先端部をつまんだ場合とつままなかった場合の応答電流値を示すグラフ。 実施例２１における測定シーケンスを示す説明図。 （ａ）は、実施例２１において測定されたグルコースの応答電流値を示すグラフ、（ｂ）は、実施例２１において測定された温度、Ｈｃｔの応答電流値を示すグラフ。 （ａ）は、実施例２１における温度測定の応答電流値を示すグラフ、（ｂ）は、実施例２１において温度を測定した場合の温度別の応答電流値を示すグラフ。 実施例２１における他の測定シーケンスを示す説明図。 （ａ）および（ｂ）は、本発明の変形例１に係るバイオセンサシステムにおける血液試料中の分析物濃度の測定方法を示すフローチャート。 （ａ）および（ｂ）は、本発明の変形例１に係るバイオセンサシステムにおける血液試料中の分析物濃度の測定方法を示すフローチャート。 （ａ）および（ｂ）は、本発明の変形例１に係るバイオセンサシステムにおける回路構成図。 （ａ）および（ｂ）は、本発明の変形例１に係るバイオセンサシステムにおける回路構成図。 本発明の変形例２に係るバイオセンサシステムにおける回路構成図。 本発明の一実施形態に係るバイオセンサシステムにおける回路構成図。

本発明によるバイオセンサシステムは、センサチップに配置された測定部によって、分析物の温度を血液試料から取得する。
図１は、本発明によるバイオセンサシステムの一例を説明するための図である。このバイオセンサシステム１００は、直方体状の測定器１０１と、センサチップ２００とを有している。測定器１０１の側壁面には、矩形状の孔である装着口１０２が形成されている。センサチップ２００は、装着口１０２に着脱自在な状態で測定器１０１に接続される。測定器１０１の一方の主面の略中央部には、測定結果を表示する表示部１０３が配置されている。

図２は、センサチップ２００の分解斜視図であり、図３は、その平面図である。このセンサチップ２００は、矩形状の切欠部２０４が形成されたスペーサー２０２を介して、かつ、絶縁基板２０１の一方の端部（図２における右側の端部）を残して、絶縁基板２０１上にカバー２０３が配置されている。
各部材２０１、２０２、２０３は、例えば接着または熱溶着によって、一体化されている。スペーサー２０２の切欠部２０４は、各部材の一体化後には、血液試料を保持するキャピラリ４０として機能する。キャピラリ４０は、センサチップ２００の長辺に沿って長い形状であり、スペーサー２０２の一方の端部（図２、図３における左側の端部）において外部に連通している。換言すれば、キャピラリ４０は、センサチップ２００の外部に開口する血液試料導入口１７と連通している。そして、カバー２０３は、キャピラリ４０において、血液試料導入口１７側とはと反対側の端近傍に、排気口１６を有している。これにより、毛管現象によって、血液試料は、血液試料導入口１７からキャピラリ４０の内部に容易に吸引される。

絶縁基板２０１上には、電極（電圧印加部）１１、１２、１３、１４、１５が、それぞれの一部分（部分３１、３２、３３、３４、３５）がキャピラリ４０に面するように配置されている。電極１１の部分３１および電極１２の部分３２は、電極１３の部分３３および電極１４の部分３４よりも血液試料導入口１７に近接する位置に配置されている。
絶縁基板２０１上には、反応試薬層２０が、電極１３の部分３３の全体を覆うと共に、電極１４の部分３４および電極１５の部分３５を部分的に覆うように形成されている。反応試薬層２０は、血液試料中の分析物を基質とする酸化還元酵素と、電子メディエータと、を含有する。

反応試薬層２０は、電極１１の部分３１および電極１２の部分３２から離れた位置に形成されている。好ましくは、電極１１の部分３１および電極１２の部分３２上には酸化還元酵素、または、電子メディエータを含む反応試薬は配置されず、より好ましくは、いかなる反応試薬も配置されない。
上記とは逆に、電極１３の部分３３および電極１４の部分３４が、電極１１の部分３１および電極１２の部分３２よりも、血液試料導入口１７に近接する位置に配置されると、血液試料導入口１７から血液試料が導入される際に、電極１３の部分３３および電極１４の部分３４上の反応試薬層２０が流されることで、電極１３の部分３３および電極１４の部分３４に到達することがあり得る。よって、このような配置は避けられるべきである。

センサチップ２００は、測定部４１（測定部Ａ）を有する。測定部Ａは、電極１１の部分３１および電極１２の部分３２によって構成される電極系（温度電極）と、部分３１および部分３２を収容するキャピラリ４０の一部の空間とによって構成される。
さらに、センサチップ２００は、測定部４２（測定部Ｂ）を有する。測定部Ｂは、電極１３の部分３３および電極１４の部分３４によって構成される電極系（分析電極）と、反応試薬層２０ならびに部分３３および部分３４を収容するキャピラリ４０の一部の空間とによって構成される。

測定部Ａの温度電極では、電極１１は作用極として、電極１２は対極として機能する。測定部Ｂの分析電極では、電極１３は作用極として、電極１４は対極として機能する。
測定部Ａ（温度測定部）は、温度電極に流れる電流の量に基づいて、血液試料の温度に関連するデータａを取得する。温度電極上で電気化学反応する物質は、主に血液試料中の成分であり、水であってもよく、赤血球および白血球などの血球成分であってもよい。

測定部Ｂ（分析物測定部）は、分析電極間に流れる電流の量に基づいて、血液試料中の分析物の濃度に関連するデータｂを取得する。分析電極上で電気化学反応する物質は、主に、酸化還元酵素との間で電子の授受がなされた電子メディエータである。測定部Ｂで取得されたデータｂは、データａを用いて温度に基づく補正が行われる。分析物の濃度は、補正後のデータｂを用いて算出される。

電極１３の部分３３および電極１４の部分３４の両方または片方は、電極１１の部分３１および電極１２の部分３２の両方または片方を兼ねることができる。しかし、これらの電極は別個に設けられる方が好ましい。
電極１５の部分３５は、キャピラリ４０の奥側の端部近傍に、換言すれば、外部に連通する端と反対側の端の近傍に配置されている。電極１５と電極１３との間に電圧が印加されることにより、血液試料がキャピラリ４０の奥にまで導入されたことが、容易に検知される。なお、電極１３に代えて電極１４と電極１５との間に、電圧が印加されてもよい。

電極１１、１２、１３、１４、１５は、それぞれリード（図示せず）と連結している。リードの一端は、各電極間に電圧を印加できるように、スペーサー２０２およびカバー２０３で覆われていない絶縁基板２０１の端部において、センサチップ２００の外部に露出している。
血液試料中の分析物としては、血球を除く物質、例えば、グルコース、アルブミン、乳酸、ビリルビンおよびコレステロールが挙げられる。酸化還元酵素は、対象とする分析物を基質とするものを使用する。酸化還元酵素としては、グルコースオキシダーゼ、グルコースデヒドロゲナーゼ、ラクテートオキシダーゼ、ラクテートデヒドロゲナーゼ、ビリルビンオキシダーゼおよびコレステロールオキシダーゼが例示される。反応試薬層中の酸化還元酵素の量としては、０．０１〜１００ユニット（Ｕ）、好ましくは、０．０５〜１０Ｕ、より好ましくは、０．１〜５Ｕの範囲が例示される。

反応試薬層２０は、フェリシアン化カリウム、ｐ−ベンゾキノン、ｐ−ベンゾキノン誘導体、酸化型フェナジンメトサルフェート、メチレンブルー、フェリシニウムおよびフェリシニウム誘導体といった、酵素反応にて生じた電子を電極に受け渡す機能を有する電子メディエータを含有することが望ましい。反応試薬層２０は、反応試薬層の成形性を高めるために、水溶性高分子化合物を含有してもよい。水溶性高分子化合物としては、カルボキシメチルセルロースおよびその塩、ヒドロキシエチルセルロース、ヒドロキシプロピルセルロース、メチルセルロース、エチルセルロース、エチルヒドロキシエチルセルロース、カルボキシエチルセルロースおよびその塩、ポリビニルアルコール、ポリビニルピロリドン、ポリリジンといったポリアミノ酸、ポリスチレンスルホン酸およびその塩、ゼラチンおよびその誘導体、ポリアクリル酸およびその塩、ポリメタクリル酸およびその塩、スターチおよびその誘導体、無水マレイン酸重合体およびその塩、アガロースゲルおよびその誘導体、から選ばれる少なくとも１種が例示される。

絶縁基板２０１、スペーサー２０２およびカバー２０３の材料としては、ポリエチレンテレフタレート、ポリカーボネート、ポリイミド、ポリエチレン、ポリプロピレン、ポリスチレン、ポリ塩化ビニル、ポリオキシメチレン、モノマーキャストナイロン、ポリブチレンテレフタレート、メタクリル樹脂およびＡＢＳ樹脂といった樹脂、さらにはガラスが例示される。

電極１１、１２、１３、１４、１５は、例えば、パラジウム、白金、金、銀、チタン、銅、ニッケルおよび炭素といった、公知の導電性材料により構成される。
図４は、バイオセンサシステム１００における、血液試料中の分析物濃度を測定するための回路構成の一例を示す図である。測定器１０１は、センサチップ２００における電極１１、１２、１３、１４、１５のうち少なくとも２つの電極間に電圧を印加する制御回路３００と、測定結果を表示する表示部４００とを有している。

制御回路３００は、５つのコネクタ３０１ａ、３０１ｂ、３０１ｃ、３０１ｄ、３０１eと、切換回路３０２と、電流／電圧変換回路３０３と、アナログ／デジタル（Ａ／Ｄ）変換回路３０４と、基準電圧源３０５と、演算部３０６とを有している。制御回路３００は、切換回路３０２を介して、１つの電極を正極または負極として使用できるように、当該電極に印加する電位を切り換えることができる。

演算部（濃度決定部）３０６は、公知の中央演算装置（ＣＰＵ）と、上記のデータａおよびデータｂに基づき血液試料中の分析物濃度を決定するための換算テーブルとを有する。演算部３０６は、環境温度に基づく補正係数が記述された換算テーブルを参照することによって、分析物濃度を補正する。より具体的には、仮測定用の換算テーブルを参照して分析物濃度が仮算出された後、演算部３０６は、温度補正用の換算テーブルを参照することで、分析物濃度を補正する。

バイオセンサシステム１００を用いた血液試料中の分析物濃度の測定は、例えば、図５に示すように、次のようにして実施される。
まず、演算部３０６のＣＰＵの指令により、電極１３がコネクタ３０１ｂを介して電流／電圧変換回路３０３に接続され、電極１５がコネクタ３０１ｃを介して基準電圧源３０５に接続される。

その後、ＣＰＵの指令により、両電極間に一定の電圧が印加される（ステップＳ１）。当該電圧は、例えば、電極１５を正極、電極１３を負極と表示したときに０．０１〜２．０Ｖ、好ましくは、０．１〜１．０Ｖ、より好ましくは、０．２〜０．５Ｖである。この電圧は、センサチップが測定器１０１に挿入されてから、血液試料がキャピラリ４０の奥まで導入されるまでの間、印加される。センサチップ２００の血液試料導入口からキャピラリ４０に血液試料が導入されると、電極１５と電極１３との間に電流が流れる。ＣＰＵは、そのときの単位時間当たりの電流の増加量を識別することによって、キャピラリ４０が血液試料にて満たされたことを検知する。この電流の値は、電流／電圧変換回路３０３により電圧値に変換された後に、Ａ／Ｄ変換回路３０４によりデジタル値に変換された後、ＣＰＵに入力される。ＣＰＵは、このデジタル値に基づいて血液試料がキャピラリの奥にまで導入されたことを検知する。
血液試料の導入後、例えば、０〜６０秒、好ましくは、０〜１５秒、より好ましくは、０〜５秒の範囲で、血液試料中の分析物と酵素および酵素と電子メディエータとを反応させる。

続いて、次のようにして上記のデータａを取得する（ステップＳ２）。
まず、ＣＰＵの指令により、電圧切換回路３０２が作動して、電極１１がコネクタ３０１ａを介して電流／電圧変換回路３０３に接続され、電極１２がコネクタ３０１ｅを介して基準電圧源３０５に接続される。続いて、ＣＰＵの指令により、測定部Ａにおける両電極間に一定の電圧が印加される。後述するように、当該電圧は、例えば、電極１１を正極、電極１２を負極と表示したときに０．１〜５．０Ｖ、好ましくは、１．０〜３．０Ｖ、より好ましくは、１．５〜２．５Ｖである。電圧の印加時間は、０．１〜３０秒、好ましくは、０．５〜１０秒、より好ましくは、１〜５秒の範囲にある。当該電圧の印加に伴って両電極間に流れた電流量は、データａの取得を指示する信号が制御回路から測定部Ａに与えられることによって、電流／電圧変換回路３０３により電圧値に変換され、その後に、Ａ／Ｄ変換回路３０４によりデジタル値に変換されＣＰＵに入力され、データａとして演算部３０６のメモリに格納される。

その後、次のようにして上記のデータｂが取得される（ステップＳ３）。
まず、ＣＰＵの指令により、切換回路３０２が作動して、電極１３がコネクタ３０１ｂを介して電流／電圧変換回路３０３に接続され、電極１４がコネクタ３０１ｄを介して基準電圧源３０５に接続される。その後、ＣＰＵの指令により、測定部Ｂにおける測定シーケンスが入力される。その際、当該電圧は、例えば、電極１３を正極、電極１４を負極と表示したときに０．０５〜１．０Ｖ、好ましくは、０．１〜０．８Ｖ、より好ましくは、０．２〜０．６Ｖである。電圧の印加時間は０．１〜３０秒、好ましくは、０．１〜１５秒、より好ましくは、０．１〜５秒の範囲にある。当該電圧の印加に伴って両電極間に流れた電流量は、データｂの取得を指示する信号が制御回路から測定部Ｂに与えられることによって、電流／電圧変換回路３０３により電圧値に変換され、その後に、Ａ／Ｄ変換回路３０４によりデジタル値に変換されＣＰＵに入力され、データｂとして演算部３０６のメモリに格納される。分析物濃度の測定を迅速化する観点からは、制御回路は、血液試料がセンサチップのキャピラリ４０に導入された時点から０．５秒以上５秒未満の範囲内に、データｂの取得を指示する信号を測定部Ｂに与えることが好ましい。

なお、データｂは、データａよりも先に取得されてもよい。ただし、データｂ取得に至るまでには、試薬の溶解、酵素反応、電子メディエータと酵素間の反応などに十分な時間を要するため、データｂは後に取得されることが好ましい。また、データｂとデータａとが同時に取得されてもよいが、その際には１つの溶液系内において、２組の電極系に同時に電圧を印加することになるため、それぞれの電流が互いに干渉しあう場合がある。そのためデータａの取得とデータｂの取得とは、別々に行われることが好ましい。

また、図６（ａ）に示すように、データｂ取得時の温度を、濃度の測定結果に、より正確に反映させるために、データｂ取得の前後に、血液試料の温度に関連するデータがそれぞれ取得されてもよい。即ち、バイオセンサシステム１００は、両電極間に一定の電圧を印加し（ステップＳ１０１）、血液試料の温度に関連するデータａを取得し（ステップＳ１０２）、その後、血液試料中の分析物の濃度に関連するデータｂを取得し（ステップＳ１０３）、さらにその後、再度血液試料の温度に関連するデータｃを取得する（ステップＳ１０４）。その後、演算部３０６は、データａとデータｃとを平均する等演算することでデータｄを求め（ステップＳ１０５）、データｄを用いてデータｂに対し温度の補正を行い、分析物の濃度を算出する（ステップＳ１０６）。このとき、バイオセンサシステム１００における演算部（濃度決定部）３０６（図４参照）は、図６（ｂ）に示すように、データｂ取得後に、血液試料に接触させた温度電極に流れる電流の大きさに基づいて、血液試料の温度に関連するデータｃを取得する温度測定部３０７と、データａとデータｃとを演算し、血液試料の温度に関連するデータｄを求める演算部３０８と、データｄに基づいて、血液試料の温度に応じて補正された分析物の濃度ｘを算出する濃度算出部３０９とを含んでいる。

続いて、演算部３０６が、換算テーブルを参照し、データａおよびデータｂに基づき血液試料中の分析物濃度を決定する（ステップＳ４）。そして、決定された分析物濃度が、表示部４００に画像表示される。データａについて温度換算テーブルが用意されていれば、演算部３０６は、血液試料中の温度を算出することができ、その温度を表示部４００に画像表示することもできる。当該決定のための演算プログラムは、換算テーブルのデータ構造に応じて適宜設計される。データａおよびデータｂに完全に一致する数値データが換算テーブルに記述されていない場合、演算部３０６は、当該換算テーブルに記述されデータａおよびデータｂに近似するデータから、公知の線形補間法を用いることによって分析物濃度を決定すればよい。

更に、必要であれば電極１１および電極１２は、温度計測用途の電極及び他の分析用途の電極として、兼用されてもよい。他の分析用途とは、例えば、血液試料内のヘマトクリット値の測定、または、血液試料内の物質でデータｂに影響を与える可能性があるアスコルビン酸、尿酸、ビリルビン、アセトアミノフェンなどの還元物質の測定である。電極１１または電極１２を作用極（正極）、電極１３または電極１４を対極（負極）として用いる方法が公知となっている。

本発明において、測定部Ａにおける温度電極間の電圧は、電極面積や電極の材料などセンサチップの構成により左右され得るため、事前に最適な印加電圧を決定する必要がある。最適値から外れた電圧を印加した時に取得される電流量は、血液試料内のヘマトクリット値（Ｈｃｔ値）によって左右され得る。Ｈｃｔ値とは、血液中に占める血球成分の容積の割合を示す数値を意味する。

最適電圧値をＶｍ、最適電圧値より高い電圧値をＶｈ、最適電圧値より低い電圧値Ｖｌとした場合（Ｖｌ＜Ｖｍ＜Ｖｈ）の電流量の変化を図８に示す。最適電圧値より低い電圧値Ｖｌの場合、図８（ａ）に示すように、Ｈｃｔ値が高いほど電流量は大きくなる。逆に最適電圧値より高い電圧値をＶｈの場合では、図８（ｃ）に示すように、Ｈｃｔ値が低いほど電流量は大きくなる。最適電圧値Ｖｍの場合は、図８（ｂ）に示すように、Ｈｃｔ値によらず一定の電流量を示す。このようなＨｃｔ値による電流量の乖離は、電流量が大きい高温条件で顕著に見られるため、必要とする温度測定領域の上限温度で事前に決定しておくことが好ましい。Ｖｍの範囲は、０．１〜５．０Ｖ、好ましくは、１．０〜３．０Ｖ、より好ましくは、１．５〜２．５Ｖである。

本発明において、測定部Ａにおける温度電極間に流れる電流量は、電極面積に左右される。電極１１（作用極）の一部分３１の面積および電極１２（対極）の一部分３２の面積のどちらが広くても、より高い電流量が得られる。ただし、対極側である一部分３２の面積が広い方が好ましい。具体的には、作用極側の面積／対極側の面積の比率の範囲が、１〜０．２５であることが好ましい。

本実施形態のバイオセンサシステムは、センサを使用する環境の温度が急激に変化した場合であっても、分析物濃度を高精度に測定できる。このため、サーミスタに代表される環境温度測定部が、測定器に設置される必要はない。
しかし、センサの状態または構造によっては、測定部Ａで取得される電流量の精度が低いこともあり得る。例えば、キャピラリ４０の体積が小さいセンサでは、測定に必要な血液試料の容量は低減可能であるが、測定部Ａの温度電極の面積も小さくなければならない。よって、測定部Ａで取得される電流量は減少し、結果として測定部Ａで取得される電流量の精度は低下すると予測される。このような場合に、図５３の回路構成図に示すように、測定器に環境温度測定部３１５が設けられてもよい。設けられる環境温度測定部３１５の数は、１つだけでもよいが、２つ以上であってもよい。２つ以上の環境温度測定部３１５が設けられる場合は、それぞれの環境温度測定部３１５が、互いに精度を監視することで、環境温度のより正確な測定結果が保証される。

また、センサの測定部Ａから得られる温度データと、測定器に設けられたサーミスタから得られる温度データとを比較しながら温度補正をすることも、それぞれの温度変化を監視して最適な温度を選択し温度補正に活用することもできる。さらに、測定部Ａの温度とサーミスタの温度との差を参考にして温度を補正する方法、及び、温度の差を複数取り込んで、最適な温度補正値を選択する方法なども実行可能である。もちろん、温度の差ではなく平均値のデータを活用する方法も実行可能である。

図５３のバイオセンサシステム１００において、演算部３０６は、測定部Ａで取得される温度ｔと測定器の環境温度測定部３１５で取得される温度ｔ１（ステップＳ４３）とを比較し、両者に差が生じた場合のみ、測定部Ａで取得される温度ｔを採用する。つまり、図７（ａ）に示すように、演算部３０６は、データａに基づいて温度ｔを算出する（ステップＳ４１）。演算部３０６は、データｂに基づいて濃度ｘを算出する（ステップＳ４２）。環境温度測定部３１５が環境温度ｔ１を測定する（ステップＳ４３）。

外部環境温度と血液試料温度とに差がない場合は、演算部３０６は、温度ｔ１を採用する（ステップＳ４５）。環境温度測定部３１５は測定精度が高いからである。
温度の急激な変化などによって、外部環境温度と血液試料温度とに差が生じた場合は、測定器の環境温度測定部３１５は、この差に対応することができない。そこで、測定部Ａで取得される温度ｔが採用される（ステップＳ４６）。より具体的には、温度閾値Ｚが予め設定される。演算部３０６は、｜ｔ−ｔ１｜の値と温度閾値Ｚとを比較する（ステップＳ４４）。そして、演算部３０６は、｜ｔ−ｔ１｜の値が温度閾値Ｚ以上の場合には、温度ｔに基づいて濃度ｘを補正し（ステップＳ４５）、温度閾値Ｚより小さい場合には、環境温度ｔ１に基づいて濃度ｘを補正する（ステップＳ４６）。

温度閾値Ｚの範囲は、測定器の環境温度測定部の精度と、センサチップの測定部Ａの精度を考慮して決定され、０．０１〜５．０℃、好ましくは、０．１〜２．０℃、より好ましくは、０．２〜１．０℃の範囲である。
バイオセンサシステム１００における演算部（濃度決定部）３０６（図４、図５２参照）は、図７（ｂ）に示すように、温度算出部３１０と、濃度算出部３１１と、を含む。温度算出部３１０は、データａに基づいて、血液試料の温度ｔを算出する。濃度算出部３１１は、データｂに基づいて、血液試料の分析物の濃度ｘを算出する。

測定器は、環境温度測定部３１２と、比較部３１３と、補正部３１４と、を含む。環境温度測定部３１２は、血液試料の周囲の環境温度ｔ１を測定する。比較部３１３は、温度ｔと環境温度ｔ１との差分を温度閾値Ｚと比較する。補正部３１４は、｜ｔ−ｔ１｜≧Ｚを満たす場合、温度ｔに基づいて濃度ｘを補正し、｜ｔ−ｔ１｜＜Ｚを満たす場合、環境温度ｔ１に基づいて濃度ｘを補正する。

［実施例］
以下、実施例により、本発明をさらに詳細に説明する。
（実施例１）
図９および図１０に示すセンサチップ２１０を作製した。キャピラリを、幅１．２ｍｍ、長さ（奥行き）４．０ｍｍ、高さ０．１５ｍｍになるように設計した。絶縁基板としては、ポリエチレンテレフタレートを用いた。絶縁基板にパラジウムを蒸着させた後、電極１１の部分３１の面積が０．１２ｍｍ²、電極１２の部分３２の面積が０．４８ｍｍ²となるように、レーザーでパラジウム層にスリットを入れることで、各電極を形成した。

それぞれ２５％、４５％、６５％のＨｃｔ値を有する３種類の血液試料を準備した。血液試料の温度を、２３℃とした。これらの血液試料を別々のセンサチップのキャピラリに導入した。その後、電極１１を作用極（正極）、電極１２を対極（負極）として用い、２．０Ｖ、２．２Ｖ、又は２．４Ｖの電圧を両電極（温度電極）間に印加した。電圧印加に伴って作用極と対極との間に流れる電流（応答電流）を測定した。

測定の結果をそれぞれ図１１（ａ）、図１１（ｂ）、図１１（ｃ）のグラフに示す。
印加電圧が２．０Ｖである場合は、図１１（ａ）に示すように、Ｈｃｔ値が高いほど応答電流が大きかった。この結果は、図８（ａ）に対応する。
図１１（ｂ）に示すように、印加電圧が２．２Ｖであった場合は、Ｈｃｔ値に関わらず応答電流が一定であった。この結果は、図８（ｂ）に対応する。

図１１（ｃ）に示すように、印加電圧が２．４Ｖであった場合は、Ｈｃｔ値が低いほど応答電流が大きかった。この結果は、図８（ｃ）に対応する。
次に、Ｈｃｔ値４５％、４℃〜３８℃の血液試料を用いた実験が行われた。温度毎に、別々のセンサチップのキャピラリに血液試料を導入した。その後、電極１１を作用極（正極）、電極１２を対極（負極）として用い、２．２Ｖの電圧を両電極（温度電極）間に印加したときの応答電流を測定した。測定の結果を図１２のグラフに示す。図１２に示すように、温度の上昇に伴い応答電流が増加した。
図１１および図１２の結果より、電極１１と電極１２との間に２．２Ｖの大きさの電圧を印加し、応答電流を測定することで、血液試料温度を検出することが可能であることが見出された。

（実施例２）
実施例１に記載の構成のセンサチップを用い、Ｈｃｔ値４５％、温度２３℃の血液試料をセンサチップのキャピラリに導入した。その後、電極１１を作用極（正極）、電極１２を対極（負極）として用い、２．２Ｖの電圧を両電極（温度電極）間に印加したときの応答電流を測定した。電圧印加開始から３秒後の電流値を以下の表１に示す。実施例２における電流値は、１．８８μＡであった。

（実施例３）
センサチップの電極１１の部分３１の面積が０．２４ｍｍ²、電極１２の部分３２の面積が０．４８ｍｍ²となるように、電極を形成した。他の条件は、実施例２に記載のセンサチップと同様とした。電圧印加開始から３秒後の電流値を以下の上記表１に示す。実施例３における電流値は、２．４７μＡとなり、実施例２と比較すると、電流値は３２％増加する結果であった。実施例３におけるセンサチップの作用極の面積は、実施例２の場合と比較して２倍である。

（実施例４）
センサチップの電極１１の部分３１の面積が０．４８ｍｍ²、電極１２の部分３２の面積が０．４８ｍｍ²となるように、電極を形成した。他の条件は、実施例２に記載のセンサチップと同様とした。電圧印加開始から３秒後の電流値を上記表１に示す。実施例４における電流値は、３．１３μＡとなり、実施例２と比較すると電流値は６７％増加する結果となった。実施例４におけるセンサチップの作用極の面積は、実施例２の場合と比較して４倍、また、実施例３の場合と比較して２倍である。すなわち、作用極の面積増加に伴い電流値が増加することがわかった。

（実施例５）
センサチップの電極１１の部分３１の面積が０．１２ｍｍ²、電極１２の部分３２の面積が０．９６ｍｍ²となるように、電極を形成した。他の条件は、実施例２と同様とした。電圧印加開始から３秒後の電流値を上記表１に示す。実施例５における電流値は、３．０８μＡであり、実施例２と比較すると、電流値は６５％増加した。実施例５におけるセンサチップの対極の面積は、実施例２の場合と比較して２倍であった。すなわち、対極の面積増加に伴い電流値が増加することがわかった。また、実施例３と比較すると、作用極の面積が２倍である条件では、電流値の増加率は３２％に留まっていた。よって、作用極よりも対極の面積を増加させたほうが、より高い応答値が得られると考えられる。

（実施例６）
センサチップの電極１１の部分３１の面積が０．２４ｍｍ²、電極１２の部分３２の面積が０．９６ｍｍ²となるように、電極を形成した。他の条件は、実施例２と同様とした。電圧印加開始から３秒後の電流値を上記表１に示す。実施例６における電流値は３．６５μＡであり、実施例２と比較すると、電流値は９４％増加した。実施例６におけるセンサチップの作用極および対極の面積は、実施例２の場合と比較してともに２倍である。すなわち、電極面積の比率が同じ場合には、電極面積の増加に比例して、電流値も増加することがわかった。

（実施例７）
実施例１に記載のセンサチップを準備した。Ｈｃｔ値が２５％、４５％、および６５％の３通りのＨｃｔ値と、４℃、１３℃、２１℃、３０℃、および３８℃の５通りの温度と、をそれぞれ組み合わせて、１５種類の血液試料を準備した。
次に、上述したそれぞれの血液試料をセンサチップのキャピラリに導入した。その後、電極１１を作用極（正極）、電極１２を対極（負極）として用い、２．１Ｖ、２．１５Ｖ、２．２Ｖの電圧を両電極（温度電極）間に印加し、そのときの応答電流を測定した。

図１３〜図１７は、温度条件および印加電圧条件毎の応答電流を示すグラフである。また、各グラフにおける温度条件と、印加電圧条件は、以下のとおりである。
（温度条件）
図１３（ａ）、（ｂ）、（ｃ）：４℃
図１４（ａ）、（ｂ）、（ｃ）：１３℃
図１５（ａ）、（ｂ）、（ｃ）：２１℃
図１６（ａ）、（ｂ）、（ｃ）：３０℃
図１７（ａ）、（ｂ）、（ｃ）：３８℃
（印加電圧条件）
図１３（ａ）、図１４（ａ）、図１５（ａ）、図１６（ａ）、図１７（ａ）：２１００ｍＶ
図１３（ｂ）、図１４（ｂ）、図１５（ｂ）、図１６（ｂ）、図１７（ｂ）：２１５０ｍＶ
図１３（ｃ）、図１４（ｃ）、図１５（ｃ）、図１６（ｃ）、図１７（ｃ）：２２００ｍＶ
ここで、応答電流が小さい４℃および１３℃の低温条件では、いずれの印加電圧条件においても同様に、Ｈｃｔ値に依存しない応答電流を示した。

一方、応答電流が大きい３０℃および３８℃の高温条件では、応答電流においてはＨｃｔ値によって変化しやすくなる傾向が見られた。特に、印加電圧２．１Ｖ条件では４秒以下、印加電圧２．２Ｖ条件では３秒以上の領域において、印加電圧２．１５Ｖ条件と比較して顕著な差が見られた。

このように、温度条件が異なる場合においても応答電流がＨｃｔ値に依存しないようにするためには、高温領域の応答電流を目安として、最適な印加電圧条件を決めることが重要となる。実施例７において上記のように決定した最適印加電圧は、２．１５Ｖとなる。このとき、以下の表２に示すように、Ｈｃｔ値４５％、温度２１℃の血液試料を導入したときの３秒後の電流値は、１．９３μＡであった。

（実施例８）
センサチップの電極１１の部分３１の面積が０．２０ｍｍ²、電極１２の部分３２の面積が０．４０ｍｍ²となるように、電極を形成した。他のセンサチップの構成は、実施例１と同様にした。実施例７で示したように、高温領域での応答電流を目安にして決定した実施例８の最適印加電圧は２．１Ｖであった。このとき、上記表２に示すように、Ｈｃｔ値４５％、温度２１℃の血液試料を導入したときの３秒後の電流値は１．６９μＡであった。

（実施例９）
センサチップの電極１１の部分３１の面積を０．３０ｍｍ²、電極１２の部分３２の面積を０．３０ｍｍ²となるように電極を形成した。他のセンサチップの構成は、実施例１と同様にした。
実施例７で示したように、高温領域での応答電流を目安にして、最適印加電圧を決定した。実施例９の最適印加電圧は２．０５Ｖであった。このとき、上記表２に示すように、Ｈｃｔ値４５％、温度２１℃の血液試料を導入したときの３秒後の電流値は、１．４８μＡであった。実施例７、８および９の結果より、電極面積が異なると最適印加電圧も異なり、応答電流の大きさも変わることがわかった。また、作用極の面積と対極の面積との和が同じ条件では、対極の面積が広い方がより大きい応答電流が得られることがわかった。

（実施例１０）
図２および図３の構成を有するセンサチップを作製した。キャピラリを、幅１．２ｍｍ、長さ（奥行き）４．０ｍｍ、高さ０．１５ｍｍになるように設計した。絶縁基板として、ポリエチレンテレフタレートを用い、絶縁基板にパラジウムを蒸着させた。その後、電極１１の部分３１の面積が０．３０ｍｍ²、電極１２の部分３２の面積が０．４８ｍｍ²となるように、パラジウム層にレーザーでスリットを入れることで、各電極を形成した。

反応試薬層を、次のようにして形成した。グルコースデヒドロゲナーゼ、フェリシアン化カリウム（関東化学社製）、タウリン（ナカライテスク社製）を含む水溶液を作製した。グルコースデヒドロゲナーゼの濃度を、２．０Ｕ／センサの濃度になるように調整した。この水溶液に、さらにフェリシアン化カリウム量を１．７質量％、タウリン量を１．０質量％の濃度で溶解させることによって、試薬液を得た。この試薬液をポリエチレンテレフタレート基板上に塗布した後、湿度４５％、温度２１℃の雰囲気下で乾燥させた。

血液試料のＨｃｔ値は、２５％、４５％、６５％であり、グルコース濃度は、４０ｍｇ／ｄｌ、８０ｍｇ／ｄｌ、２００ｍｇ／ｄｌ、４００ｍｇ／ｄｌ、６００ｍｇ／ｄｌであった。血液試料の温度は、４℃、１３℃、２２℃、３０℃、３９℃であった。
各電極間の印加電圧と印加時間とは、以下のように設定された。血液試料導入直後から３秒後まで、電極１１（正極）と電極１２（負極）との両電極（温度電極）間に、２．０７５Ｖが印加された。３秒後から５秒後まで、電極１３（正極）と電極１４（負極）との両電極（分析電極）間に、０．２５Ｖが印加された。血液試料導入から５秒間で、測定が終了した。

温度電極間の３秒後の応答電流値を表３および図１８のグラフに示す。３秒後の応答電流値は、Ｈｃｔ値に依存せず、かつ、温度に依存した。温度に対する換算テーブルとして、図１８に示すテーブルを用いることで、３秒後の応答電流値を血液試料の温度に換算することが可能となる。また、異なるグルコース濃度においては、３秒後の応答電流値に差は見られなかった。分析電極間の５秒後の応答電流値を、以下の表４に示す。５秒後の応答電流値は、各温度においてグルコース濃度の増加に伴い増加し、また、各グルコース濃度においても温度の上昇に伴い増加した。温度が既知であれば、グルコース濃度に対する換算テーブルとして、以下の表４に示すテーブルを用いることで、５秒後の応答電流値を血液試料のグルコース濃度に換算することが可能となる。

（実施例１１）
図９および図１０の構成を有する４種類のセンサチップを準備した。これらの第１〜第４種類のセンサチップにおいて、図１９の電極間距離は、それぞれ、１００μｍ、３００μｍ、５００μｍ、７００μｍであった。

２５％、４５％、および６５％のＨｃｔ値と、１１℃、２１℃、および３０℃の温度と、を組み合わせることで、９種類の血液試料を準備した。
次に、上述したそれぞれのセンサチップにおけるキャピラリに、上述したそれぞれの血液試料を導入した後、両電極（温度電極）間に２．２Ｖの電圧を印加し、それぞれの場合における応答電流を測定した。

このようにして測定された結果を、図２０（ａ）〜（ｄ）、図２１（ａ）〜（ｄ）、図２２（ａ）〜（ｄ）のグラフに示す。図２０（ａ）〜（ｄ）は、血液試料が１１℃における電極間距離別、ヘマトクリット別の応答電流値、図２１（ａ）〜（ｄ）は、血液試料が２１℃における電極間距離別、ヘマトクリット別の応答電流値、図２２（ａ）〜（ｄ）は、血液試料が３０℃における電極間距離別、ヘマトクリット別の応答電流値を示している。
上記グラフによれば、電極間距離が変化しても、応答電流値に有意差が見られなかった。実施例１１の結果により、応答電流は、電極間距離の影響をほとんど受けないことが分かった。

（実施例１２）
電極形状が異なる２種類のセンサチップを準備した。
第１種類のセンサチップは、図９，図１０，および図２３（ａ）の構成を有した。第１種類のセンサチップにおいて、電極１１部分（作用極）３１の面積は０．２４ｍｍ²、電極１２部分（対極）３２の面積は０．９６ｍｍ²、電極間距離は３００μｍであった。
第２種類のセンサチップは、図２３（ｂ）の構成を有した。第２種類のセンサチップにおいて、図２３（ｂ）における電極１１部分（作用極）３１の面積は０．２４ｍｍ²、電極１２部分（対極）３２は２箇所に別れる形状であった。部分３２の２つの部分の面積は、それぞれ０．４８ｍｍ²であり、部分３２の電極１２部分としての合計値は０．９６ｍｍ²であった。第２種類のセンサチップにおいて、電極間距離は３００μｍであった。

２５％、４５％、および６５％のＨｃｔ値と、１１℃、２１℃、および３０℃の温度とを組み合わせることで、９種類の血液試料を準備した。
次に、上述したそれぞれのセンサチップにおけるキャピラリに、上述したそれぞれの血液試料を導入した後、両電極（温度電極）間に２．２Ｖの電圧を印加し、それぞれの場合における応答電流を測定した。

このようにして測定された結果を、図２４（ａ）、（ｂ）、図２５（ａ）、（ｂ）、図２６（ａ）、（ｂ）のグラフに示す。図２４（ａ）、（ｂ）は、血液試料が１１℃における電極形状別、ヘマトクリット別の応答電流値、図２５（ａ）、（ｂ）は、血液試料が２１℃における電極形状別、ヘマトクリット別の応答電流値、図２６（ａ）、（ｂ）は、血液試料が３０℃における電極形状別、ヘマトクリット別の応答電流値を示している。
上記グラフによれば、電極形状が変化しても、応答電流値に有意差が見られない結果となった。実施例１２の結果により、応答電流は、電極形状の影響をほとんど受けないことが分かった。

（実施例１３）
対極１２のリード幅の異なる４種類のセンサチップを準備した。各種類のセンサチップは、図２、図３、及び図２７（ａ）に示される構成を有した。各種類のセンサチップにおいて、電極１１部分（作用極）３１の面積は０．３０ｍｍ²、電極１２部分（対極）３２の面積が０．３０ｍｍ²、電極間距離は１００μｍであった。第１〜第４種類のセンサチップにおいて、図２７（ｂ）に示す対極１２のリード幅は、それぞれ、０．５ｍｍ、１．０ｍｍ、１．５ｍｍ、２．０ｍｍであった。

３種類の血液試料を準備した。第１〜第３種類の血液試料のＨｃｔ値は、それぞれ、２５％、４５％、および６５％であった。各種類の血液試料の温度は、２３℃（室温）であった。
次に、上述したそれぞれのセンサチップのキャピラリに、上述したそれぞれの血液試料を導入した後、両電極（温度電極）間に２．０５Ｖの電圧を印加し、それぞれの場合における応答電流を測定した。

このようにして測定された結果を、図２８（ａ）〜（ｄ）のグラフに示す。
上記グラフによれば、ヘマトクリットが異なっても、応答電流には変化がほとんど見られなかった。また、リード幅が変化しても応答電流値に有意差が見られない結果となった。実施例１３の結果により、応答電流は、リード幅（抵抗）の影響をほとんど受けないことが分かった。

（実施例１４）
２種類のセンサチップを準備した。第１および第２種類のセンサチップは、図９および図１０に示される構成を有した。第１および第２種類のセンサチップにおいて、電極１１部分（作用極）３１の面積は０．１２ｍｍ²、電極１２部分（対極）３２の面積は０．４８ｍｍ²、電極間距離は３００μｍであった。第１種類および第２種類のセンサチップにおいて、図２９に示すスペーサー２０２の厚さ（キャピラリ高さ）は、それぞれ、０．１５ｍｍおよび０．０９ｍｍであった。

２５％、４５％、および６５％の３通りのＨｃｔ値と、１１℃、２１℃、および３０℃の３通りの温度とを組み合わせることで、９種類の血液試料を準備した。
次に、上述したそれぞれのセンサチップにおけるキャピラリに、上述したそれぞれの血液試料を導入した後、両電極（温度電極）間に２．２Ｖの電圧を印加し、それぞれの場合における応答電流を測定した。

このようにして測定された結果を、図３０（ａ）、図３０（ｂ）、図３１（ａ）、図３１（ｂ）、図３２（ａ）、および図３２（ｂ）のグラフに示す。図３０（ａ）および（ｂ）は、血液試料が１１℃におけるキャピラリ高さ別およびヘマトクリット別の応答電流値を、図３１（ａ）および（ｂ）は、血液試料が２１℃におけるキャピラリ高さ別およびヘマトクリット別の応答電流値を、図３２（ａ）および（ｂ）は、血液試料が３０℃におけるキャピラリ高さ別およびヘマトクリット別の応答電流値を、それぞれ示している。
上記グラフによれば、キャピラリ高さが変化しても、応答電流値に有意差が見られなかった。実施例１４の結果により、応答電流は、キャピラリ高さの影響をほとんど受けないことが分かった。

（実施例１５）
２種類のセンサチップを準備した。各種類のセンサチップは、図９および図１０の構造を有した。各種類のセンサチップにおいて、電極１１部分（作用極）３１の面積が０．１２ｍｍ²、電極１２部分（対極）３２の面積が０．４８ｍｍ²、電極間距離が１００μｍであった。第１種類及び第２種類のセンサチップにおいて、パラジウム蒸着基板の表面抵抗率は、それぞれ１１５Ω／□および６０Ω／□であった。

２５％、４５％、６５％の３種類のＨｃｔ値と、４℃、１３℃、２１℃、３０℃、３８℃の温度とを組み合わせることで、１５種類の血液試料を準備した。
次に、上述したそれぞれのセンサチップにおけるキャピラリに、上述したそれぞれの血液試料を導入した後、両電極（温度電極）間に２．１５Ｖの電圧を印加し、それぞれの場合における応答電流を測定した。

このようにして測定された結果を、図３３〜図３７（ａ）および（ｂ）のグラフに示す。図３３（ａ）および（ｂ）は、血液試料が４℃におけるパラジウム抵抗別の応答電流値を、図３４（ａ）および（ｂ）は、血液試料が１３℃におけるパラジウム抵抗別の応答電流値を、図３５（ａ）および（ｂ）は、血液試料が２１℃におけるパラジウム抵抗別の応答電流値を、図３６（ａ）および（ｂ）は、血液試料が３０℃におけるパラジウム抵抗別の応答電流値を、図３７（ａ）および（ｂ）は、血液試料が３８℃におけるパラジウム抵抗別の応答電流値を、それぞれ示している。
上記グラフによれば、パラジウム抵抗が変化しても、応答電流値に有意差が見られなかった。実施例１５の結果により、応答電流は、基板抵抗の影響をほとんど受けないことが分かった。なお、基板に、白金、金、銀、チタン、銅、ニッケルおよび炭素といった、公知の導電性材料が適用されても、同様の結果が得られることは、説明するまでもない。

（実施例１６）
図９および図１０の構成を有するセンサチップを準備した。センサチップにおいて、電極１１部分（作用極）３１の面積は０．１２ｍｍ²、電極１２部分（対極）３２の面積は０．４８ｍｍ²、電極間距離は１００μｍであった。
Ｈｃｔ値が４５％、温度が２４℃の血液に、グルコース濃縮液を添加することで３種類の血液試料を準備した。第１〜第３種類の血液試料のグルコース濃度は、それぞれ、０ｍｇ／ｄＬ、２０５ｍｇ／ｄＬ、６４０ｍｇ／ｄＬであった。

次に、上述したそれぞれのセンサチップにおけるキャピラリに、上述した血液試料を導入した。その後、両電極（温度電極）間に２．１５Ｖの電圧を印加し、それぞれの場合における応答電流を測定した。
このようにして測定された結果を、図３８のグラフに示す。図３８は、血液試料が２４℃におけるグルコース濃度別の応答電流値を示している。
上記グラフによれば、グルコース濃度が変化しても、応答電流値に有意差が見られなかった。実施例１６の結果により、応答電流は、グルコース濃度の影響をほとんど受けないことが分かった。この結果、血糖値センサ（グルコースセンサ）に本発明を適用した場合であっても、グルコース濃度によって測定精度が左右されることがないので、問題なく使用できることが分かった。

（実施例１７）
図９、図１０に示すような電極１１部分（作用極）３１の面積が０．１２ｍｍ²、電極１２部分（対極）３２の面積が０．４８ｍｍ²、電極間距離が１００μｍとなるように形成されたセンサチップを準備する。
Ｈｃｔ値が４５％、温度が２４℃の血液にアスコルビン酸濃縮液を添加することで、アスコルビン酸濃度の異なる３種類の血液試料を準備した。第１〜第３の血液試料のグルコース濃度は、それぞれ、０ｍｇ／ｄＬ、１０ｍｇ／ｄＬ、２０ｍｇ／ｄＬであった。

次に、上述したそれぞれのセンサチップにおけるキャピラリに、上述した血液試料を導入した。その後、両電極（温度電極）間に２．１５Ｖの電圧を印加し、それぞれの場合における応答電流を測定した。
このようにして測定された結果を、図３９のグラフに示す。図３９は、血液試料が２４℃におけるアスコルビン酸濃度別の応答電流値を示している。

上記グラフによれば、アスコルビン酸濃度が変化しても、応答電流値に有意差が見られなかった。実施例１７の結果により、応答電流は、アスコルビン酸濃度の影響をほとんど受けないことが分かった。つまり、本実施例において、血液中の還元物質であるアスコルビン酸の濃度によって、血糖値の測定精度は左右されなかった。よって、本実施例のセンサチップは、血糖値センサとして問題なく使用できることが分かった。

（実施例１８）
図９および図１０の構成を有するセンサチップを準備した。センサチップにおいて、電極１１部分（作用極）３１の面積は０．１２ｍｍ²、電極１２部分（対極）３２の面積は０．４８ｍｍ²、電極間距離は１００μｍであった。
温度の異なる２種類の血液試料を準備した。第１種類の血液試料において、Ｈｃｔ値は４５％、温度は４℃であった。第２種類の血液試料において、Ｈｃｔ値は４５％、温度は４２℃であった。

上述したそれぞれのセンサチップにおけるキャピラリに、上述した血液試料を２４℃の環境下に移してから１分後に導入した。その後、両電極（温度電極）間に２．１５Ｖの電圧を印加し、それぞれの場合における応答電流を測定した。
このようにして測定された結果を、図４０のグラフに示す。ここで、図４０における点線は、２４℃の環境下において２４℃の血液を導入した場合（以後、“通常導入”として示す）の応答電流を示している。図４０における実線は、上記４℃の血液試料を２４℃の環境下に移してから１分後に導入した場合（以後、“４℃導入”として示す）の応答電流を示している。図４０における破線は、上記４２℃の血液試料を２４℃の環境下に移してから１分後に導入した場合（以後、“４２℃導入”として示す）の応答電流を示している。

上記グラフによれば、測定時間が早い時間帯においては、４℃導入が示す温度は、通常導入が示す温度に比べて低く、４２℃導入が示す温度は、通常導入が示す温度に比べて高かった。そして、測定時間の経過に伴い、４℃導入と４２℃導入との温度差が無くなった。このように、測定時間の時間経過に伴い温度差が無くなることは、４℃または４２℃の血液試料が２４℃の環境下に持ち込まれたことで、両者とも、時間の経過に伴って、センサチップの温度である２４℃に移行したからである、と考えられる。

本実施例１８によれば、血液試料の温度に対する経時的変化を計測することが可能であることが分かる。
また、センサチップは、血液試料に接触するように配置され、血液試料の温度を測定する温度電極を備えている。よって、このセンサチップを用いると、経時的変化が考慮された血液試料の温度を得ることができ、これを用いてグルコース濃度等を補正することができる。すなわち、各種補正の精度を向上させることが可能となる。

（実施例１９）
図９および図１０の構成を有するセンサチップを準備した。このセンサチップにおいて、電極１１部分（作用極）３１の面積は０．１２ｍｍ²、電極１２部分（対極）３２の面積は０．４８ｍｍ²、電極間距離は１００μｍであった。
また、血液試料を準備した。この血液試料において、Ｈｃｔ値は４５％であった。

図４１に示すように、センサチップに、予め約３μＬの血液を滴下した。このとき、血液は、カバー２０３の上部に滴下された。血液をこのように滴下することを、以下、“上回り”と示す。
他のセンサチップに、予め約１０μＬの血液を滴下した。このとき、血液は、絶縁基板２０１の下部に滴下された。血液をこのように滴下することを、以下、“下回り”と示す。

それぞれのセンサチップのキャピラリ２０４に、上述した血液試料を２４℃の環境下で導入した。その後、両電極（温度電極）間に２．１５Ｖの電圧を印加し、それぞれの場合における応答電流を測定した。
このようにして測定された結果を、図４２のグラフに示す。ここで、図４２における破線は、２４℃の環境下において、予め上回りに血液を滴下しておいた場合、図４２における実線は、２４℃の環境下において、予め下回りに血液を滴下しておいた場合、図４２における点線は、２４℃の環境下において、上回りにも下回りにも血液を滴下していない場合（以下、通常導入と示す）の応答電流を示している。

上記グラフによれば、通常導入時に比べて、上回りおよび下回りにおける応答電流値が低かった。これは、キャピラリ２０４の範囲外に過剰に付着した上回り、下回りの血液が気化熱によってキャピラリ２０４内の血液試料の温度を下げることが原因であると考えられる。
本実施例１９によれば、図４２に示すような気化熱の影響を正確に把握することが可能となる。
また、センサチップは、血液試料に接触するように配置され、血液試料の温度を測定する温度電極を備えている。よって、気化熱の影響を考慮した血液試料の温度を得ることができ、これを用いてグルコース濃度等を補正することができる。このため、各種補正の精度を向上させることが可能となる。

（実施例２０）
図９、図１０に示すような電極１１部分（作用極）３１の面積が０．１２ｍｍ²、電極１２部分（対極）３２の面積が０．４８ｍｍ²、電極間距離が１００μｍとなるように形成されたセンサチップを準備する。また、Ｈｃｔ値が４５％に設定された血液を準備する。
次に、上記センサチップの先端部を５秒間指先につまんで測定器に装着した直後、上記センサチップの先端部を指先につままないように測定器に装着した直後、のそれぞれにおいて上述した血液試料を２４℃の環境下で導入した後、両電極（温度電極）間に２．１５Ｖの電圧を印加し、それぞれの場合における応答電流を測定した。
このようにして測定された結果を、図４３のグラフに示す。ここで、図４３における実線は、２４℃の環境下において、指でセンサチップの先端部を５秒間つまんだ場合、図４３における点線は、２４℃の環境下において、指でセンサチップの先端部を５秒間つままなかった場合（以下、通常導入と示す）の応答電流を示している。

上記グラフによれば、指でセンサチップの先端部を５秒間つまんだ場合、通常導入時に比べて応答電流値が高くなる結果となった。これは、センサ先端部を指でつまんだ場合、指先の温度がセンサ先端部を介して血液試料に伝わったためと考えられる。
本実施例２０によれば、図４３に示すような指先温度による誤差を把握することが可能となる。
また、本発明のセンサチップは、血液試料に接触するように配置され、血液試料の温度を測定する温度電極を備えているので、指先温度の影響を考慮した血液試料の温度を得ることができ、これを用いてグルコース濃度等を補正することができる。このため、各種補正の精度を向上させることが可能となる。

（実施例２１）
図２および図３に示すような電極１１部分（作用極）３１の面積が０．３０ｍｍ²、電極１２部分（対極）３２の面積が０．４８ｍｍ²、電極間距離が１００μｍとなるように形成された、実施例１０に記載のセンサチップを準備する。また、グルコース濃度が２０９ｍｇ／ｄＬ、Ｈｃｔ値が２５、４５％、６５％、温度が２２℃に設定されたそれぞれの血液を準備する。

次に、上述したそれぞれのセンサチップにおけるキャピラリに血液試料を導入した後、図４４に示されるような順番で、所定の電極間に、所定の電圧を印加した。すなわち、０秒から３．０秒にかけて電極１１と電極１２との間（図４４に示す電極１１−１２間）に２０７５ｍＶの電圧を印加し、３．０秒から５．０秒にかけて電極１３と電極１４との間（図４４に示す電極１３−１４間）に２５０ｍＶの電圧を付加し、５．１秒から５．５秒にかけて電極１１と電極１３との間（図４４に示す電極１１−１３間）に２５００ｍＶの電圧を印加した。そして、このときの応答電流を測定した。

このようにして測定された結果を、図４５（ａ）、図４５（ｂ）のグラフに示す。上記グラフによれば、測定の対象としたグルコース、Ｈｃｔ（ヘマトクリット）については、ヘマトクリットの値に応じた応答電流値が得ることができる。また、図４６（ａ）に示すように、温度についても、図４６（ｂ）に示すような所定の温度に対する応答電流値が得ることができる。

実施例２１によれば、グルコース、温度、Ｈｃｔのそれぞれの項目について順番に計測することが可能であることが分かった。
また、グルコース、温度、Ｈｃｔの計測の順番は、上記に示した場合だけでなく、任意に並べ変えることも可能である。例えば、温度、Ｈｃｔ、グルコース等の順番であってもよい。

さらに、図４７に示すように、グルコース、温度、Ｈｃｔ、還元物質の項目について測定してもよい。すなわち、図４７に示すように、０秒から３．０秒にかけて電極１１と電極１２との間（図４７に示す電極１１−１２間）に、３秒から４．９５秒にかけて電極１２と電極１４との間（図４７に示す電極１２−１４間）に、これとほぼ同時（３秒から５．０秒）に電極１３と電極１４との間（図４７に示す電極１３−１４間）に、そして、５．１秒から５．５秒にかけて電極１１と電極１３との間（図４７に示す電極１１−１３間）に電圧を印加してもよい。この場合であっても、それぞれの条件に対応した応答電流を得ることができる。

なお、２つ以上の項目を同時に計測する場合には、作用極と対極との組み合わせが互いに混同しないように注意する必要がある。例えば、グルコースと温度とを同時に測定するにあたって、グルコースの測定を電極１３と電極１４（図４７に示す電極１３−１４間）、温度の測定を電極１１と電極１２（図４７に示す電極１１−１２間）の応答電流を計測することを想定していたとする。このとき、グルコースの応答電流が電極１３−１２間、温度の応答電流が電極１１−１４間に流れてしまうような場合には、意図していた応答電流を得ることができない。このため、２つ以上の項目を同時に計測する場合には、上記のような混同が発生しないように、印加する電極の適切な組み合わせ、および、適切な印加電圧、印加時間を選択することが重要である。

（変形例１）
上記他の実施形態においては、図６（ａ）に示すように、ステップＳ４における血液試料中の分析濃度を決定するステップ（濃度決定ステップ）が、ステップＳ１０１〜ステップＳ１０６を含んでいる例を挙げて説明した。しかし、本発明はこれに限定されるものではない。

例えば、濃度決定ステップＳ４は、図４８（ａ）に示すように、データａに基づいて、データｂを補正するステップＳ１４１を含んでいてもよい。このとき、バイオセンサシステム１００における演算部（濃度決定部）３０６（図４参照）は、図５０（ａ）に示すように、データａに基づいて、データｂを補正する第１の分析物補正部３２１を含んでいる。

また、濃度決定ステップＳ４は、図４８（ｂ）に示すように、データｂに基づいて、血液試料の分析物の濃度ｘを算出するステップＳ２４１と、データａに基づいて、濃度ｘを補正するステップＳ２４２とを含んでいてもよい。このとき、バイオセンサシステム１００における演算部（濃度決定部）３０６（図４参照）は、図５０（ｂ）に示すように、データｂに基づいて、血液試料の分析物の濃度ｘを算出する濃度算出部３３１と、データａに基づいて、濃度ｘを補正する第２の分析物補正部３３２とを含んでいてもよい。

また、濃度決定ステップＳ４は、図４９（ａ）に示すように、データａに基づいて、血液試料の温度ｔを算出するステップＳ３４１と、温度ｔに基づいて、データｂを補正するステップＳ３４２とを含んでいてもよい。このとき、バイオセンサシステム１００における演算部（濃度決定部）３０６（図４参照）は、図５１（ａ）に示すように、データａに基づいて、血液試料の温度ｔを算出する温度算出部３４１と、温度ｔに基づいて、データｂを補正する第３の分析物補正部３４２とを含んでいる。

また、濃度決定ステップＳ４は、図４９（ｂ）に示すように、データａに基づいて、血液試料の温度ｔを算出するステップＳ４４１と、データｂに基づいて、血液試料の分析物の濃度ｘを算出するステップＳ４４２と、温度ｔに基づいて、濃度ｘを補正するステップＳ４４３とを含んでいてもよい。このとき、バイオセンサシステム１００における演算部（濃度決定部）３０６（図４参照）は、図５１（ｂ）に示すように、データａに基づいて、血液試料の温度ｔを算出する温度算出部３５１と、データｂに基づいて、血液試料の分析物の濃度ｘを算出する濃度算出部３５２と、温度ｔに基づいて、濃度ｘを補正する第４の分析物補正部３５３とを含んでいる。

（変形例２）
上記実施形態における制御回路３００は、図５２に示すように、シーケンス制御部５０１と、電極選択部５０２とをさらに備えていてもよい。
シーケンス制御部５０１は、温度、グルコース、ヘマトクリット、還元物質を測定する際に、少なくとも２つの項目を同時に測定するように制御回路３００を制御してもよい。また、シーケンス制御部５０１は、温度、グルコース、ヘマトクリット、還元物質を測定する際に、それぞれ独立して行うように制御回路３００を制御してもよい。この際、それぞれの項目を測定する順番は任意に設定することができる。また、シーケンス制御部５０１は、温度、グルコース、ヘマトクリット、還元物質を測定する際に、温度、グルコース濃度および還元物質、ヘマトクリットの順番で行うように制御回路３００を制御してもよい。
電極選択部５０２は、温度、グルコース、ヘマトクリット、還元物質を測定する際に、独立した電極を介して行うように制御回路３００を制御してもよい。

本発明は、血液試料中の分析濃度の測定において、当該測定を実施する温度に起因した測定誤差の発生を抑制するものとして、測定の高精度化が要求される各分野において多大な利用価値を有する。

１１、１２、１３、１４、１５ 電極（電圧印加部）
１６ 排気口
１７ 血液試料導入口
２０ 反応試薬層
３１ キャピラリに面する電極１１の一部分
３２ キャピラリに面する電極１２の一部分
３３ キャピラリに面する電極１３の一部分
３４ キャピラリに面する電極１４の一部分
３５ キャピラリに面する電極１５の一部分
４０ キャピラリ
４１ 測定部Ａ（温度測定部）
４２ 測定部Ｂ（分析物測定部）
１００ バイオセンサシステム
１０１ 測定器
１０２ 装着口
１０３ 表示部
２００ センサチップ
２０１ 絶縁基板
２０２ スペーサー
２０３ カバー
２０４ 切欠部
２１０ センサチップ
３００ 制御回路
３０１ａ、３０１ｂ、３０１ｃ、３０１ｄ、３０１e コネクタ
３０２ 切換回路
３０３ 電流／電圧変換回路
３０４ アナログ／デジタル（Ａ／Ｄ）変換回路
３０５ 基準電圧源
３０６ 演算部（濃度決定部）
３０７ 温度測定部
３０８ 演算部
３０９ 濃度算出部
３１０ 温度算出部
３１１ 濃度算出部
３１２ 環境温度測定部
３１３ 比較部
３１４ 補正部
３１５ 環境温度測定部
３２１ 第１の分析物補正部
３３１ 濃度算出部
３３２ 第２の分析物補正部
３４１ 温度算出部
３４２ 第３の分析物補正部
３５１ 温度算出部
３５２ 濃度算出部
３５３ 第４の分析物補正部
４００ 表示部
５０１ シーケンス制御部
５０２ 電極選択部
Ｓ ステップ

本発明の第５観点に係るセンサチップは、血液試料中の分析物の濃度を測定するセンサチップであって、血液試料に接触するように配置され、血液試料の温度を測定するために少なくとも作用極と対極とを有し、直流電圧が印加される温度電極と、生体試料を温度電極まで導入するキャピラリと、血液試料の分析物の濃度に関する項目の測定に用いられる濃度測定部と、を備える。
これにより、従来の樹脂板や熱伝導部材等を介して伝達される熱を測定する温度電極を備えたセンサチップとは異なり、血液試料の温度を直接測定することが可能となる。この結果、使用環境の温度に起因する測定誤差の発生を抑制し、血液試料中の分析物濃度の測定精度を向上することが可能となる。

本発明の第２１観点に係る血液試料の温度測定方法は、作用極と対極とから形成されている温度電極と、キャピラリと、を備えたセンサチップで使用される血液試料の温度を測定する方法であって、キャピラリにより、生体試料を温度電極まで導入する導入ステップと、血液試料に接触させた温度電極に電圧を印加するステップと、電圧を印加することによって血液試料中に流れる電流の大きさに基づいて、血液試料の温度に関連するデータａを取得するステップと、データａに基づいて、血液試料の温度ｔを算出するステップと、を備えている。
ここでは、血液試料に接触させた温度電極に電圧を印加することによって取得できる血液試料の温度に関連するデータａに基づいて、血液試料の温度ｔを算出している。
これにより、正確に取得された血液試料の温度に関連するデータａに基づいて、血液試料の温度ｔを算出することができるので、使用環境の温度に起因する測定誤差の発生を抑制することが可能となる。

本発明の第２２観点に係る血液試料中の分析物の濃度測定方法は、一対の電極と、キャピラリと、を備えたセンサチップで使用される血液試料の濃度を測定する方法であって、キャピラリにより、生体試料を前記一対の電極まで導入する導入ステップと、血液試料に接触させた一対の電極に電圧を印加するステップと、電圧を印加することによって血液試料中に流れる電流の大きさに基づいて、血液試料の温度に関連するデータａを取得するステップと、血液試料中の分析物を基質とする酸化還元酵素が関与する反応によって血液試料中に流れる電流の大きさに基づいて、分析物の濃度に関連するデータｂを取得するステップと、データａおよびデータｂに基づいて、血液試料中の分析物濃度を決定する濃度測定ステップとを備えている。
ここでは、樹脂板や熱伝導部材を介することなく、血液試料の温度を直接測定することによって取得されたデータａを取得し、血液試料の温度に関連するデータａおよび分析物の濃度に関連するデータｂに基づいて、血液試料中の分析物濃度を決定している。
これにより、血液試料中の分析物濃度の測定精度を向上することが可能となる。

Claims (51)

1. 生体試料の温度を測定するセンサチップであって、
   前記生体試料の温度を測定するために少なくとも作用極と対極とを有しており、直流電圧が印加される温度電極と、
   前記生体試料を前記温度電極まで導入するキャピラリと、
   を備え、
   前記温度電極の作用極及び／または対極は、前記キャピラリに導入された前記生体試料と接触するように配置され、
   前記直流電圧は、前記直流電圧の印加時にヘマトクリットが温度の測定結果に与える影響が小さくなるように設定されている、センサチップ。
2. 前記キャピラリにおける前記生体試料の取込量は５μＬ以下であり、
   前記温度電極における前記直流電圧の印加時間は１５秒以下である、
   請求項１に記載のセンサチップ。
3. 前記直流電圧は、前記生体試料の溶媒が電気分解される範囲である、
   請求項１または２に記載のセンサチップ。
4. 使い捨てである、請求項１から３のいずれか１項に記載のセンサチップ。
5. 血液試料中の分析物の濃度を測定するセンサチップであって、
   前記血液試料に接触するように配置され、前記血液試料の温度を測定するために少なくとも作用極と対極とを有する温度電極と、
   前記血液試料の分析物の濃度に関する項目の測定に用いられる濃度測定部と
   を備えるセンサチップ。
6. 前記濃度測定部は、少なくとも作用極と対極とを備える分析電極である、
   請求項５に記載のセンサチップ。
7. 前記温度電極と前記分析電極とは、別に設けられている、
   請求項６に記載のセンサチップ。
8. 試料導入口と、
   前記試料導入口から前記温度電極及び分析電極まで血液試料を導入するキャピラリと、
   をさらに備え、
   前記温度電極は、前記分析電極よりも前記試料導入口に近い位置に配置されている、
   請求項６または７に記載のセンサチップ。
9. 前記濃度測定部は、酸化還元酵素および電子メディエータをさらに備え、
   前記温度電極は、前記酸化還元酵素および電子メディエータの少なくとも１つと接しないように配置されている、
   請求項５から８のいずれか１項に記載のセンサチップ。
10. 前記濃度測定部は、酸化還元反応を起こす反応試薬をさらに備え、
    前記温度電極は、前記反応試薬と接しないように配置されている、
    請求項５から９のいずれか１項に記載のセンサチップ。
11. 前記濃度測定部は、試薬をさらに備え、
    前記温度電極は、如何なる試薬とも接しないように配置されている、
    請求項５から９のいずれか１項に記載のセンサチップ。
12. 前記温度電極の作用極は、少なくとも前記分析電極の作用極または対極のいずれかと共通である、
    請求項６に記載のセンサチップ。
13. 前記温度電極の対極は、少なくとも前記分析電極の作用極または対極のいずれかと共通である、
    請求項６に記載のセンサチップ。
14. 前記濃度測定部は、前記作用極及び前記対極以外の１以上の電極を有しており、
    前記作用極及び前記対極以外の前記濃度測定部の前記電極のうちの少なくとも１つが、前記温度電極の作用極及び対極のうちの少なくとも１つと共通である、
    請求項６から８のいずれか１項に記載のセンサチップ。
15. 前記温度電極における作用極の面積は、前記温度電極における対極の面積と同じか、それより小さい、
    請求項６に記載のセンサチップ。
16. 前記分析物の濃度に関する項目には、少なくともヘマトクリットが含まれている、
    請求項５から１５のいずれか１項に記載のセンサチップ。
17. 前記分析物の濃度に関する項目には、少なくとも還元物質の量または濃度が含まれている、
    請求項５から１６のいずれか１項に記載のセンサチップ。
18. 作用極と対極とから形成される温度電極と、キャピラリと、を備えているセンサチップにおいて、前記生体試料の温度を測定する温度測定方法であって、
    前記キャピラリにより、前記生体試料を前記温度電極まで導入する導入ステップと、
    前記温度電極に直流電圧を印加する印加ステップと、
    前記印加ステップにおいて印加される前記直流電圧を、第１電圧に調整する調整ステップと、
    を備え、
    前記第１電圧は、前記温度電極への前記第１電圧の印加時にヘマトクリットが温度の測定結果に与える影響が小さくなるように設定されている、
    生体試料の温度測定方法。
19. ヘマトクリットが温度の測定結果に与える影響が小さくなるような直流電圧の値を予め測定および記憶しておき、
    前記調整ステップは、前記記憶された直流電圧に基づいて前記第１電圧に調整する、
    請求項１８に記載の生体試料の温度測定方法。
20. 前記取込ステップにおける前記生体試料の取込量は５μＬ以下であり、
    前記印加ステップにおける直流電圧の印加時間は１５秒以下である、
    請求項１８または１９に記載の生体試料の温度測定方法。
21. 作用極と対極とから形成されている温度電極を備えたセンサチップで使用される血液試料の温度を測定する方法であって、
    前記血液試料に接触させた前記温度電極に電圧を印加するステップと、
    前記電圧を印加することによって前記血液試料中に流れる電流の大きさに基づいて、前記血液試料の温度に関連するデータａを取得するステップと、
    前記データａに基づいて、前記血液試料の温度ｔを算出するステップと、
    を備えている、血液試料の温度測定方法。
22. 前記血液試料に接触させた一対の電極に電圧を印加することによって前記血液試料中に流れる電流の大きさに基づいて、前記血液試料の温度に関連するデータａを取得するステップと、
    前記血液試料中の分析物を基質とする酸化還元酵素が関与する反応によって前記血液試料中に流れる電流の大きさに基づいて、前記分析物の濃度に関連するデータｂを取得するステップと、
    前記データａおよび前記データｂに基づいて、血液試料中の分析物濃度を決定する濃度測定ステップと、
    を備えている、血液試料中の分析物の濃度測定方法。
23. 前記濃度測定ステップは、前記データａに基づいて前記データｂを補正するステップを含んでいる、
    請求項２２に記載の血液試料中の分析物の濃度測定方法。
24. 前記濃度測定ステップは、
    前記データｂに基づいて、前記血液試料の前記分析物の濃度ｘを算出するステップと、
    前記データａに基づいて、前記濃度ｘを補正するステップと、
    を含んでいる、請求項２２に記載の血液試料中の分析物の濃度測定方法。
25. 前記濃度測定ステップは、
    前記データａに基づいて、前記血液試料の温度ｔを算出するステップと、
    前記温度ｔに基づいて、データｂを補正するステップと、
    を含んでいる、請求項２２に記載の血液試料中の分析物の濃度測定方法。
26. 前記濃度測定ステップは、
    前記データａに基づいて、前記血液試料の温度ｔを算出するステップと、
    前記データｂに基づいて、前記血液試料の前記分析物の濃度ｘを算出するステップと、
    前記温度ｔに基づいて、前記濃度ｘを補正するステップと、
    を含んでいる、請求項２２に記載の血液試料中の分析物の濃度測定方法。
27. 前記データａを取得するステップは、前記データｂを取得するステップよりも先に行う、
    請求項２２から２６のいずれか１項に記載の血液試料中の分析物の濃度測定方法。
28. 前記濃度測定ステップは、
    前記データｂ取得後に、前記血液試料に接触させた前記一対の電極に前記所定の電圧を印加することによって前記血液試料中に流れる電流の大きさに基づいて、前記血液試料の温度に関連するデータｃを取得するステップと、
    前記データａと前記データｃとを演算することによって前記血液試料の温度に関連するデータｄを求めるステップと、
    前記データｄに基づいて、前記データｂを補正するステップと、
    を含んでいる、請求項２２に記載の血液試料中の分析物の濃度測定方法。
29. 前記濃度測定ステップは、
    前記データａに基づいて、前記血液試料の温度ｔを算出するステップと、
    前記データｂに基づいて、前記血液試料の前記分析物の濃度ｘを算出するステップと、
    前記血液試料の周囲の環境温度ｔ１を測定するステップと、
    前記温度ｔと前記環境温度ｔ１との差分を温度閾値Ｚと比較するステップと、
    ｜ｔ−ｔ１｜≧Ｚを満たす場合、前記温度ｔに基づいて前記濃度ｘを補正し、｜ｔ−ｔ１｜＜Ｚを満たす場合、前記温度ｔ１に基づいて前記濃度ｘを補正するステップと、
    を含んでいる、請求項２２に記載の血液試料中の分析物の濃度測定方法。
30. 前記血液試料の温度に関連するデータａには温度が含まれており、
    前記分析物の濃度に関連するデータｂにはグルコース濃度が含まれている、
    請求項２２から２９のいずれか１項に記載の血液試料中の分析物の濃度測定方法。
31. 前記分析物の濃度に関連するデータｂにはヘマトクリットが含まれている、
    請求項３０に記載の血液試料中の分析物の濃度測定方法。
32. 前記分析物の濃度に関連するデータｂには還元物質量または濃度が含まれている、
    請求項３０または３１に記載の血液試料中の分析物の濃度測定方法。
33. 前記データａおよび前記データｂに含まれるデータのうち、少なくとも２つの項目を同時に測定する、
    請求項３０から３２のいずれか１項に記載の血液試料中の分析物の濃度測定方法。
34. 前記データａおよび前記データｂに含まれるデータの測定は、それぞれ独立して行われる、
    請求項３０から３２のいずれか１項に記載の血液試料中の分析物の濃度測定方法。
35. 前記データａおよび前記データｂに含まれるデータの測定は、前記温度、前記グルコース濃度および前記還元物質の量もしくは濃度、前記ヘマトクリットの順番で行われる、
    請求項３０から３２のいずれか１項に記載の血液試料中の分析物の濃度測定方法。
36. 前記データａおよび前記データｂに含まれるデータの測定は、独立した電極を介して行われる、
    請求項３０から３５のいずれか１項に記載の血液試料中の分析物の濃度測定方法。
37. 温度電極を有する請求項１から請求項１７のいずれか１項に記載のセンサチップと、前記センサチップの前記温度電極に電圧を印加する制御回路を含む測定器とを有する、血液試料中の分析物の濃度を測定するバイオセンサシステムであって、
    前記制御回路に従って前記温度電極に電圧を印加する電圧印加部と、
    前記血液試料に接触させた前記温度電極に流れる電流の大きさに基づいて、前記血液試料の温度に関連するデータａを取得する温度測定部と、
    前記血液試料中の分析物を基質とする酸化還元酵素が関与する反応によって前記血液試料中に流れる電流の大きさに基づいて、前記分析物の濃度に関連するデータｂを取得する分析物測定部と、
    前記データａおよび前記データｂに基づいて、血液試料中の分析物濃度を決定する濃度決定部と、
    を備えている、バイオセンサシステム。
38. 前記濃度決定部は、前記データａに基づいて、前記データｂを補正する第１の分析物補正部を含んでいる、
    請求項３７に記載のバイオセンサシステム。
39. 前記濃度決定部は、
    前記データｂに基づいて、前記血液試料の前記分析物の濃度ｘを算出する算出部と、
    前記データａに基づいて、前記濃度ｘを補正する第２の分析物補正部と、
    を含んでいる、請求項３７に記載のバイオセンサシステム。
40. 前記濃度決定部は、
    前記データａに基づいて、前記血液試料の温度ｔを算出する算出部と、
    前記温度ｔに基づいて、前記データｂを補正する第３の分析物補正部と、
    を含んでいる、請求項３７に記載のバイオセンサシステム。
41. 前記濃度決定部は、
    前記データａに基づいて、前記血液試料の温度ｔを算出する算出部と、
    前記データｂに基づいて、前記血液試料の前記分析物の濃度ｘを算出する算出部と、
    前記温度ｔに基づいて、前記濃度ｘを補正する第４の分析物補正部と、
    を含んでいる、請求項３７に記載のバイオセンサシステム。
42. 前記温度測定部により試料の温度に関連する前記データａ取得後に、前記分析物測定部により前記分析物の濃度に関連するデータｂを取得する、
    請求項３７から４１のいずれか１項に記載のバイオセンサシステム。
43. 前記濃度決定部は、
    前記データｂ取得後に、前記血液試料に接触させた前記温度電極に流れる電流の大きさに基づいて、前記血液試料の温度に関連するデータｃを取得する温度測定部と、
    前記データａと前記データｃとを演算し、前記血液試料の温度に関連するデータｄを求める演算部と、
    前記データｄに基づいて、前記血液試料の温度に応じて補正された前記分析物の濃度ｘを算出する算出部と、
    を含んでいる、請求項３７に記載のバイオセンサシステム。
44. 前記濃度決定部は、
    前記データａに基づいて、前記血液試料の温度ｔを算出する温度算出部と、
    前記データｂに基づいて、前記血液試料の前記分析物の濃度ｘを算出する濃度算出部と、
    前記血液試料の周囲の環境温度ｔ１を測定する環境温度測定部と、
    前記温度ｔと前記環境温度ｔ１との差分を温度閾値Ｚと比較する比較部と、
    ｜ｔ−ｔ１｜≧Ｚを満たす場合、前記温度ｔに基づいて前記濃度ｘを補正し、｜ｔ−ｔ１｜＜Ｚを満たす場合、前記環境温度ｔ１に基づいて前記濃度ｘを補正する補正部と、
    を含んでいる、請求項３７に記載のバイオセンサシステム。
45. 前記血液試料の温度に関連するデータａには温度が含まれており、
    前記分析物の濃度に関連するデータｂにはグルコース濃度が含まれている、
    請求項３７から４４のいずれか１項に記載のバイオセンサシステム。
46. 前記分析物の濃度に関連するデータｂにはヘマトクリットが含まれている、
    請求項４５に記載のバイオセンサシステム。
47. 前記分析物の濃度に関連するデータｂには還元物質の量または濃度が含まれている、
    請求項４５または４６に記載のバイオセンサシステム。
48. 前記データａおよび前記データｂに含まれるデータのうち、少なくとも２つの項目を同時に測定するように前記制御回路を制御するシーケンス制御部をさらに備えている、
    請求項４５から４７のいずれか１項に記載のバイオセンサシステム。
49. 前記データａおよび前記データｂに含まれるデータの測定をそれぞれ独立して行うように前記制御回路を制御するシーケンス制御部をさらに備えている、
    請求項４５から４７のいずれか１項に記載のバイオセンサシステム。
50. 前記データａおよび前記データｂに含まれるデータの測定は、前記温度、前記グルコース濃度および前記還元物質の量または濃度、前記ヘマトクリットの順番で行うように前記制御回路を制御するシーケンス制御部をさらに備えている、
    請求項４５から４７のいずれか１項に記載のバイオセンサシステム。
51. 前記データａおよび前記データｂに含まれるデータの測定は独立した電極を介して行うように前記制御回路を制御する電極選択部をさらに備えている、
    請求項４５から５０のいずれか１項に記載のバイオセンサシステム。

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