200940983 九、發明說明： 【發明所屬之技術領域】 本發明係關於在分析試料中之特定成分之情形，判別試 料與控制液之方法及分析裝置。 【先前技術】 •瞭解血液中之葡萄糖濃度等生物體資訊，在種種疾病之 • 發現.治療上相當重要。作為獲得血液中之生物體資訊之 方法，有使用生物感測器等分析用具之方法❶此方法係將 ® 血液試料供應至設於分析用具之反應試劑層而使血液試料 與試劑起反應，依據當時之反應生成物將對應於血液試料 之特疋成分之濃度之資訊，利用電化學的方法或光學的方 法在濃度測定裝置中加以測定。 在此種濃度測定裝置中，為確保測定結果之可靠性，有 必要在裝置長期間不使用之情形，或每隔一定期間檢査裝 置疋否正常運轉。通常，濃度測定裝置之檢查係藉由測定 者操作濃度測定裝置而以手動選擇控制液測定模式，並將 刀析用具安裝於裝置，將控制液供應至分析用具所施行。 在此種方法中，就測定者而言，不僅需要執行施行裝置 之運轉檢查用之操作，在裝置之檢查結束後，另外需要執 t恢復通常之敎模式用之操作，負擔相當大。再者，也 谷易發生未施行由通常之測定模式向控制液測定模式之模 式變更，就施行裝置之檢查，或與此相反地，未施行由控 制液測疋模式向通常之測定模式之模式變更，就施行試料 之測疋之事態。其結果，無法獲得正確之檢查結果或測定 135899.doc 200940983 結果’而發生需要再檢查或再測定等之缺失。又，在測定 者施行測定值之管理之情形，不必要之控制液之測定結果 會混入管理資料中，而不能適切地施行測定值之管理。 為了消除此種缺失，曾有在濃度測定裝置中，自動地辨 識控制液’並施行裝置之檢查之提案（例如參照專利文獻1_ 3)。
專利文獻1所記載之方法係著眼於在全血與控制液之間 之反應試劑層之溶解性之相異上，依據在全血與控制液之 間之測定電流値之相異區別全血與控制液。 在專利文獻2中，與專利文獻丨同樣地’揭示在利用電化 學的方法之測定系統中，依據測定電流值之相異判別全血 與控制液之方法。 專利文獻3所記載之方法係在利用電化學的方法之測定 系統中，對電極式之生物感測器，除了作用極及對極以 外，設置有感測用電極，另-方面，由利用感測用電極所 得之氧化電流自動地判別控制液。專利文獻3所記载之方 _眼於控制液與生物感測器之反應試劑層之反應所得 之氧化電流之動態、與試料與反應試劑層之反應所得之氧 化電流之動態相異，依據經過特定時間時之氧化電流值或 氧化電流值之經時變化’自動地區別試料與控制液。 但’專利文獻1至3所記載之方法係由響應電流之經時變 化，判別控制液與試料。因&，難以區別複數濃度之控制 =與種種濃度之試料。尤其，在測定血液試料中之葡萄 糖之情形，響應電流會受到血液中之血細胞比容值之影 135899.doc 200940983 響，而難以區別種種濃度及血細胞比容之血液試料、與控 制液。 [專利文獻1]日本特開2003-114214號公報 [專利文獻2]日本特開2005-53 1760號公報 [專利文獻3]日本特開2〇〇1_2〇8718號公報 【發明内容】 [發明所欲解決之問題] 本發明之課題在於一面減輕測定者之負擔，一面抑制錯 誤測定發生，並可正確判別控制液。 [解決問題之技術手段] 本發明之第1側面提供一種控制液之判別方法，其係在 利用分析用具分析試料中之特定成分之系統中，判別試料 與控制液之方法；且包含：第丨步驟，其係測定在電壓施 加至上述分析用具之第丨及第2電極之間時之響應值；第2 步驟，其係將上述響應值之極大值或與上述極大值關連之 關連值與預先設定之臨限值作比較；及第3步驟，其係依 據上述極大值或上述關連值與上述臨限值之比較結果判 別試料與控制液。 在此’在本發明中，只要無特別指定，稱響應值之情 形，係包含電流值及電壓值；稱極大值之情形，係包含最 大值及1個或複數個峰值；稱關連值之情形，係包含表示 複數個極大值時之該等極大值之平均值及累計值。 在上述第1步驟中’例如施加含有至少1個脈波之波形之 電壓。最好在上述第1步驟中，施加含有複數個脈波之波 135899.doc 200940983 形’例如交流波形之電壓。在此，所謂交流波形，意味著 數值週期地變化之情形，未必限定於數值正負變化之情 形。 上述分析用具也可進一步包含用來分析上述試料用之第 3及第4電極。 上述試料例如係全血；上述控制液例如係含有濃度高於 上述全血之氣化鈉等電解質者。 本發明之第2侧面提供一種分析裝置，其係利用分析用 具分析試料中之特定成分之裝置；且包含：電源，其係用 於將電壓施加至上述分析用具之第丨及第2電極之間；測定 部，其係測定電壓施加至上述第丨及第2電極之間時之響應 值，及運算部，其係將上述響應值之極大值或與上述極大 值關連之關連值與預先設定之臨限值作比較，並判別試料 與控制液。 上述電源例如係交流電源。 【實施方式】 以下，參照圖式，具體地說明有關本發明。 圖1所不之分析裝置丨係構成為利用生物感測器2測定試 料中之特定成分之濃度者。 如圖2至圖4所示，生物感測器2係構成用完即丟棄，全 體上形成平板狀之形態。此生物感測器2係具有對略長矩 形狀之基板20’介著势片21接合蓋22之構成。在生物感測 器2中’向基板20之長侧方向m、D2延伸之毛細管23係被 各要素20~22所規定。 135899.doc 200940983 墊片21係用於規定毛細管23之高度尺寸，例如由雙面勝 帶或熱熔接著劑所構成。在此墊片21，設有縫隙21A ,以 供規定毛細管23之寬度尺寸。 蓋22具有將毛細管23之内部之氣體排氣至外部用之排氣 口 22A。此蓋22例如係藉由維尼綸（聚乙烯醇縮醛纖維之商 品名稱）或高結晶化PVA等濕潤性高之熱可塑性樹脂所形 成。 基板2 0係藉由絕緣性樹脂材料形成大於蓋2 2之形狀，在 ❹ 其上面，形成有電極24、25、26、27及試劑層28。 電極24、25係利用於施行導入毛細管23之血液等試料之 分析。電極24含有作用極24A，電極25含有對極25A。作 用極24A及對極25A係用以將電壓施加至導入毛細管23之 s式料，露出於毛細管2 3。 電極26、27係利用於判斷導入毛細管23之液體是否為控 制液。電極26、27具有感知極26A、27A。感知極以八、 27A係用以將電壓施加至導入毛細管23之液體，露出於毛 響細管23。 、 電極24〜27另外具有生物感測器2安裝於分析裝置^時， 可供與後述之分析裝置i之端子31〜34(參照圖6)接觸用之 端部 24B、25B、26B、27B。 試劑層28係設置成覆蓋作用極24A及對極25A，配置於 毛細管23之内部。此試劑層28例如含有氧化還原酶及電子 傳達物質，形成對血液等試料或控制液容易溶解之固體 I35899.doc 200940983 氧化還原酶係依照試料之被分析成分之種類被選擇’例 如’在分析葡萄糖之情形’可使用葡糖氧化酶（GOD)及葡 糖脫氫酶（GDH)，典型上使用PqqGDH。作為電子傳達物 質例如 了使用对配位化合物及鐵配位化合物，典型 上’可使用[Ru(NH3)6] ci3 及 K3[Fe(CN)6]。 毛細管23係利用毛細管現象使液體（試料或控制液）向排 氣口 22A移動，且用於保持導入之試料。在液體導入毛細 管23之内部之情形，試劑層28會被溶解，並在毛細管23之 ® ㈣構築包含電子傳達物質、氧化還原酶及液體之液相反 應系。 在此，作為試料，使用血液、尿或唾液等生化的試料， 構成作為試料之分析對象之特定成分，可列舉葡萄糖、膽 固醇或乳酸。 作為控制液，使用含葡萄糖之特定成分、緩衝液及電解 質之控制液。 ❹ 緩衝液只要是在作為目的之pirn圍具有緩衝能之液體即 可’例如可使用安息香酸鹽、3或2_嗎啉代乙基 (MES)。 作為電解質，例如試料為血液等生化的試料之情形採 用氣化鈉。控制液之氣化鈉濃度例如為1〇〇以上，較 好為300 mM以上。在此，將控制液之電解質滚度，例如 氣化納濃度設定於較大之情形，可增大交流電壓供應至電 極26、27(感知極26A、27A)時之響應。 在控制液中，也可進-步添加增黏劑、防錢、或色素 135899.doc -11 - 200940983 等。作為増黏劑，可使用習知之種種增黏劑，例如聚乙烯 醇（PVA)或黃原膠（氧雜葱膠）等。作為防腐劑，可使用習 知之種種防腐劑，例如可使用異噻唑酮。作為色素，只要 疋可將控制液著色之物即可，例如食用紅色40號、食用紅 色106號、食用藍色1號等食用色素。 如圖5及圖6所示，分析裝置1係包含連接器部3及廢棄機構4。 連接器部3係安裝生物感測器2之部分，具有在端子台3〇 固定有複數端子31、32、33、34之構成。 端子31、32係供將電壓施加至生物感測器2之作用極24A 與對極25A之間之用，在生物感測器2安裝於連接器部3 時’可與電極24、25之端部24B、25B接觸。另一方面， 端子33、34係供將電壓施加至生物感測器2之感知極26八、 27A之間之用，在生物感測器2安裝於連接器部3時，可與 電極26、27之端部26B、27B接觸。 各端子31-34係將末端部構成作為板簧，在生物感測器2 安裝於連接器部3時，也可達成使生物感測器2適切地保持 於連接器部3之作用。 廢棄機構4係供從分析裝置1將用畢之生物感測器2廢棄 之用。此廢棄機構4具有被螺旋彈簧40施力之操作桿41。 操作桿41係為使推出生物感測器2之推壓體42移動而操 作之部分，在其一部分由框體1 〇露出之狀態下，可對框趙 10向Dl、D2方向來回移動。 如圖6所示，分析裝置1進一步包含直流電源11、交流電 源12、電流測定部13、運算部14及控制部15。 135899.doc 200940983 直流電源11係用於介著端子31、32將電壓施加至生物感 測器2之作用極24A與對極25 A之間。 交流電源12係用於介著端子33、34將電壓施加至生物感 測器2之感知極26A與感知極27A之間。 電流測定部13係用於測定在直流電壓施加至作用極24a 與對極25 A之間時，或交流電壓施加至感知極26 A、27A之 間時之響應電流值。 運算部14係依據在電流測定部13之測定結果，運算試料 Φ 中之特定成分之濃度、或施行判別點附著於生物感測器2 之液體為試料或控制液所需之運算。 控制部15係用於控制以直流電源11及交流電源12之電應 施加狀態之控制、電流測定部13之測定時點之控制、及運 算部14之運算動作為首之各種動作。 其次，一面參照圖7之流程圖’一面說明有關分析裝置1 之動作之一例。 如圖7所示’在分析裝置1中，安裝有生物感測器2之情 ® 形，首先判斷是否有液體被供應至生物感測器2之毛細管 23(S1)。此判斷係藉由檢測在生物感測器2之作用極24A、 對極25 A及感知極26 A、27 A中是否至少有二極已液通所施 行。即，有液體被供應至生物感測器2之毛細管23之情 形，由於在生物感測器2之毛細管23所產生之毛細管力， 毛細管23會充滿液體。因此，電壓會被直流電源11或交流 電源12施加至作用極24A、對極25A及感知極26A、27A中 之至少二極間，使電流流至二極間。其結果，可在電流測 135899.doc •13- 200940983 定部13測定響應電流，並監視在電流測定部13之測定結 果’藉此可檢測二極間是否液通，即，液體是否被供應至 毛細管23。典型上，液體是否被供應之判斷係藉由檢測位 於毛細管23之液鱧之移動方向D2之下游側之作用極24八與 對極25A之間是否液通所施行。 控制部15判斷液體已被供應至生物感測器2之情形（S1 : 是）’判別被供應至生物感測器2之液體為試料及控制液之 哪一種（S2〜S4)。另一方面，控制部15判斷液體未被供應 © 至生物感測器2之情形（S1 :否），重複施行S1之判斷，直 到判斷液趙已被供應為止。但，也可在重複特定次數之判 斷’仍判斷液體未被供應之情形（S1 :否），或從最初之判 斷起經過一定時間’仍判斷液體未被供應之情形（S 1 : 否），施行錯誤處理。 在此，控制部15判斷液鱧已被供應之情形（si :是），首 先’在藉由交流電源12將電壓施加至感知極26A、27A之 間之狀態下，依照每一定期間在電流測定部13測定來自感 鲁 知極26A、27A之響應電流（S2)。測定響應電流之時間間隔 例如選擇自0.01秒〜1秒之範圍。 對感知極26 A、27A之電壓之施加例如如圖8 A所示之圖 型般係以重複供應矩形脈波之交流波形施行。在圖8 A中以 確認液體已被供應至毛細管23之時點為0秒。在此，施加 電壓例如最大值為0.1〜2.0 V、施加時間（脈波寬度）為1〜10 秒、頻率為0.1 Hz以上。 另一方面，在電壓施加圖型為圖8 A所示之交流波形之情 135899.doc 14 200940983 形，電壓施加時之響應電流如圖8B所示，為包含對應於電 壓施加脈波之複數脈波之圖型。響應電流之各脈波呈現在 極陡峭之上升後逐漸接近於一定值之圖型，且試料與控制 液在上升時之峰電流值相異。例如’在使用全企作為試 料，另一方面，使用含氣化鈉及緩衝液之液作為控制液之 情形，控制液（鏈線）之峰電流值A2大於全血（實線）之岭電 流值A1。因此，可藉由響應電流之脈波之峰電流值或與峰 電流有關連之關連值大於或小於臨限值，區別試料與控制 ❿ 液。 接著’運算部14決定與臨限值比較用之比較值（S3)。在 此，在圖8A所示之電壓施加圖型中，如圖所示，出現 複數之峰電流值A1、A2 ’但作為比較值，只要能區別試 料與控制液’任何峰電流值皆可採用，且也可採用複數之 峰電流值Al、A2中之最大值或最小值、或複數之峰電流 值A1、A2之平均值或累計值。 作為控制液之判別時之電壓施加圖型，如圖9A所示，也 可為僅含1個矩形脈波之波形。在該情形下，作為響應電 流值’會出現1個與圖8B所示之脈波同樣之脈波，故可依 據此脈波之峰電流值或與峰電流關連之關連值判別試料與 控制液。圖9A所示之電壓施加圖型，雖可藉由交流電琢12 供應，但也可藉由直流電源11供應。因此，在藉由直流電 源11供應圖9A所示之圖型之電壓之情形下，也可省略交流 電源12。 又’圖9B所示，作為控制液之判別時之電壓施加圖型， 135899.doc •15- 200940983 也可施加直流電壓’在該情形下，也可省略交流電源12。 運算部14進一步比較比較值與臨限值，判別導入毛細管 23之液體為試料及控制液中之哪一種（S4)。在此，臨限值 例如設定於相當於控制液之響應電流之最大值之70〜80%之 值，或相當於試料之響應電流之最大值之110〜120%之值。 控制部1 5在比較值小於臨限值之情形，判斷導入毛細管 23之液體為試料（S4:是），在比較值大於臨限值之情形， 判斷導入毛細管23之液體為控制液（S4:否）。 © 控制部1 5在判斷導入毛細管23之液體為試料之情形 (S4 :是）’施行試料中之特定成分之分析（S5) ^此分析可
依據直流電源11將直流電壓施加至作用極24A與對極25A 之間時之響應電流值施行。更具體而言，特定成分之分析 可藉由施加直流電壓後一定時間後之響應電流值，套用在 表示響應電流值與特定成分之濃度之關係之檢量線或對應 表而施行。 ❹又，使用全血作為試料之情形，也可依據感知極26A、 27A之響應電流值，施行排除血細胞比容值之影響用之補 正。此情形之補正可採用習知之方法。 另方面，控制部1 5在判斷導入毛細管23之液體為控制 液之情形（S4 :否）’利用控制液檢查分析裝置i之狀態 (S6)。此檢查係與通常之試料分析同樣地施行例如分析 控制液時之特定成分在特定範圍時，判斷分析裝置！之運 轉正常另方面，特定成分之濃度不在特定範圍時，判 斷分析裝置1有異常。 135899.doc 200940983 在分析裝置1中，測定控制液之際，測定者無必要施行 測定控制液用之模式選擇，可減輕測定者之負擔。又，若 採用自動地判別控制液，也不會發生未施行由通常之測定 模式向控制液測定模式之模式變更，就施行分析裝置1之 檢查’或與此相反地’未施行由控制液測定模式向通常之 測疋模式之模式變更’就施行試料之測定之事態。其結 果’可獲得正確之檢查結果或測定結果，而難以發生再檢 查或再測定等之必要，在管理測定值之情形，也可避免控 制液之測定值混入管理資料中。 本發明並不限定於先前說明之實施型態。例如，分析裝 置1及生物感測器2之構成並不限定於圖所示者。 又’施加至判別控制液時之生物感測器之感知極26A、 27A之電壓圖型不限定於圖8a、圖9A及圖9B所示之圖型， 例如’也可為圖10A至圖i〇d所示之圖型、其他之圖型。 圖10 A所示之圖型係含複數梯形脈波之交流波形，圖 10B所示之圖型係含複數三角脈波之交流波形，圖丨〇c所 示之圖型係含複數正弦脈波（半週期份）之交流波形，圖 10D所示之圖型為正弦波形。圖1〇A至圖10D所示之圖型雖 含複數脈波之波形，但施加至感知極26A、27A之電壓圖 型也可為僅含1個脈波之波形。 本發明也可進一步採用於構成以光學方式分析試料中之 特定成分之分析系統。 [實施例1] 在本實施例中，探討可否依據供應交流電壓時之響應電 135899.doc •17- 200940983 流之極大值判別血液試料與控制液。 響應電流之測定使用在生物感測器（「χ感測器」：阿克 列公司製）中未設有試劑層之材料β「χ感測器」具有一對 電極，以此等電極作為感測極。 作為控制液，使用在下列表丨所示之基本組成中將氣化 鈉濃度設定為500 mM、葡萄糖濃度設定為1〇3 mg/dL之控 制液。 作為血液試料，使用將血細胞比容值（Hct)設定為4〇%、 β 葡萄糖濃度設定為12〇 mg/dL之金液試料。 [表1]
控制液之基本組成 食用藍色1號 2g Proclin300 1 g MES (pH6.8) 10.66 g 精最水 1000 mL * Proclin300:西格馬奥多力奇日本公司製 * ME S: 2 - (N·嗎琳代）乙基續酸 Ο 響應電流係在χ感測器之一對電極（感測極）之間，以圖 11所示之圖型施加電壓所測定。電壓之施加係利用交流電 源’以頻率10 Hz供應最大施加電壓1 V之矩形脈波。響應 電流係以抽樣間隔為20psec、測定時間為1〇秒鐘加以測 定。響應電流之測定結果係以電流值換算成電壓之值，在 圖11B揭示有關全金之測定結果，在圖11 c揭示有關控制液 之測定結果。 如圖11B及圖11C所示，全血及控制液在供應矩形脈波 135899.doc -18- 200940983 時’輸出電壓（響應電流）均會在瞬間上升，其後有逐漸接 近於-定值之傾向’未供應矩形脈波時，其值大致為零。 即’全血及控㈣之輸出電壓（響應電流）呈現具有複數峰 值之時間流程。其另一方面，輸出電壓(響應電流)之峰 值，控制液大於全血。因吐，切或α , 為可依據施加交流電壓時 之輸出電壓（響應電流）之峰值判別控制液及全血。
又不限於將交流電壓供應至感測極之情形，將單脈波 供應至感測極時，顯然輸出電壓（響應電流）也具有峰值。 因此，認為也可依據對感測極之單脈波（圖丨丨八之丨週期份） 之供應’而依據峰值判別控制液及全灰。 [實施例2] 在本實細•例中，探討可否依據供應交流電壓時之響應電 流之極大值，判別氣化鈉及葡萄糖之濃度相異之複數控制 液、與血細胞比容值相異之數種全血。 作為控制液，使用在上述表丨所示之基本組成中添加氣化鈉 及葡萄糖濃度之9種控制液，以作為如下列表2所示之組成。 作為血液試料，使用將血細胞比容值（Hct)相異之3種全 血。Hct設定為20%(試料1}、4〇%(試料2)、及6〇%(試料 3)、葡萄糖濃度設定為i20mg/dL。 [表2] 控制液 試料序!^ 1 ~ 2 I 3 1 4 1 ~i~~ 6 7 18 19 氯化鈉 (mM) 100 300 500 D-葡萄糖 (mg/dL) 0 0 46 103 220 0 46 103 220 135899.doc -19- 200940983 響應電流係以與實施例丨相同之條件加以測定。響應電 流之測定結果係以換算響應電流之輸出電壓之時間流程之 複數峰值之平均值，分別揭示在圖12A至圖12c。圖12A係 測定開始至〇〜1秒之間之峰值之平均值，圖12B係測定開始 至1〜2秒之間之峰值之平均值，圖12C係測定開始至8〜9秒 之間之峰值之平均值。 由圖12A至圖12C可知：與測定時間及全血之Hct無關， 控制液之平均值大於全血之平均值。因此，認為可依據輸 出電壓（響應電流）之任意峰值，或依據峰值之平均值判別 控制液與全血。 又，關於控制液，氯化鈉之濃度愈高時，平均值有愈大 之傾向。因此’為了更適切地判別控制液與全血，作為控 制液’最好使用氣化鈉濃度較大者，例如5〇〇 mM以上者 為佳。 [實施例3] 在本實施例中’探討可否依據施加電壓為定電壓（直流 電壓）時之響應電流之極大值，判別血液試料與控制液。 作為控制液’以上述表1所示之组成為基本，使用葡萄 糖濃度相異之3種控制液。葡萄糖濃度設定為46 mg/dL(試 料 1)、103 mg/dL(試料 2)及 220 mg/dL(試料 3)。 作為血液試料’使用將血細胞比容值（Hct)相異之3種全 血。Hct設定為20%(試料1)、40%(試料2)、及60%(試料 3)、葡萄糖濃度設定為120 mg/dL。 響應電流除了將1 V之定電壓（參照圖9B)供應至X感測器 135899.doc •20- 200940983 =-對電極（感測極）以夕卜，以與實施例1同樣之條件佳以測 ^響應電々IL之測定結果以碑間流程分別揭示與圖13 A至 圖13F。又，有關利用同一組成之試料測定響應電流$次時 之峰值之平均值，揭示舆圖14。 如圖13A至圖i3F所示，全血及控制液均會在供應電壓 之瞬間，上升至輸出電壓（響應電流），其後有逐漸接近於 一疋值之傾向’呈現具有峰值之時間流程。其另一方面， 輸出電壓（響應電流）之峰值，控制液（圖13D至圖13F)大於 全血（圖13A至圖13C)。又，如圖14所示，嘗試複數次之峰 值之平均值在控制液方面大於全血。因此，認為在供應定 電壓（直流電壓）時，也可依據輸出電壓（響應電流）之峰值 判別控制液與全血_。 【圖式簡單說明】 圖1係表示有關本發明之控制液之判別方法之適用對象 之分析系統之一例之全體立體圖。 圖2係表示圖1所示之分析系統所使用之生物感測器之一 例之立體圖。 圖3係表示沿著圖2之III-III線之剖面圖。 圖4係表示圖2所示之生物感測器之分解立體圖。 圖5係表示沿著圖1之V-V線之剖面圖。 圖6係表示圖1所示之分析系統之區塊圖。 圖7係有關本發明之控制液之自動判別方法之說明用之 流程圖。 圖8A及圖8B係表示對生物感測器之感知極之電壓施加 135899.doc -21- 200940983 圖型及響應電流之例之曲線圖。 圖9A及圖9B係表示對生物感測器之感知極之電壓施加 圖型之另一例之曲線圖。 圖10A至圖1OD係表示對生物感測器之感知極之電壓施 加圖型之又另一例之曲線圖。 圖11A至圖11C係表示對實施例1之生物感測器之感知極 之電壓施加圖型及輸出電壓之測定結果之曲線圖。 圖12A至圖12C係表示在實施例2之輸出電壓（響應電流） © 之時間流程之複數輸出峰值之平均值之曲線圖。 圖1 3 A至圖1 3 F係表示在實施例3之輸出電壓（響應電流） 之測定結果之曲線圖。 圖14係表示在實施例3之複數次之輸出電壓（響應電流） 之測定之峰值之平均值之曲線圖。 【主要元件符號說明】 1 分析裝置 2 生物感測器（分析用具） 24 電極（第3電極） 24A 作用極 25 電極（第4電極） 25A 對極 26 > 27 電極（第1及第2電極） 26A、27A 感知極 135899.doc .22-