液体试样测定装置、液体试样测定方法以及生物传感器

摘要

本发明的目的在于，提供能够以高精度来测定液体的成分量的液体试样测定装置等。向构成生物传感器(1)的电极对(21、22)施加第1电压并获得第1响应值，向构成生物传感器(1)的电极对(23、24)施加第2电压并作为第2响应值来获得，检测向构成生物传感器(1)的电极对(23、27)施加第3电压时所产生的电流并获得第3响应值。液体试样测定装置(6)利用第1响应值、第2响应值以及第3响应值来获得血液的葡萄糖浓度、血球量、生物传感器(1)的温度相当值。

说明书

技术领域

本发明涉及测定液体中所含的成分量的液体试样测定装置、液体试样 测定方法、以及生物传感器。

背景技术

作为进行生物体试样的测定的技术，已知下述的专利文献1。在该专 利文献1中，具有测定血液试样的温度的传感器芯片。通过向该传感器芯 片的作用极以及反电极施加给定的电压，由此来测定血液试样的温度。该 给定的电压选择的是对葡萄糖浓度等的增减影响少的值。此外，该传感器 芯片向相同的电极施加电压来测定血液试样的葡萄糖浓度等。

在先技术文献

专利文献

专利文献1：国际公开2010-087191号公报

发明内容

-发明要解决的课题-

然而，在专利文献1中，不能说高精度地检测反应部的温度。因此， 无法以高精度来检测葡萄糖浓度等。

故此，本发明正是鉴于上述的实际情况而提出的，其目的在于，提供 能够以高精度来测定液体的成分量的液体试样测定装置、液体试样测定方 法、以及生物传感器。

-用于解决课题的手段-

本发明的第1形态所涉及的液体试样测定装置，利用通过导入液体而 由氧化还原酶使该液体中所含的成分进行氧化还原的生物传感器来测定 成分量，其特征在于，所述液体试样测定装置具备：第1电流值测定单元， 其将向构成所述生物传感器的第1电极对施加第1电压时通过所述氧化还 原所产生的氧化还原电流检测为第1电流值；第2电流值测定单元，其将 向构成所述生物传感器的第2电极对施加第2电压时所产生的电流检测为 第2电流值；控制单元，其控制所述第1电压以及所述第2电压的各自的 电压值以及施加期间，分别控制对所述第1电流值以及所述第2电流值进 行测定的测定定时，并且控制测定定时，使得由所述第1电流值测定单元 测定与所述第1电流值以及所述第2电流值不同的第3电流值；和运算单 元，其利用分别施加所述第1电压以及所述第2电压时所产生的所述第1 电流值、所述第2电流值以及所述第3电流值的组，来运算所述液体中所 含的第1成分量、第2成分量以及相当于所述生物传感器的温度的值。

本发明的第2形态所涉及的液体试样测定装置，利用通过导入液体而 由氧化还原酶使该液体中所含的成分进行氧化还原的生物传感器来测定 成分量，其特征在于，所述液体试样测定装置具备：第1电流值测定单元， 其将向构成所述生物传感器的第1电极对施加第1电压时通过所述氧化还 原所产生的氧化还原电流检测为第1电流值；第2电流值测定单元，其将 向构成所述生物传感器的第2电极对施加第2电压时所产生的电流检测为 第2电流值；第3电流值测定单元，其将向构成所述生物传感器的第3 电极对施加第3电压时所产生的电流检测为第3电流值；控制单元，其控 制所述第1电压、所述第2电压以及所述第3电压的各自的电压值以及施 加期间，分别控制对所述第1电流值、所述第2电流值以及所述第3电流 值进行测定的测定定时；和运算单元，其利用分别施加所述第1电压、所 述第2电压以及所述第3电压时所产生的所述第1电流值、所述第2电流 值以及所述第3电流值的组，来运算所述液体中所含的第1成分量、第2 成分量以及相当于所述生物传感器的温度的值。

本发明的第3形态所涉及的液体试样测定装置，利用通过导入液体而 由氧化还原酶使该液体中所含的成分进行氧化还原的生物传感器来测定 成分量，所述液体试样测定装置具备：温度检测单元，其对周围的温度进 行检测；第1电流值测定单元，其将向构成所述生物传感器的第1电极对 施加第1电压时通过所述氧化还原所产生的氧化还原电流检测为第1电流 值；第2电流值测定单元，其将向构成所述生物传感器的第2电极对施加 第2电压时所产生的电流检测为第2电流值；第3电流值测定单元，其将 向构成所述生物传感器的第3电极对施加第3电压时所产生的电流检测为 第3电流值；控制单元，其控制所述第1电压、所述第2电压以及所述第 3电压的各自的电压值以及施加期间，分别控制对所述第1电流值、所述 第2电流值以及所述第3电流值进行测定的测定定时，并且控制测定定时， 使得由所述第1电流值测定单元测定与所述第1电流值以及所述第2电流 值不同的第4电流值；和运算单元，其运算所述液体中所含的第1成分量、 第2成分量、以及相当于所述生物传感器的温度的值，其中，所述运算单 元具备：第1运算单元，其利用分别施加所述第1电压以及所述第2电压 时所产生的所述第1电流值、所述第2电流值以及所述第4电流值的组， 来运算所述液体中所含的第1成分量、第2成分量以及相当于所述生物传 感器的温度的第1温度相当值；和第2运算单元，其利用分别施加所述第 1电压、所述第2电压以及所述第3电压时所产生的所述第1电流值、所 述第2电流值以及所述第3电流值的组，来运算所述液体中所含的第1 成分量、第2成分量以及相当于所述生物传感器的温度的第2温度相当值， 并且，所述运算单元基于由所述第1运算单元运算出的第1成分量以及由 所述第2运算单元运算出的第1成分量来重新运算第1成分量，基于由所 述第1运算单元运算出的第2成分量以及由所述第2运算单元运算出的第 2成分量来重新运算第2成分量，基于由所述温度检测单元检测出的温度、 所述第1温度相当值和所述第2温度相当值来重新运算所述生物传感器的 温度。

本发明的第4形态所涉及的液体试样测定装置为上述第2或者第3 形态的液体试样测定装置，其特征在于，所述控制单元进行控制，使得： 在由所述第1电流值测定单元向所述第1电极对施加第1电压时，由所述 第3电流值测定单元测定所述第3电流值。

本发明的第5形态所涉及的液体试样测定装置为上述第2或者第3 形态的液体试样测定装置，其特征在于，所述控制单元进行控制，使得： 在由所述第2电流值测定单元向所述第2电极对施加第2电压之后，由所 述第3电流值测定单元测定所述第3电流值。

本发明的第6形态所涉及的液体试样测定装置为上述第1或者第2 形态的液体试样测定装置，其特征在于，具备：存储单元，其存储有按照 已知量的第1成分量及第2成分量的每一液体以及每一温度记录了所述第 1电流值、所述第2电流值以及所述第3电流值的记录数据，所述运算单 元比较所述记录数据、和包含测定出的所述第1电流值、测定出的所述第 2电流值以及测定出的所述第3电流值的测定数据，将获得最近似该测定 数据的记录数据的液体的第1成分量运算为导入至所述生物传感器的液 体的第1成分量。

本发明的第7形态所涉及的液体试样测定装置为上述第2或者第3 形态的液体试样测定装置，其特征在于，具备：第1存储单元，其存储有 按照已知的第1成分量及第2成分量的每一液体以及每一温度记录了所述 第1电流值、所述第2电流值以及所述第4电流值的记录数据，所述第1 运算单元比较所述记录数据、和包含测定出的所述第1电流值、测定出的 所述第2电流值以及测定出的所述第4电流值的测定数据，将获得最近似 该测定数据的记录数据的液体的第1成分量、第2成分量以及所述生物传 感器的温度运算为导入至所述生物传感器的液体的第1成分量、第2成分 量以及所述第1温度相当值，具备：第2存储单元，其存储有按照已知的 第1成分量及第2成分量的每一液体以及每一温度记录了所述第1电流 值、所述第2电流值以及所述第3电流值的记录数据，所述第2运算单元 比较所述记录数据、和包含测定出的所述第1电流值、测定出的所述第2 电流值以及测定出的所述第3电流值的测定数据，将获得最近似该测定数 据的记录数据的液体的第1成分量、第2成分量以及所述生物传感器的温 度运算为导入至所述生物传感器的液体的第1成分量、第2成分量以及所 述第2温度相当值。

本发明的第8形态所涉及的液体试样测定装置为上述第2或者第3 形态的液体试样测定装置，其特征在于，所述第3电极对由与所述导入的 液体不接触的第1电极、和所述第2电流值测定单元中的第2电极对之中 与所述液体不接触的电极来构成。

本发明的第9形态所涉及的液体试样测定方法，利用通过导入液体而 由氧化还原酶使该液体中所含的成分进行氧化还原的生物传感器来测定 成分量，其特征在于，所述液体试样测定方法包含：第1电流值测定工序， 将向构成所述生物传感器的第1电极对施加第1电压时通过所述氧化还原 所产生的氧化还原电流检测为第1电流值；和第2电流值测定工序，将向 构成所述生物传感器的第2电极对施加第2电压时所产生的电流检测为第 2电流值，控制所述第1电压以及所述第2电压的各自的电压值以及施加 期间，分别控制对所述第1电流值以及所述第2电流值进行测定的测定定 时，并且控制测定定时，使得由所述第1电流值测定工序测定与所述第1 电流值以及所述第2电流值不同的第3电流值，利用分别施加所述第1 电压以及所述第2电压时所产生的所述第1电流值、所述第2电流值以及 所述第3电流值的组，来运算所述液体中所含的第1成分量、第2成分量 以及相当于所述生物传感器的温度的值。

本发明的第10形态所涉及的液体试样测定方法，利用通过导入液体 而由氧化还原酶使该液体中所含的成分进行氧化还原的生物传感器来测 定成分量，其特征在于，所述液体试样测定方法包含：第1电流值测定工 序，将向构成所述生物传感器的第1电极对施加第1电压时通过所述氧化 还原所产生的氧化还原电流检测为第1电流值；第2电流值测定工序，将 向构成所述生物传感器的第2电极对施加第2电压时所产生的电流检测为 第2电流值；和第3电流值测定工序，将向构成所述生物传感器的第3 电极对施加第3电压时所产生的电流检测为第3电流值，控制所述第1 电压、所述第2电压以及所述第3电压的各自的电压值以及施加期间，分 别控制对所述第1电流值、所述第2电流值以及所述第3电流值进行测定 的测定定时，利用分别施加所述第1电压、所述第2电压以及所述第3 电压时所产生的所述第1电流值、所述第2电流值以及所述第3电流值的 组，来运算所述液体中所含的第1成分量、第2成分量以及相当于所述生 物传感器的温度的值。

本发明的第11形态所涉及的液体试样测定方法，利用通过导入液体 而由氧化还原酶使该液体中所含的成分进行氧化还原的生物传感器来测 定成分量，其特征在于，所述液体试样测定方法包含：温度检测工序，对 周围的温度进行检测；第1电流值测定工序，将向构成所述生物传感器的 第1电极对施加第1电压时通过所述氧化还原所产生的氧化还原电流检测 为第1电流值；第2电流值测定工序，将向构成所述生物传感器的第2 电极对施加第2电压时所产生的电流检测为第2电流值；第3电流值测定 工序，将向构成所述生物传感器的第3电极对施加第3电压时所产生的电 流检测为第3电流值；控制工序，控制所述第1电压、所述第2电压以及 所述第3电压的各自的电压值以及施加期间，分别控制对所述第1电流值、 所述第2电流值以及所述第3电流值进行测定的测定定时，并且控制测定 定时，使得由所述第1电流值测定工序测定与所述第1电流值以及所述第 2电流值不同的第4电流值；和运算工序，运算所述液体中所含的第1成 分量、第2成分量、以及相当于所述生物传感器的温度的值，其中，该运 算工序包含：第1运算工序，利用分别施加所述第1电压以及所述第2 电压时所产生的所述第1电流值、所述第2电流值以及所述第4电流值的 组，来运算所述液体中所含的第1成分量、第2成分量以及相当于所述生 物传感器的温度的第1温度相当值；第2运算工序，利用分别施加所述第 1电压、所述第2电压以及所述第3电压时所产生的所述第1电流值、所 述第2电流值以及所述第3电流值的组，来运算所述液体中所含的第1 成分量、第2成分量以及相当于所述生物传感器的温度的第2温度相当值； 和重新运算工序，基于由所述第1运算工序运算出的第1成分量以及由所 述第2运算工序运算出的第1成分量来重新运算第1成分量，基于由所述 第1运算工序运算出的第2成分量以及由所述第2运算工序运算出的第2 成分量来重新运算第2成分量，基于由所述温度检测工序检测出的温度、 所述第1温度相当值和所述第2温度相当值来重新运算所述生物传感器的 温度。

本发明的第12形态所涉及的液体试样测定方法为上述第9或者第10 形态的液体试样测定方法，其特征在于，向所述第1电极对施加第1电压 时，测定所述第3电流值。

本发明的第13形态所涉及的液体试样测定方法为上述第9或者第10 形态的液体试样测定方法，其特征在于，在向所述第2电极对施加第2 电压之后，测定所述第3电流值。

本发明的第14形态所涉及的液体试样测定方法为上述第9或者第10 形态的液体试样测定方法，其特征在于，存储有按照已知量的第1成分量 及第2成分量的每一液体以及每一温度记录了所述第1电流值、所述第2 电流值以及所述第3电流值的记录数据，比较所述记录数据、和包含测定 出的所述第1电流值、测定出的所述第2电流值以及测定出的所述第3 电流值的测定数据，将获得最近似该测定数据的记录数据的液体的第1 成分量运算为导入至所述生物传感器的液体的第1成分量。

本发明的第15形态所涉及的液体试样测定方法为上述第11形态的液 体试样测定方法，其特征在于，存储有按照已知的第1成分量及第2成分 量的每一液体以及每一温度记录了所述第1电流值、所述第2电流值以及 所述第4电流值的第1记录数据，在所述第1运算工序中，比较所述第1 记录数据、和包含测定出的所述第1电流值、测定出的所述第2电流值以 及测定出的所述第4电流值的测定数据，将获得最近似该测定数据的记录 数据的液体的第1成分量、第2成分量以及所述生物传感器的温度运算为 导入至所述生物传感器的液体的第1成分量、第2成分量以及所述第1 温度相当值，存储有按照已知的第1成分量及第2成分量的每一液体以及 每一温度记录了所述第1电流值、所述第2电流值以及所述第3电流值的 第2记录数据，在所述第2运算工序中，比较所述第2记录数据、和包含 测定出的所述第1电流值、测定出的所述第2电流值以及测定出的所述第 3电流值的测定数据，将获得最近似该测定数据的记录数据的液体的第1 成分量、第2成分量以及所述生物传感器的温度运算为导入至所述生物传 感器的液体的第1成分量、第2成分量以及所述第2温度相当值。

本发明的第16形态所涉及的生物传感器，通过导入液体而由氧化还 原酶使该液体中所含的液体成分进行氧化还原，其特征在于，所述生物传 感器具有：第1电极对，其第1作用极以及第1反电极与所述氧化还原酶 以及介体接触；第2电极对，其包含与所述氧化还原酶以及介体不接触的 第2作用极、和与所述氧化还原酶以及介体接触而与所述第1电极对的第 1作用极不接触的第2反电极；和第3电极对，其具有配设在与所述氧化 还原酶以及介体不接触的位置的第3作用极以及第3反电极，该第3作用 极作为所述第2电极对中的第2作用极来施加电压。

本发明的第17形态所涉及的液体试样测定装置，利用通过导入液体 而由氧化还原酶使该液体中所含的成分进行氧化还原的生物传感器来测 定成分量，其特征在于，所述液体试样测定装置具备：

第1电流值测定单元，其将向构成所述生物传感器的第1电极对施加 第1电压时通过所述氧化还原所产生的氧化还原电流检测为第1电流值；

第2电流值测定单元，其将向构成所述生物传感器的第2电极对施加 第2电压时所产生的电流检测为第2电流值；

第3电流值测定单元，其将向构成所述生物传感器的第3电极对施加 第3电压时所产生的电流检测为第3电流值；

控制单元，其控制所述第1电压、所述第2电压以及所述第3电压的 各自的电压值以及施加期间，在向所述第1电极对施加所述第1电压的过 程中，向所述第2电极对施加所述第2电压，向所述第3电极对施加所述 第3电压，并且分别控制对所述第1电流值、所述第2电流值以及所述第 3电流值进行测定的测定定时；和

运算单元，其利用分别施加所述第1电压、所述第2电压以及所述第 3电压时所产生的所述第1电流值、所述第2电流值以及所述第3电流值 的组，来运算所述液体中所含的第1成分量、第2成分量以及相当于所述 生物传感器的温度的值。

本发明的第18形态所涉及的液体试样测定装置为上述第17形态的液 体试样测定装置，其特征在于，

还具备：温度检测单元，其对周围的温度进行检测，

在向所述第1电极对施加所述第1电压的过程中，所述第1电流测定 单元还检测第4电流值，

所述控制单元还控制测定定时，使得在与所述第1电流值以及所述第 2电流值不同的定时测定所述第4电流值，

所述运算单元具备：

第1运算单元，其利用分别施加所述第1电压以及所述第2电压时所 产生的所述第1电流值、所述第2电流值以及所述第4电流值的组，来运 算所述液体中所含的第1成分量、第2成分量以及相当于所述生物传感器 的温度的第1温度相当值；和

第2运算单元，其利用分别施加所述第1电压、所述第2电压以及所 述第3电压时所产生的所述第1电流值、所述第2电流值以及所述第3 电流值的组，来运算所述液体中所含的第1成分量、第2成分量以及相当 于所述生物传感器的温度的第2温度相当值，

并且，所述运算单元基于由所述第1运算单元运算出的第1成分量以 及由所述第2运算单元运算出的第1成分量来重新运算第1成分量，基于 由所述第1运算单元运算出的第2成分量以及由所述第2运算单元运算出 的第2成分量来重新运算第2成分量，基于由所述温度检测单元检测出的 温度、所述第1温度相当值和所述第2温度相当值来重新运算所述生物传 感器的温度。

本发明的第19形态所涉及的液体试样测定装置为上述第17或者18 形态的液体试样测定装置，其特征在于，

所述控制单元进行控制，使得：在由所述第1电流值测定单元向所述 第1电极对施加第1电压时，由所述第3电流值测定单元向所述第3电极 对施加所述第3电压来测定所述第3电流值。

本发明的第20形态所涉及的液体试样测定装置为上述第17～19任一 个形态的液体试样测定装置，其特征在于，

所述控制单元进行控制，使得：在由所述第2电流值测定单元向所述 第2电极对施加第2电压之后，由所述第3电流值测定单元向所述第3 电极对施加所述第3电压来测定所述第3电流值。

本发明的第21形态所涉及的液体试样测定装置为上述第17～20任一 个形态的液体试样测定装置，其特征在于，

具备：存储单元，其存储有按照具有已知量的第1成分及第2成分的 每一液体以及每一温度记录了关于所述液体的第1电流值、第2电流值以 及第3电流值的记录数据，

所述运算单元比较所述记录数据、和包含测定出的所述第1电流值、 测定出的所述第2电流值以及测定出的所述第3电流值的测定数据，将获 得最近似该测定数据的记录数据的液体的第1成分量运算为导入至所述 生物传感器的液体的第1成分量。

本发明的第22形态所涉及的液体试样测定装置为上述第18～21任一 个形态的液体试样测定装置，其特征在于，

具备：第1存储单元，其存储有按照具有已知量的第1成分及第2 成分的每一液体以及每一温度记录了关于所述液体的第1电流值、第2 电流值以及第4电流值的记录数据，

所述第1运算单元比较所述记录数据、和包含测定出的所述第1电流 值、测定出的所述第2电流值以及测定出的所述第4电流值的测定数据， 将获得最近似该测定数据的记录数据的液体的第1成分量、第2成分量以 及所述生物传感器的温度运算为导入至所述生物传感器的液体的第1成 分量、第2成分量以及所述第1温度相当值，

具备：第2存储单元，其存储有按照具有已知量的第1成分及第2 成分的每一液体以及每一温度记录了关于所述液体的第1电流值、第2 电流值以及第3电流值的记录数据，

所述第2运算单元比较所述记录数据、和包含测定出的所述第1电流 值、测定出的所述第2电流值以及测定出的所述第3电流值的测定数据， 将获得最近似该测定数据的记录数据的液体的第1成分量、第2成分量以 及所述生物传感器的温度运算为导入至所述生物传感器的液体的第1成 分量、第2成分量以及所述第2温度相当值。

本发明的第23形态所涉及的液体试样测定装置为上述第17～22任一 个形态的液体试样测定装置，其特征在于，

所述第3电极对由与所述氧化还原酶以及介体不接触的第1电极、和 所述第2电流值测定单元中的第2电极对之中与所述氧化还原酶以及介体 不接触的电极来构成。

本发明的第24形态所涉及的液体试样测定装置为上述第17～23任一 个形态的液体试样测定装置，其特征在于，

所述第3电流值测定单元在与所述第3电流值不同的定时，还将向构 成所述生物传感器的第3电极对施加第4电压时所产生的电流检测为第4 电流值，

所述运算单元除了利用所述第1电流值、所述第2电流值以及所述第 3电流值之外还利用所述第4电流值，来运算所述液体中所含的第1成分 量、第2成分量以及相当于所述生物传感器的温度的值。

本发明的第25形态所涉及的液体试样测定装置为上述第17～24任一 个形态的液体试样测定装置，其特征在于，

所述第3电流值测定单元在与所述第2电流值以及所述第3电流值不 同的定时，还将向构成所述生物传感器的第3电极对施加第5电压时所产 生的电流检测为第5电流值，

所述运算单元除了利用所述第1电流值、所述第2电流值以及所述第 3电流值之外还利用所述第5电流值，来运算所述液体中所含的第1成分 量、第2成分量以及相当于所述生物传感器的温度的值。

本发明的第26形态所涉及的液体试样测定方法，利用通过导入液体 而由氧化还原酶使该液体中所含的成分进行氧化还原的生物传感器来测 定成分量，其特征在于，所述液体试样测定方法包含：

第1电流值测定工序，将向构成所述生物传感器的第1电极对施加第 1电压时通过所述氧化还原所产生的氧化还原电流检测为第1电流值；

第2电流值测定工序，在向所述第1电极对施加所述第1电压的过程 中，将向构成所述生物传感器的第2电极对施加第2电压时所产生的电流 检测为第2电流值；

第3电流值测定工序，在向所述第1电极对施加所述第1电压的过程 中，将向构成所述生物传感器的第3电极对施加第3电压时所产生的电流 检测为第3电流值；和

运算工序，利用分别施加所述第1电压、所述第2电压以及所述第3 电压时所产生的所述第1电流值、所述第2电流值以及所述第3电流值的 组，来运算所述液体中所含的第1成分量、第2成分量以及相当于所述生 物传感器的温度的值。

本发明的第27形态所涉及的液体试样测定方法为上述第26形态的液 体试样测定方法，其特征在于，

还包含：温度检测工序，对周围的温度进行检测，

所述运算工序包含：

第1运算工序，利用分别施加所述第1电压以及所述第2电压时所产 生的所述第1电流值、所述第2电流值以及所述第4电流值的组，来运算 所述液体中所含的第1成分量、第2成分量以及相当于所述生物传感器的 温度的第1温度相当值；

第2运算工序，利用分别施加所述第1电压、所述第2电压以及所述 第3电压时所产生的所述第1电流值、所述第2电流值以及所述第3电流 值的组，来运算所述液体中所含的第1成分量、第2成分量以及相当于所 述生物传感器的温度的第2温度相当值；和

重新运算工序，基于由所述第1运算工序运算出的第1成分量以及由 所述第2运算工序运算出的第1成分量来重新运算第1成分量，基于由所 述第1运算工序运算出的第2成分量以及由所述第2运算工序运算出的第 2成分量来重新运算第2成分量，基于由所述温度检测工序检测出的温度、 所述第1温度相当值和所述第2温度相当值来重新运算所述生物传感器的 温度。

本发明的第28形态所涉及的液体试样测定方法为上述第26或者27 形态的液体试样测定方法，其中，

所述第3电流值测定工序包含如下工序：在向所述第1电极对施加第 1电压时，测定所述第3电流值。

本发明的第29形态所涉及的液体试样测定方法为上述第26～28任一 个形态的液体试样测定方法，其中，

所述第3电流值测定工序包含如下工序：在向所述第2电极对施加第 2电压之后，测定所述第3电流值。

本发明的第30形态所涉及的液体试样测定方法为上述第26～29任一 个形态的液体试样测定方法，其特征在于，

在所述运算工序中，

比较按照具有已知量的第1成分及第2成分的每一液体以及每一温度 记录了关于所述液体的第1电流值、第2电流值以及第3电流值的记录数 据、和包含测定出的所述第1电流值、测定出的所述第2电流值以及测定 出的所述第3电流值的测定数据，将获得最近似该测定数据的记录数据的 液体的第1成分量运算为导入至所述生物传感器的液体的第1成分量。

本发明的第31形态所涉及的液体试样测定方法为上述第27～30任一 个形态的液体试样测定方法，其中，

所述运算工序包含如下工序：

比较按照具有已知量的第1成分及第2成分的每一液体以及每一温度 记录了关于所述液体的第1电流值、第2电流值以及第4电流值的第1 记录数据、和包含测定出的所述第1电流值、测定出的所述第2电流值以 及测定出的所述第4电流值的测定数据，将获得最近似该测定数据的记录 数据的液体的第1成分量、第2成分量以及所述生物传感器的温度运算为 导入至所述生物传感器的液体的第1成分量、第2成分量以及所述第1 温度相当值，并且，

比较按照具有已知量的第1成分及第2成分的每一液体以及每一温度 记录了关于所述液体的第1电流值、第2电流值以及第3电流值的第2 记录数据、和包含测定出的所述第1电流值、测定出的所述第2电流值以 及测定出的所述第3电流值的测定数据，将获得最近似该测定数据的记录 数据的液体的第1成分量、第2成分量以及所述生物传感器的温度运算为 导入至所述生物传感器的液体的第1成分量、第2成分量以及所述第2 温度相当值。

本发明的第32形态所涉及的液体试样测定方法为上述第26～31任一 个形态的液体试样测定方法，其中，

还包含：第4电流测定工序，在与所述第3电流值不同的定时，将向 构成所述生物传感器的第3电极对施加第4电压时所产生的电流检测为第 4电流值，

在所述运算工序中，除了利用所述第1电流值、所述第2电流值以及 所述第3电流值之外还利用所述第4电流值，来运算所述液体中所含的第 1成分量、第2成分量以及相当于所述生物传感器的温度的值。

本发明的第33形态所涉及的液体试样测定方法为上述第26～32任一 个形态的液体试样测定方法，其中，

还包含：第5电流测定工序，在与所述第2电流值以及所述第3电流 值不同的定时，将向构成所述生物传感器的第3电极对施加第5电压时所 产生的电流检测为第5电流值，

在所述运算工序中，除了利用所述第1电流值、所述第2电流值以及 所述第3电流值之外还利用所述第5电流值，来运算所述液体中所含的第 1成分量、第2成分量以及相当于所述生物传感器的温度的值。

发明效果

根据本发明，通过控制生物传感器中的电压施加，从而能够以高精度 来测定液体的成分量。

附图说明

图1是作为本发明的实施方式来表示的生物传感器的分解立体图。

图2是作为本发明的实施方式来表示的生物传感器的剖视图。

图3是作为本发明的实施方式来表示的生物传感器中的血液成分计 测层的俯视图。

图4是示出作为本发明的实施方式来表示的测定装置的构成的框图。

图5是表示相对于已知的葡萄糖浓度以及血球量的第1响应值以及第 2响应值的图。

图6是表示第1响应值和第2响应值的关系的图。

图7是示出表示第1响应值、第2响应值和第3响应值的关系的换算 矩阵的图。

图8是示出作为本发明的实施方式来表示的液体试样测定装置的电 压施加图案中的电压值的时间变化的图。

图9是示出作为本发明的实施方式来表示的液体试样测定装置的电 压施加图案中的电极、施加电压、施加定时和施加时间的图。

图10是示出表示第1响应值、第2响应值和第3响应值的关系的换 算矩阵的图，图10(a)是将第1电压设为350mV的情况，图10(b)是 将第1电压设为500mV的情况。

图11是表示作为比较例的电压施加图案中的电压值的时间变化的 图。

图12是表示作为比较例的电压施加图案中的电极、施加电压、施加 定时和施加时间的图。

图13是表示作为比较例的第1响应值、第2响应值和第3响应值的 关系的图。

图14是示出作为本发明的实施方式来表示的液体试样测定装置的电 压施加图案中的电压值的时间变化的图。

图15是示出作为本发明的实施方式来表示的液体试样测定装置的电 压施加图案中的电极、施加电压、施加定时和施加时间的图。

图16是表示依赖于第3响应值的多个换算矩阵的图。

图17是表示对第3响应值的依赖低的多个换算矩阵的图。

图18是示出作为本发明的实施方式来表示的液体试样测定装置的电 压施加图案中的电压值的时间变化的图。

图19是示出在作为本发明的实施方式来表示的液体试样测定装置中 如图18那样施加电压的情况下所获得的多个换算矩阵的图。

图20是示出作为本发明的实施方式来表示的液体试样测定装置的电 压施加图案中的电压值的时间变化的图。

图21是示出在作为本发明的实施方式来表示的液体试样测定装置中 如图20那样施加电压的情况下所获得的多个换算矩阵的图。

图22是示出作为本发明的实施方式来表示的液体试样测定装置的电 压施加图案中的电压值的时间变化的图。

图23是示出在作为本发明的实施方式来表示的液体试样测定装置中 如图22那样施加电压的情况下所获得的多个换算矩阵的图。

图24是表示作为比较例的电压施加图案中的电压值的时间变化的 图。

图25是表示如图24那样施加电压的情况下所获得的多个换算矩阵的 图。

图26是表示作为比较例的电压施加图案中的电压值的时间变化的 图。

图27是表示如图26那样施加电压的情况下所获得的多个换算矩阵的 图。

图28是示出作为本发明的实施方式来表示的液体试样测定装置的电 压施加图案中的电压值的时间变化的图。

图29是示出作为本发明的实施方式来表示的液体试样测定装置的电 压施加图案中的电极、施加电压、施加定时和施加时间的图。

图30是示出在作为本发明的实施方式来表示的液体试样测定装置中 如图28以及图29那样施加电压的情况下所获得的多个换算矩阵的图。

图31是示出作为本发明的实施方式来表示的液体试样测定装置的电 压施加图案中的电压值的时间变化的图。

图32是示出作为本发明的实施方式来表示的液体试样测定装置的电 压施加图案中的电极、施加电压、施加定时和施加时间的图。

图33是示出在作为本发明的实施方式来表示的液体试样测定装置中 如图31以及图32那样施加电压的情况下所获得的多个换算矩阵的图。

图34是表示作为比较例的电压施加图案中的电压值的时间变化的 图。

图35是表示作为比较例的电压施加图案中的电极、施加电压、施加 定时和施加时间的图。

图36是表示如图34以及图35那样施加电压的情况下所获得的多个 换算矩阵的图。

图37是表示作为比较例的换算矩阵的图。

图38是示出作为本发明的实施方式来表示的液体试样测定装置的电 压施加图案中的电压值的时间变化的图。

图39是示出作为本发明的实施方式来表示的液体试样测定装置的电 压施加图案中的电压值的时间变化的图。

具体实施方式

以下，参照附图来说明本发明的实施方式。

首先，说明生物传感器1。

作为本发明的实施方式来表示的生物传感器1例如包含图1至图3 所示那样的各部。图1是生物传感器1的分解立体图。图2是生物传感器 1的剖视图。生物传感器1包含血液成分计测层2、试药层3、隔离物层4、 和表面层5。生物传感器1层叠这些各层而成。该生物传感器1以作为血 球成分而测定葡萄糖以及血球的生物传感器为例在下面进行说明，但并不 限定于此。

该生物传感器1可装卸于后述的液体试样测定装置6。生物传感器1 与液体试样测定装置6一起构成了生物传感器系统。生物传感器系统通过 液体试样测定装置6来测定作为被点滴在位于生物传感器1的前端的试样 点滴部41的试样的血液中所含的基质的液体成分量。液体试样测定装置 6将计测出的血液成分量(葡萄糖浓度(第1成分量)以及血球量(第2 成分量))作为计测结果来显示。

为了利用生物传感器1来定量血液中的血液成分量，首先由用户将生 物传感器1的端部插入至液体试样测定装置6。然后，液体试样测定装置 6向后述的生物传感器1的电极施加电压。在该状态下，将血液供给至试 样点滴部41。若点滴了血液，则该血液被吸引至生物传感器1的内部。 由于该血液，试药层3被溶解。液体试样测定装置6探测在生物传感器1 的电极间所产生的电气变化，来进行血液成分量的计测。

在本实施方式中，生物传感器1测定作为试样液的人体的血液中所含 的特定的血液成分量。该特定的血液成分量包含葡萄糖浓度。另外，在以 下的说明中，关于人体的血液中所含的葡萄糖浓度的测定进行公开。但是， 本实施方式中的生物传感器系统也能够通过选择适当的酶来测定乳酸、胆 固醇等其他的成分。

血液成分计测层2构成为在由聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET： polyethyleneterephthalate)、聚碳酸酯(PC：polycarbonate)、聚酰亚胺(PI： polyimide)、聚乙烯(PE：polyethylene)、聚丙烯(PP：polypropylene)、 聚苯乙烯(PS：polystyrene)、聚氯乙烯(PVC：polyvinylchloride)、聚 甲醛(POM：polyoxymethylene)、单体浇铸尼龙(MC：monomercastnylon)、 聚对苯二甲酸丁二醇酯(PBT：polybutyleneterephthalate)、甲基丙烯酸系 树脂(PMMA)、ABS树脂(ABS)、玻璃等构成的绝缘性的基板20上形 成有导电性层。该导电性层例如由金、铂、钯等的贵金属、碳等的导电性 物质构成。该导电性层例如通过丝网印刷法、溅射蒸渡法来形成。该导电 性层形成在基板的整个面或者至少一部分即可。该导电性层在防止杂质的 附着以及防止氧化等的目的下也可以被高分子材料覆盖。所述导电性层的 表面的覆盖例如通过调制高分子材料的溶液，将其滴落或涂覆在所述导电 性层表面，粘接进行干燥，由此来实施。干燥例如有自然干燥、风干、热 风干燥、加热干燥等。

此外，绝缘性的基板20的大小并不特别限制，例如全长为5～100mm、 宽度为2～50mm、厚度为0.05～2mm，优选全长为7～50mm、宽度为3～ 20mm、厚度为0.1～1mm，更优选全长为10～30mm、宽度为3～10mm、 厚度为0.1～0.6mm。

此外，隔离物层4的材质并不特别限制，例如能够使用与基板20同 样的材料。此外，隔离物层4的大小并不特别限制，例如全长为5～100mm、 宽度为2～50mm、厚度为0.01～1mm，优选全长为7～50mm、宽度为3～ 20mm、厚度为0.05～0.5mm，更优选全长为10～30mm、宽度为3～10mm、 厚度为0.05～0.25mm。在隔离物层4形成有成为用于导入血液的试样点 滴部41的I字形状的缺口部。

表面层5为在中央部设有通气孔51的绝缘性的基板。表面层5将具 有作为缺口部的试样点滴部41的隔离物层4夹在与血液成分计测层2之 间，从而与血液成分计测层2配置为一体。为了配置为一体，也可以利用 粘接剂来粘贴或者热封表面层5、隔离物层4以及血液成分计测层2。作 为上述粘接剂，例如能够使用环氧系粘接剂、丙烯酸系粘接剂、聚氨酯系 粘接剂、或热固化性粘接剂(热熔性粘接剂等)、UV固化性粘接剂等。

表面层5的材质并不特别限制，例如能够使用与基板20同样的材料。 更优选表面层5的相当于试样点滴部41的顶部的部分进行亲水性处理。 作为亲水性处理，例如有涂覆表面活性剂的方法、通过等离子处理等向表 面层5的表面导入羟基、羰基、羧基等的亲水性官能团的方法。表面层5 的大小并不特别限制，例如全长为5～100mm、宽度为3～50mm、厚度 为0.01～0.5mm，优选全长为10～50mm、宽度为3～20mm、厚度为0.05～ 0.25mm，更优选全长为15～30mm、宽度为5～10mm、厚度为0.05～ 0.1mm。优选在表面层5形成有通气孔51，形状例如为圆形、椭圆形、 多角形等，其大小例如最大直径为0.01～10mm，优选最大直径为0.05～ 5mm，更优选最大直径为0.1～2mm。

如图3所示，血液成分计测层2通过在基板20上的导电性层设置多 个缝隙，由此来形成各种电极。图3是生物传感器1中的血液成分计测层 2的俯视图。在血液成分计测层2形成有由第1作用极21(C)以及第1 反电极22(E)构成的第1电极对。第1作用极21以及第1反电极22被 配置在与后述的试药层3的氧化还原酶以及介体接触的位置。血液成分计 测层2形成有由第2作用极23(A)以及第2反电极24(G)构成的第2 电极对。第2作用极23被配置在与后述的试药层3的氧化还原酶以及介 体不接触的位置。第2反电极24被配设在与后述的试药层3的氧化还原 酶以及介体接触而与第1作用极21不接触的位置。进而，血液成分计测 层2形成有用于探测血液的导入的探测电极25。这些第1作用极21、第 1反电极22、第2作用极23、第2反电极24、以及探测电极25，在生物 传感器1被插入至液体试样测定装置6的状态下，与液体试样测定装置6 电连接。

在测定依赖于葡萄糖浓度的程度高的第1电流值的情况下，将第1 作用极21作为正极，将第1反电极22作为负极，在第1作用极21与第 1反电极22之间施加电压(第1电压)。

在计测依赖于血球量的程度高的第2电流值的情况下，将第2作用极 23作为正极，将第2反电极24作为负极，在第2作用极23与第2反电 极24之间以脉冲状施加电压(第2电压)。该脉冲状包含矩形波、三角波 等的形态。另外，关于这些电压施加的详细内容将在后面叙述。

在第1作用极21与第2反电极24之间设有未形成导电性层的非干扰 部26。非干扰部26将第1作用极21和第2反电极24分离开。由此，非 干扰部26抑制在计测第2电流值时第2反电极24所产生的介体流入第1 作用极21。

进而，在血液成分计测层2形成有第3电极对。该第3电极对在本实 施方式中由第2作用极23(A、第3作用极)和第3反电极27(F、第3 反电极)构成。在测定依赖于生物传感器1的温度的程度高的第3电流值 的情况下，将第2作用极23作为正极，将第3反电极27作为负极，在第 2作用极23与第3反电极27之间施加电压(第3电压)。另外，第3反 电极27并不限于生物传感器1中的血液导入侧(图3中的左侧)，也可以 为探测电极25侧(其中，除了配置有试药层3的部分之外。图3中的右 侧)。

另外，在血液成分计测层2，也可以通过电极来形成用于由液体试样 测定装置6识别生物传感器1的识别部。该识别部例如具有识别生物传感 器1的类别、每制造批次的输出特性的差异。该识别部例如被形成在生物 传感器1的端部侧，可以由液体试样测定装置6来读取。

如图1所示，隔离物层4被配置为覆盖血液成分计测层2的基板20 上的各电极21～24、26、27。隔离物层4为形成有设于前缘部中央的长 方形的试样点滴部41的基板42。由试样点滴部41来形成图3的试样供 给路径10。若向试样点滴部41点滴血液，则血液根据毛细管现象而在图 1～3中的右方向上朝向表面层5的通气孔51被吸引。由此，在第1作用 极21、第1反电极22、以及第2反电极24中被导入血液。

如图1所示，试药层3被配置在血液成分计测层2与隔离物层4之间。 试药层3通过涂覆含有酶、介体(电子受体)、氨基酸以及糖醇等的试药 来形成。试药层3与从隔离物层4的试样点滴部41露出的第1作用极21、 第1反电极22接触。此外，试药层3作为任意成分，有选择地包含高分 子材料、酶稳定剂、结晶均质剂等。在所述血液成分计测层2以及试药层 3之上，保留一个端部且隔着隔离物层4而配置有表面层5。

作为试药层3的氧化还原酶，能够使用葡萄糖氧化酶(glucose oxidase)、乳酸氧化酶(1actateoxidase)、胆固醇氧化酶(cholesteroloxidase)、 胆固醇酯酶(cholesterolesterase)、尿酸酶(uricase)、抗坏血酸氧化酶 (ascorbateoxidase)、胆红素氧化酶(bilirubinoxidase)、葡萄糖脱氢酶 (glucosedehydrogenase)、乳酸脱氢酶(lactatedehydrogenase)、乳酸脱 氢酶等。所述氧化还原酶的量例如每一个生物传感器或每一次测定，例如 为0.01～100U，优选为0.05～10U，更优选为0.1～5U。其中，氧化还原 酶优选葡萄糖氧化酶以及葡萄糖脱氢酶。

作为试药层3的介体(电子受体)，优选铁氰化物，更优选铁氰化钾。 作为其他的介体，除了铁氰化钾以外，也可以使用p-苯醌及其衍生物、 吩嗪硫酸甲酯(phenazinemethosulfate)、亚甲基蓝(methyleneblue)、二 茂铁(ferrocene)及其衍生物等。

本实施方式的生物传感器1为了测定例如人体的血液中的葡萄糖浓 度(血液成分)，作为被试药层3携带的氧化还原酶而使用葡糖氧化酶， 作为介体而使用铁氰化钾。

若在试样供给路径10导入了血液，则该试药层3的氧化还原酶和介 体被作为试样液的血液溶解。于是，与血液中的基质即葡萄糖之间进行酶 反应，介体被还原，从而生成亚铁氰化物(在本实施方式的情况下为亚铁 氰化钾)。该反应结束后，以电化学的方式使该被还原的介体氧化，根据 此时获得的电流来测定依赖于血液中的葡萄糖浓度的程度高的响应值(第 1响应值(mV))。

另外，在本发明中，血球意味着血液中所含的红血球、白血球、血小 板及其组合，但优选意味着红血球。此外，在本发明中，血球量例如意味 着血液中的红血球的比例(容积比)，优选意味着血球容积(Hct)值。

接下来，说明液体试样测定装置6的构成。

液体试样测定装置6利用通过导入血液而由氧化还原酶使该血液中 所含的血液成分进行氧化还原的生物传感器1来进行计测。液体试样测定 装置6测定作为血液成分量的葡萄糖浓度以及血球量，测定相当于生物传 感器1的温度的值即温度相当值。

如图4所示，液体试样测定装置6在生物传感器1被插入至液体试样 测定装置6的状态下，与设于生物传感器1的端部的电极A～F连接。电 极C对应于第1作用极21，电极E对应于第1反电极22，电极A对应于 第2作用极23，电极G对应于第2反电极24，电极D对应于探测电极 25，电极F对应于第3反电极27。

液体试样测定装置6包含多个连接器61～66以及开关67～71、电流 /电压变换电路72、A/D变换电路73、CPU74、LCD75、以及数据存储部 76(存储单元)。此外，液体试样测定装置6包含测定装置内温度的温度 测定部81、82(温度检测单元)以及用于控制该温度测定部81、82的开 关83、84。另外，与成为负极的第1反电极22、第2反电极24连接的连 接器62、64以及开关67、68被接地。

温度测定部81、温度测定部82分别测定作为被导入的血液的周围温 度的液体试样测定装置6内的温度。温度测定部81、82期望测定例如与 被插入至液体试样测定装置6的生物传感器1接近的位置的温度。由温度 测定部81、82测定出的温度测定值被供给至CPU74。CPU74比较两个温 度测定结果。在温度的差分未处于给定的阈值内的情况下，判定为温度测 定部81、82的任一者发生故障。由此，准确且容易地进行液体试样测定 装置6的故障探测。此外，避免不规则的温度测定所引起的测定误差。另 外，温度测定定时也可以为由探测电极25刚探测到血液的导入之后、导 入至生物传感器1的血液的温度稳定时。

该液体试样测定装置6也可以不具备温度测定部81、82。该液体试 样测定装置6仅在除了后述的温度相当值之外还利用测定出的温度的情 况下，具备温度测定部81、82即可。

各连接器61～66分别与生物传感器1的电极A、C～G连接。各开 关67～71分别与连接器62～66连接。开关67～71由CPU74来控制其接 通断开状态。在测定第1电流值的情况下，为了在与第1作用极21连接 的电极C和与第1反电极22连接的电极E之间施加电压，开关67被设 为接通状态。在测定第2电流值的情况下，为了在与第2作用极23连接 的电极A和与第2反电极24连接的电极G之间施加电压，开关68、69 被设为接通状态。另外，第1作用极21与第1反电极22之间所施加的电 压、第2作用极23与第2反电极24之间所施加的电压能够变化。在检测 血液的导入的情况下，为了向与探测电极25连接的电极D施加电压，开 关70被设为接通状态。在测定第3电流值的情况下，为了在与第2作用 极23连接的电极A和与第3反电极27连接的电极F之间施加电压，开 关68、71被设为接通状态。

电流/电压变换电路72与连接器61～66以及温度测定部81、82连接。 电流/电压变换电路72被供给在第1作用极21、第2作用极23与其他的 电极之间流动的电流。此外，电流/电压变换电路72被供给与由温度测定 部81、82测定出的周围温度相应的电流。电流/电压变换电路72将被供 给的电流变换为电压。被变换后的电压值供给至A/D变换电路73。

A/D变换电路73由电流/电压变换电路72供给电压值。A/D变换电 路73将被供给的电压值变换为脉冲状的数字数据后输出至CPU74。

CPU74控制液体试样测定装置6中包含的各部。CPU74在测定葡萄 糖浓度、血球量以及温度相当值时，进行使各开关67～71接通或者断开 的控制。此外，CPU74控制向各电极对施加的电压值(控制单元)。详细 而言，CPU74控制第1电压、第2电压、第3电压各自的电压值以及施 加期间。进而，CPU74分别控制对第1电流值、第2电流值以及第3电 流值进行测定的测定定时。

此外，CPU74基于来自A/D变换电路73的数字数据来算出相当于第 1电流值的第1响应值(mV)、相当于第2电流值的第2响应值(mV)、 以及相当于第3电流值的第3响应值(mV)。CPU74将算出的第1响应 值、第2响应值以及第3响应值换算为葡萄糖浓度、血球量、生物传感器 1的温度相当值。此时，CPU74基于葡萄糖浓度、血球量、生物传感器1 的温度针对已知的血液所获得的第1响应值、第2响应值以及第3响应值， 来获得葡萄糖浓度、血球量、生物传感器1的温度相当值。另外，根据该 第1响应值、第2响应值以及第3响应值来获得葡萄糖浓度、血球量、生 物传感器1的温度相当值的处理将在后面叙述。

LCD75为显示由CPU74算出的测定值的LCD(液晶显示器：输出部)。

数据存储部76存储了可由CPU7参照的数据。数据存储部76存储了 用于由CPU74运算葡萄糖浓度的记录数据。关于该记录数据，按照已知 的葡萄糖浓度、血球量值的每一血液以及每一温度来测定第1电流值、第 2电流值以及第3电流值，构成为包含相当于该各电流值的第1响应值、 第2响应值、第3响应值。

接下来，说明上述的液体试样测定装置6所进行的基本动作。

该液体试样测定装置6在计测葡萄糖浓度、血球量以及生物传感器1 的温度相当值的情况下，首先由探测电极25来探测血液的导入。

液体试样测定装置6在获得第1电流值并测定第1响应值时，通过 CPU74使开关67变为接通，使得在第1作用极21与第1反电极22(第 1电极对)之间施加电压(第1电压)。在该状态下，CPU74检测通过氧 化还原所产生的氧化还原电流(第1响应值)(第1电流值测定单元)。另 外，关于该第1响应值的换算处理将在后面叙述。

液体试样测定装置6在获得第2电流值并测定第2响应值时，通过 CPU74使开关68、69变为接通，使得在第2作用极23与第2反电极24 (第2电极对)之间施加电压(第2电压)。在该状态下，CPU74检测向 第2作用极23与第2反电极24施加电压时所产生的第2电流值(第2 电流值测定单元)。

液体试样测定装置6在获得第3电流值并测定第3响应值的情况下， 在作为第3电极对的第2作用极23与第3反电极27之间施加电压，获得 第3电流值(第3电流值测定单元)。

CPU74基于测定出的第1响应值、第2响应值以及第3响应值来运 算测定出的第1成分量、第2成分量、生物传感器1的温度相当值(运算 单元)。此时，CPU74参照记录数据。CPU74比较数据存储部76中存储 的包含第1响应值、第2响应值以及第3响应值的多个记录数据、和包含 测定出的第1响应值、第2响应值以及第3响应值的测定数据。CPU74 将获得最近似测定数据的记录数据的血液的第1成分量运算为导入至生 物传感器1的血液的第1成分量(葡萄糖浓度)。同样地，CPU74将获得 最近似测定数据的记录数据的血液的第2成分量运算为导入至生物传感 器1的血液的第2成分量(血球量)。CPU74将获得最近似测定数据的记 录数据时的生物传感器1的温度相当值运算为测定时的生物传感器1的温 度相当值。

接下来，在上述这样的液体试样测定装置6中，针对第1响应值、第 2响应值、第3响应值来说明获得第1成分量、第2成分量、生物传感器 1的温度相当值的动作。

在该液体试样测定装置6中，预测被供给至CPU74的液体试样测定 装置6的第1响应值例如图5所示。例如，在葡萄糖浓度为100mg/dl、 血球量(Hct)为25％的情况下(图5中为“Hct25”)，CPU74预测作为 电流值的第1响应值而获得120，作为电流值的第2响应值而获得1250。 这种第1响应值以及第2响应值的预测值，能够通过预先准备对葡萄糖浓 度以及血球量进行了调整的血液，由生物传感器1以及液体试样测定装置 6进行计测，由此来获得。

若对图5所示的从已知的葡萄糖浓度以及血球量的血液获得的第1 响应值以及第2响应值进行绘制，描绘通过该绘制的点的线，则能够作成 图6所示那样的换算矩阵。根据该换算矩阵可知，如果是同一葡萄糖浓度 但血球量不同的血液，则第1响应值变动。

在该换算矩阵中，在相连根据已知的相同葡萄糖浓度获得的点的线上 被绘制的第1响应值以及第2响应值，能够换算为该已知的葡萄糖浓度、 血球量。因此，能够利用换算矩阵，根据从未知的血液获得的第1响应值 以及第2响应值来获得葡萄糖浓度以及血球量。例如，在获得了图6中的 白圈所示的第1响应值以及第2响应值的情况下，选取换算矩阵中的葡萄 糖浓度100mg/dl和200mg/dl下的各自的第1响应值之间的比(A∶B)。 根据该比来换算，在获得了图6中的白圈所示的第1响应值以及第2响应 值的血液中，能够获得138mg/dl这样的葡萄糖浓度。同样地，选取换算 矩阵中的血球量(Hct)25％和65％下的各自的第2响应值之间的比，能 够获得在获得了图6中的白圈所示的第1响应值以及第2响应值的血液中 的未知的血球量。

如此，通过准备换算矩阵，从而能够根据第1响应值以及第2响应值 来换算葡萄糖浓度以及血球量。进而，能够如后所述在该换算矩阵中包含 第3响应值。由此，如果利用液体试样测定装置6从血液获得第1响应值、 第2响应值以及第3响应值，则能够获得该血液的葡萄糖浓度、血球量、 以及生物传感器1的温度相当值。

接下来，说明通过上述的液体试样测定装置6来求出所述血液的葡萄 糖浓度、血球量以及生物传感器1的温度相当值的处理。

如上所述，液体试样测定装置6从血液测定第1响应值、第2响应值 以及第3响应值。该第1响应值、第2响应值和第3响应值的关系例如图 7所示那样。图7按照生物传感器1的每一温度T1、T2、T3(℃)来示 出表示第1响应值(mV)、第2响应值(mV)和第3响应值(mV)的关 系的换算矩阵。

关于图7的换算矩阵，预先在生物传感器1的温度(℃)为已知的状 态下，利用葡萄糖浓度以及血球量为已知的血液，通过液体试样测定装置 6获得第1响应值、第2响应值以及第3响应值，由此来作成。在本实施 方式中，作为一例，T1设为20℃，T2设为25℃，T3设为30℃。

根据图7，即便使生物传感器1的温度变化为T1、T2、T3，多个换 算矩阵相互也不交叉。即，如果能够利用葡萄糖浓度以及血球量为未知的 血液来测定第1响应值、第2响应值以及第3响应值，则能够通过液体试 样测定装置6唯一地获得葡萄糖浓度、血球量以及生物传感器1的温度相 当值。相对于此，若相连构成换算矩阵的各点的面彼此交叉，则无法通过 液体试样测定装置6获得唯一的葡萄糖浓度、血球量以及生物传感器1 的温度相当值。

液体试样测定装置6按照生物传感器1的每一温度T1、T2以及T3 (℃)来保存包含利用图7所述那样的葡萄糖浓度以及血球量为已知的血 液所获得的第1响应值、第2响应值以及第3响应值的记录数据(换算矩 阵)。

为了获得这种换算矩阵，液体试样测定装置6控制向第1作用极21 与第1反电极22之间施加的第1电压以及施加时间。除此之外，液体试 样测定装置6控制向第2作用极23与第2反电极24之间施加的第2电压 以及施加时间。进而，液体试样测定装置6控制向第2作用极23与第3 反电极27之间施加的第3电压以及施加时间。进而，液体试样测定装置 6分别控制对第1响应值、第2响应值、第3响应值进行测定的测定定时。 进行这种控制的单元也称作控制单元。

在测定实际的未知的血液时，与获得如图7那样相互不交叉的换算矩 阵时相同地分别施加第1电压、第2电压以及第3电压，来分别测定第1 响应值、第2响应值以及第3响应值。比较图7的换算矩阵和测定出的第 1响应值、第2响应值、第3响应值，获得包含最接近测定数据的第1响 应值、第2响应值、第3响应值的换算矩阵。由此，液体试样测定装置6 能够将获得该换算矩阵时的葡萄糖浓度、血球量以及生物传感器1的温度 运算为未知的血液的葡萄糖浓度、血球量以及生物传感器1的温度。

例如图8所示，液体试样测定装置6控制第1电压、第2电压以及第 3电压的电压值以及施加时间。若在生物传感器1中导入测定对象的液体 并由探测电极25探测到液体，则液体试样测定装置6开始计测电流。液 体试样测定装置6在计测开始后至计测结束的整个期间内，施加第1电压 V1。此外，液体试样测定装置6脉冲状地历经多次来施加第2电压V2-1、 V2-2、V2-3以及V2-4。进而，液体试样测定装置6在第1次的第2电压 V2-1后且第2次的第2电压V2-2前施加第3电压V3。另外，在总称多 个第2电压的情况下，简单称作“第2电压V2”。

此时，液体试样测定装置6如图9所示那样使电压施加电极、施加电 压、施加时间以及施加定时变化。第1电压V1被施加在第1作用极21 (C)与第1反电极22(E)之间。该第1电压V1约为350mV。

各第2电压V2被施加在第2作用极23(A)与第2反电极24(G) 之间。各第2电压V2约为2500mV。各第2电压V2的施加时间约为0.2 秒。

第3电压V3被施加在第2作用极23(A)与第3反电极27(F)之 间。该第3电压V3约为2000mV。第3电压V3的施加时间为0.2秒。

通过分别施加这种施加电压、施加定时以及施加时间的第1电压V1、 第2电压V2以及第3电压V3，从而液体试样测定装置6关于血液获得 第1响应值、第2响应值以及第3响应值。通过在已知的温度下关于葡萄 糖浓度以及血球量为已知的血液进行获得该第1响应值、第2响应值以及 第3响应值的作业，从而液体试样测定装置6能够获得图7所示那样的换 算矩阵。例如，液体试样测定装置6在葡萄糖浓度以及血球量为未知的血 液被导入至生物传感器1时，如图8以及图9所示那样施加第1电压V1、 第2电压V2、第3电压V3。由此，液体试样测定装置6关于所述未知的 血液能够获得第1响应值、第2响应值以及第3响应值。最终，利用所述 换算矩阵，液体试样测定装置6能够根据关于所述未知的血液的第1响应 值、第2响应值以及第3响应值来唯一地获得葡萄糖换算值、血球量换算 值、生物传感器1的温度相当值。

另外，如图10所示，根据本发明的液体试样测定装置6，即便使第1 电压V1的电压值变化，也能够获得互相不交叉的换算矩阵。图10(a) 表示将第1电压V1设为350mV时的换算矩阵。图10(b)表示将第1 电压V1设为500mV时的换算矩阵。

进而，期望液体试样测定装置6在第3电压V3的施加时间以及第2 电压V2的施加时间也施加第1电压V1。例如，液体试样测定装置6若 以在第3电压V3的施加时间以及第2电压V2的施加时间不施加第1电 压V1的、图11以及图12所示那样的定时以及期间来施加第1电压V1、 第2电压V2以及第3电压V3，则其结果获得了图13所示的换算矩阵。 根据图13所示的换算矩阵，与生物传感器1的各温度T1、T2以及T3对 应的多个换算矩阵交叉。因此，期望液体试样测定装置6在施加第1电压 V1的同时施加第2电压V2、第3电压V3，来分别获得第2响应值以及 第3响应值。

进而，液体试样测定装置6也可以调整向第2作用极23与第3反电 极27之间施加的第3电压V3的施加时间。例如图14所示，液体试样测 定装置6遍及比图8所示的期间长的期间来施加第3电压V3，获得第3 响应值。液体试样测定装置6以例如图15所示那样的定时以及期间来施 加第1电压V1、第2电压V2以及第3电压V3。在施加第3电压V3-1 后的0.2秒之后获得第3响应值时的换算矩阵如图16所示。在施加第3 电压V3-1后的0.5秒之后获得第3响应值时的换算矩阵如图17所示。由 此，液体试样测定装置6在刚施加第3电压V3-1之后便获得第3响应值， 从而能够按照生物传感器1的每一温度来获得第3响应值变化大的变换矩 阵。即，液体试样测定装置6能够获得如图16所示那样分别不交叉的生 物传感器1的温度T1、T2、T3的换算矩阵。

进而，期望液体试样测定装置6在施加第2电压V2之后施加第3电 压V3。例如图18所示，液体试样测定装置6在施加第1次的第2电压 V1-1之后施加第3电压V3。于是，液体试样测定装置6能够获得如图 19所示那样分别不交叉的生物传感器1的温度T1、T2、T3的换算矩阵。

如图20所示，期望液体试样测定装置6在施加第2次的第2电压V2-2 之后施加第3电压V3。在此情况下，液体试样测定装置6也能够利用图 21所示那样分别不交叉的生物传感器1的温度T1、T2、T3的换算矩阵 来获得未知的血液的葡萄糖浓度、血球量、生物传感器1的温度相当值。 例如图22所示，液体试样测定装置6在施加第3次的第2电压V2-3之 后施加第3电压V3。在此情况下，液体试样测定装置6也能够获得图23 所示那样分别不交叉的生物传感器1的温度T1、T2、T3的换算矩阵。

相对于此，液体试样测定装置6若如图24所示那样在施加第1次的 第2电压V2-1之前施加第3电压V3，则如图25所示，获得了第3响应 值的差少的生物传感器1的每一温度的T1、T2、T3的换算矩阵。因此， 期望液体试样测定装置6在第2电压V2之后施加第3电压V3。

此外，如图26所示，液体试样测定装置6若在施加第1次的第2电 压V2-1之前且未施加第1电压V1时施加第3电压V3，则如图27所示， 生物传感器1的每一温度的T1、T2、T3的换算矩阵交叉。因此，期望液 体试样测定装置6在施加第1电压V1时施加第3电压V3。

进而，液体试样测定装置6虽然在施加第3电压V3时将第2作用极 23作为作用极来使用，将第3反电极27作为反电极来使用，但是也可以 反之。液体试样测定装置6例如图28那样施加第3电压V3。此时，液体 试样测定装置6如图28以及图29那样，将第2作用极23(A)设为作用 极，将第3反电极27(F)设为反电极，来施加第1次的第3电压V3。 相对于此，液体试样测定装置6将第2作用极23(A)设为反电极，将第 3反电极27(F)设为作用极，来施加第2～4次的第3电压V3’。如此， 即便施加第3电压V3以及V3’并获得第3响应值，液体试样测定装置6 也能够获得如图30所示那样分别不交叉的生物传感器1的温度T1、T2、 T3的换算矩阵。

进而，液体试样测定装置6并不限于上述的实施方式，也可以变更施 加第2电压V2的电极。在上述的实施方式中，在第2作用极23(A)与 第2反电极24(G)之间施加了第2电压V2。此外，在第2作用极23(A) 与第3反电极27(F)之间施加了第3电压V3。相对于此，例如图31那 样施加第2电压V2以及第3电压V3的液体试样测定装置6向其他的电 极对施加第2电压。例如图32所示，液体试样测定装置6将第3反电极 27(F)设为作用极，将第2反电极24(G)设为反电极，来施加第2电 压V2’。如此，即便施加第2电压V2’并获得第2响应值，液体试样测定 装置6也能够获得如图33所示那样分别不交叉的生物传感器1的温度T1、 T2、T3的换算矩阵。

进而，期望液体试样测定装置6将施加第3电压V3的电极对设为与 施加第2电压V2的电极对不同的电极对。液体试样测定装置6例如图34 所示，自计测开始后按照第2电压V2-1、第3电压V3-1、第2电压V2-2、 第3电压V3-2、第2电压V2-3的顺序来施加。此时，液体试样测定装置 6例如图35所示，将第2次的第3电压V3-2施加至第3反电极27(F) 和第2作用极23(A)。例如，液体试样测定装置6将除此之外的第2电 压V2以及第3电压V3-1施加在第2作用极23(A)与第2反电极24(G) 之间。即，第2电压V2被施加至第2作用极23(A)和第2反电极24 (G)。此外，作为第3电压V3-1，将与第3电压V3-2相同的值的电压 施加在第2作用极23(A)与第2反电极24(G)之间。于是，即便在不 同的生物传感器1的温度下，第3响应值也不怎么变动。由此，如图36 所示，生物传感器1的温度T1、T2、T3的换算矩阵在相同之处重叠。由 此，期望液体试样测定装置6分别变更施加第2电压V2以及第3电压 V3的电极对。

如以上详细说明的那样，根据作为本实施方式来表示的液体试样测定 装置6，能够利用第1响应值、第2响应值以及第3响应值来测定血液的 葡萄糖浓度、血球量以及生物传感器1的温度相当值。

相对于此，例如按照每一温度准备了第1响应值和第2响应值的换算 矩阵的情况下，如图37所示，生物传感器1的温度(℃)在各换算矩阵 中不得不恒定。在此情况下，在由液体试样测定装置6获得的温度和实际 测定第1以及第2响应值的部分的温度相背离的情况下，由于不存在反映 该信息的单元，因此难以获得准确的换算值。另一方面，根据本发明的液 体试样测定装置6，参照不仅有第1响应值以及第2响应值还加入第3响 应值的换算矩阵，能够求出葡萄糖换算值、血球量换算值、生物传感器1 的温度相当值。因此，根据本发明的液体试样测定装置6，能够以高精度 来获得葡萄糖换算值。

此外，根据该液体试样测定装置6，例如为了获得第3响应值而设置 第3反电极27，在该第3反电极27(反电极)与第2作用极23(作用极) 之间施加第3电压。由此，根据该液体试样测定装置6，能够将在第2作 用极23与第3反电极27之间施加第3电压所获得的电流检测为第3响应 值。由此，根据液体试样测定装置6，也能够获得认为依赖于生物传感器 1中的反应部的温度的第3响应值。因此，根据该液体试样测定装置6， 不仅是主要依赖于葡萄糖浓度的第1响应值、以及主要依赖于血球量的第 2响应值，还能够利用依赖于生物传感器1的温度的程度高的第3响应值 来运算葡萄糖浓度。

进而，根据该液体试样测定装置6，期望在施加第1电压时获得第3 电流值(第3响应值)。由此，如参照图11至图13所说明过的那样，获 得在第3响应值方向上不重复的换算矩阵，利用该换算矩阵能够获得血液 的葡萄糖浓度、血球量以及生物传感器1的温度相当值。

进而，根据该液体试样测定装置6，期望在施加第2电压之后获得第 3电流值(第3响应值)。由此，如参照图18至图27所说明过的那样， 获得相互不交叉的换算矩阵，利用该换算矩阵能够获得血液的葡萄糖浓 度、血球量以及生物传感器1的温度相当值。

进而，根据该液体试样测定装置6，存储有按照例如已知的第1成分 量及第2成分量的每一液体以及每一温度记录了关于所述液体所获得的 第1电流值、第2电流值以及第3电流值的记录数据。然后，液体试样测 定装置6比较所述记录数据、和包含所述第1电流值、所述第2电流值以 及所述第3电流值的测定数据，能够将获得最近似该测定数据的记录数据 的液体的第1成分量运算为导入至生物传感器1的液体的第1成分量。同 样地，通过比较所述记录数据和所述测定数据，从而能够将最近似测定数 据的血球量以及生物传感器1的温度相当值运算为测定出的血液的血球 量以及生物传感器1的温度相当值。由此，根据液体试样测定装置6，仅 通过比较记录数据、和测定数据的所述第1响应值、所述第2响应值以及 所述第3响应值彼此的运算，便能够获得精度高的血液的葡萄糖浓度、血 球量以及生物传感器1的温度相当值。

进而，根据例如由使用于获得第3响应值的电极对(第3电极对)与 血液不接触的第1电极、和用于计测第2响应值的电极对之中与液体不接 触的电极来构成的液体试样测定装置6，能够获得主要依赖于生物传感器 1的反应部中的温度的第3响应值。

另外，上述的实施方式为本发明的一例。因而，本发明并不限定于上 述的实施方式，即便是该实施方式以外，只要在不脱离本发明所涉及的技 术思想的范围内，便能够根据设计等来进行各种变更，这是不言而喻的。

上述的液体试样测定装置6为了获得第3电流值(第3响应值)而向 第3电极对施加第3电压，但为了获得第3电流值也可以采用其他方法。 CPU74也可以通过控制在测定第1电流值的第1作用极21与第1反电极 22之间施加的第1电压值，来获得与第1电流值以及第2电流值不同的 第3电流值。CPU74参照预先通过实验等求出的值，在第1作用极21与 第1反电极22之间施加第1电压，从而能够获得第3电流值。该第3电 流值如上所述，通过施加设定成认为主要依赖于生物传感器1的温度的第 1电压，由此来获得。用于获得该第3响应值的第1电压选择预先通过实 验等求出的给定范围的电压值、给定的施加定时、给定的施加时间。

例如，用于获得第1响应值的第1电压为1～600mV程度。这种范围 的第1电压是适合用于使血液氧化还原的电压范围。相对于此，用于获得 容易依赖于生物传感器1的温度的第3响应值的第1电压高于比第1响应 值的电压高的600mV，优选为2000mV。通过施加用于获得该第3响应值 的第1电压，从而基于在生物传感器1中导入液体的实验，能够获得生物 传感器1的温度依赖性高的电流值。用于获得该高的第3响应值的第1 电压的范围为电解水这样的电压。因此，液体试样测定装置6在施加第1 电压并获得温度相当值的情况下，例如在计测第1响应值之后施加比第1 响应值高的第1电压来获得第3响应值。

如以上所说明过的那样，根据作为本实施方式来表示的液体试样测定 装置6，能够控制第1电压V1并获得第3响应值。由此，液体试样测定 装置6能够利用第1响应值、第2响应值以及第3响应值，以高精度来测 定血液的葡萄糖换算值、血球量换算值以及生物传感器1的温度相当值。

进而，作为其他方法，液体试样测定装置6也可以参照多个第1电流 值、多个第2电流值、第3电流值、第4电流值、以及由温度测定部81、 82测定出的温度来获得血液的葡萄糖浓度、血球量、以及生物传感器1 的温度相当值。

为此，CPU74例如控制第1电压、第2电压、第3电压各自的电压 值以及施加期间。然后，CPU74例如分别控制对第1电流值、第2电流 值、第3电流值进行测定的测定定时，并且控制测定定时，使得在与第1 电流值以及第2电流值不同的定时，施加第1电压来测定第4电流值。例 如，期望在施加第1电压时获得依赖于葡萄糖浓度的程度高的第4电流值 (第4响应值)。此外，为了获得该第4电流值，例如在第3反电极27 与第2作用极23之间施加第4电压。该第4电压优选与第3电压大致相 等。另外，第4电流值如上所述优选在与第1电流值、第2电流值、进而 第3电流值不同的定时来测定。具体而言，例如在图38中，也可以施加 第4电压V4-1，并在其施加过程中测定第4响应值。若利用该第4电流 值，则由于利用的是在不同时刻获得的各电流值，因此具有可在血液的葡 萄糖浓度、血球量以及生物传感器1的温度相当值的换算中考虑到温度环 境等的时间变化的信息这一优点。

进而，期望在施加第1电压时获得依赖于生物传感器1的温度的程度 高的第5电流值(第5响应值)。此外，为了获得该第5电流值，例如在 第3反电极27(作用极)与第2作用极23(反电极)之间施加第5电压。 该第5电压优选与第3电压大致相等。不过，将第2作用极23(A)设为 作用极，将第3反电极27(F)设为反电极，来施加第3电压V3，第5 电压V5是在作用极和反电极相反的情况下施加。另外，第5电流值(第 5响应值)优选在与第2电流值以及第3电流值不同的定时来测定。具体 而言，例如在图39中，也可以施加第5电压V5-1，在其施加过程中测定 第5电流值。即便利用该第5电流值，也具有可获得与利用第3电流值的 情况相同的结果的优点。

然后，CPU74例如利用分别施加第1电压、第2电压以及第4电压 时所产生的第1电流值、第2电流值、第4电流值以及/或者第5电流值 的组，来运算液体中所含的第1成分量、第2成分量、以及相当于生物传 感器1的温度的第1温度相当值。该动作相当于第1运算单元以及第1 运算工序。在此，液体试样测定装置6例如存储有按照已知的第1成分量 及第2成分量的每一液体以及每一温度记录了利用所述液体所获得的第1 电流值、第2电流值、第4电流值以及/或者第5电流值的第1记录数据 (第1存储单元)。然后，第1运算单元比较所述第1记录数据、和包含 测定出的第1电流值、测定出的第2电流值、测定出的第4电流值以及/ 或者第5电流值的测定数据。之后，第1运算单元能够将获得最近似该测 定数据的记录数据的液体的第1成分量、第2成分量以及生物传感器1 的温度运算为导入至生物传感器1的液体的第1成分量、第2成分量以及 生物传感器1的第1温度相当值。

进而，CPU74例如利用分别施加第1电压、第2电压以及第3电压 时所产生的第1电流值、第2电流值以及第3电流值的组，来运算液体中 所含的第1成分量、第2成分量、以及相当于生物传感器1的温度的第2 温度相当值。该动作相当于第2运算单元以及第2运算工序。在此，液体 试样测定装置6例如存储有按照已知的第1成分量及第2成分量的每一液 体以及每一温度记录了第1电流值、第2电流值以及第3电流值的第2 记录数据(第2存储单元)。然后，第2运算单元比较所述第2记录数据、 和包含测定出的第1电流值、测定出的第2电流值以及测定出的第3电流 值的测定数据。之后，能够将获得最近似该测定数据的记录数据的液体的 第1成分量、第2成分量以及生物传感器1的温度运算为导入至生物传感 器1的液体的第1成分量、第2成分量以及生物传感器1的第2温度相当 值。

CPU74例如基于由第1运算单元运算出的第1成分量以及由所述第2 运算单元运算出的第1成分量来重新运算第1成分量。此外，CPU74例 如基于由第1运算单元运算出的第2成分量以及由第2运算单元运算出的 第2成分量来重新运算第2成分量。进而，CPU74例如基于由温度测定 部81、82检测出的温度和生物传感器1的第1温度相当值以及第2温度 相当值来重新运算生物传感器1的温度。这些重新运算例如可以选取平均 值。

根据该液体试样测定装置6，能够利用由第1运算单元以及第2运算 单元获得的值、和由温度测定部81、82测定出的温度来获得血液中的葡 萄糖浓度(第1成分量)、血球量(第2成分量)、以及生物传感器1的温 度相当值。因此，根据该液体试样测定装置6，如上所述能够以比仅由第 1运算单元或者第2运算单元获得的值高的精度来运算血液的葡萄糖浓度 (第1成分量)、血球量(第2成分量)以及生物传感器1的温度相当值。

符号说明

1生物传感器

6液体试样测定装置

21第1作用极

22第1反电极

23第2作用极

24第2反电极

27第3反电极

76数据存储部

81、82温度测定部