(57)【要約】本発明は、試料液を移動させるためのキャピラリを備えた分析用具（１）に関する。キャピラリの内面（３１ｃ，３２ｃ）には、互いに対向する第１および第２対向電極が設けられている。分析用具（１）は、たとえば基板（２０）と、この基板（２０）を覆うカバー（４０）と、基板（２０）とカバー（４０）との間に介在するスペーサ（３０）と、を備えている。この場合、キャピラリは、基板（２０）、カバー（４０）およびスペーサ（３０）によって構成される。スペーサ（３０）におけるキャピラリを構成する面（３１ｃ，３２ｃ）は、導電性を有するものとして構成するのが好ましい。この場合、面（３１ｃ，３２ｃ）が第１および第２対向電極を構成する。
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
試料液を移動させるためのキャピラリを備えた分析用具であって、
上記キャピラリの内面には、互いに対向する第１および第２対向電極が設けられていることを特徴とする、分析用具。
【請求項２】
基板と、この基板を覆うカバーと、上記基板と上記カバーとの間に介在するスペーサと、を備え、
上記キャピラリは、上記基板、上記カバーおよび上記スペーサによって構成されており、
上記スペーサにおける上記キャピラリを構成する面は、導電性を有するものとされて上記第１および第２対向電極を構成している、請求項１に記載の分析用具。
【請求項３】
上記スペーサは、互いに対向して配置された２つのブロックにより構成されており、
上記２つのブロックは、導電性を有する材料により全体が形成されている、請求項２に記載の分析用具。
【請求項４】
上記２つのブロックは、導電性高分子または導電性フィラーを含有させた絶縁樹脂により形成されている、請求項３に記載の分析用具。
【請求項５】
上記２つのブロックは、上面、下面および２つの側面を有する断面矩形状に形成されており、
上記上面および上記下面が粘着性を有するものとされて、上記２つのブロックを介して、上記基板に対して上記カバーが貼着されている、請求項３に記載の分析用具。
【請求項６】
上記第１および第２対向電極は、上記試料液の誘電率、抵抗値または電気伝導度に相関する物理量を測定するためのものである、請求項１に記載の分析用具。
【請求項７】
上記試料液中の特定成分の濃度に相関する物理量を測定するための第１および第２電極をさらに備えている、請求項６に記載の分析用具。
【請求項８】
上記第１対向電極および上記第１電極に導通接続された第１リードと、上記第２対向電極および上記第２電極に導通接続された第２リードと、を備えている、請求項７に記載の分析用具。
【請求項９】
基板と、この基板を覆うカバーと、上記基板と上記カバーとの間に介在するスペーサと、上記基板上に形成された第１ないし第４リードと、を備え、
上記キャピラリは、上記基板、上記カバーおよび上記スペーサによって構成されており、
上記スペーサにおける上記キャピラリを構成する面は、導電性を有するものとされて上記第１および第２対向電極を構成しており、
上記スペーサは、絶縁層を介して上記基板と接着されており、
上記第１および第２電極は、上記基板上に形成されており、かつ第１および第２リードと導通接続されており、
上記第１および第２対向電極は、上記絶縁層に形成されたスルーホールを介して第３および第４リードと導通接続されている、請求項８に記載の分析用具。
【請求項１０】
上記第１および第２対向電極は、上記試料液中の特定成分の濃度に相関する応答電流値を測定するためのものである、請求項１に記載の分析用具。
【請求項１１】
基板と、この基板を覆うカバーと、上記基板と上記カバーとの間に介在させたスペーサと、上記基板上に形成された第１および第２リードと、を備え、
上記キャピラリは、上記基板、上記カバーおよび上記スペーサによって構成されており、
上記スペーサにおける上記キャピラリを構成する面は、導電性を有するものとされて上記第１および第２対向電極を構成しており、
上記スペーサは、絶縁層を介して上記基板と接着されており、
上記第１および第２対向電極は、上記絶縁層に形成されたスルーホールを介して上記第１および第２リードと導通接続されている、請求項１０に記載の分析用具。
【請求項１２】
分析用具を用いて上記試料液中の特定成分の濃度を測定するための装置であって、
上記分析用具は、試料液を移動させるためのキャピラリと、上記キャピラリの内面において互いに対向するように設定され、かつ上記試料液の誘電率、抵抗値または電気伝導度に相関する第１物理量を測定するための第１および第２対向電極と、上記試料液中の特定成分の濃度に相関する第２物理量を測定するための第１および第２電極と、を備えており、
上記第１および第２電極の間に直流電圧を印加するための直流電圧印加手段と、
上記第１および第２対向電極の間に交流電圧を印加するための交流電圧印加手段と、
上記第１物理量を測定するための第１測定手段と、
上記第２物理量を測定するための第２測定手段と、
上記第１測定手段において測定された上記第１物理量に基づいて、上記試料液中の特定成分の濃度を演算する演算手段と、
を備えたことを特徴とする、分析装置。
【請求項１３】
上記演算手段は、上記第２測定手段において測定された上記第２物理量を勘案して、上記試料液中の特定成分の濃度を演算するように構成されている、請求項１２に記載の分析装置。
【請求項１４】
上記第１および第２対向電極に対して、上記交流電圧印加手段および上記第１測定手段が導通接続される第１状態と、上記第１および第２電極に対して、上記直流電圧印加手段および上記第２測定手段が導通接続される第２状態と、を選択するための切換手段を備えている、請求項１２に記載の分析装置。
【請求項１５】
分析用具を用いて上記試料液中の特定成分の濃度を測定するための装置であって、
上記分析用具は、試料液を移動させるためのキャピラリと、上記キャピラリの内面に設けられた互いに対向する第１および第２対向電極と、を備えており、
上記第１および第２対向電極は、上記試料液の誘電率、抵抗値または電気伝導度に相関する第１物理量および上記試料液中の特定成分の濃度に相関する第２物理量を測定するためのものであり、かつ、
上記第１および第２対向電極に対して直流電圧を印加するための直流電圧印加手段と、
上記第１および第２対向電極に対して交流電圧を印加するための交流電圧印加手段と、
上記第１物理量を測定するための第１測定手段と、
上記第２物理量を測定するための第２測定手段と、
上記第１測定手段において測定された上記第１物理量に基づいて、上記試料液中の特定成分の濃度を演算する演算手段と、
を備えたことを特徴とする、分析装置。
【請求項１６】
上記演算手段は、上記第２測定手段において測定された上記第２物理量を勘案して、上記試料液中の特定成分の濃度を演算するように構成されている、請求項１５に記載の分析装置。
【請求項１７】
上記第１および第２対向電極に対して、上記交流電圧印加手段および上記第１測定手段が導通接続される第１状態と、上記第１および第２対向電極に対して、上記直流電圧印加手段および上記第２測定手段が導通接続される第２状態と、を選択するための切換手段を備えている、請求項１５に記載の分析装置。
【発明の詳細な説明】
技術分野
本発明は、試料液中の特定成分（たとえば血液等の体液中におけるグルコース）の濃度および試料液中の共存成分の量に相関する物理量のうちの少なくとも一方を測定するための技術に関する。
背景技術
家庭内や出先において個人が血糖値測定を行うことを目的として、携帯型として構成された簡易血糖値測定装置が実用化されている。簡易血糖値測定装置を用いて血糖値を測定する場合、酵素反応場を提供するバイオセンサを簡易血糖値測定装置にセットした状態で、バイオセンサに対して血液を供給する必要がある。
血液中には、固体成分（血球成分）が含まれており、血球成分の量によって測定値が変化することが知られている。そのため、血液中の血球成分の割合（ヘマトクリット値）を測定した上で、ヘマトクリット値に応じて演算値を補正する方法も採用されている。
ヘマトクリット値を測定する方法としては、たとえば日本国特開平１１−１１８７９４号公報や日本国特開２００２−５５０６９号公報に記載されているように、電気伝導度（抵抗値）に相関させてヘマトクリット値を測定する方法がある。
日本国特開平１１−１１８７９４号公報に記載された方法は、ヘマトクリット値測定用素子を用いて血液中のヘマトクリット値を測定するものである。図１０Ａおよび図１０Ｂに示したように、ヘマトクリット値測定用素子９は、基板９０上に、平面的に分離した一対の電極９１，９２および電極９１，９２の端部を覆う試薬層９３を形成したものである。
血液のような液相では、液中のイオンが電荷移動のキャリアとなるため、液相での電気伝導度を精度良く測定するためには、電極間においてキャリアを適切に移動させる必要がある。そのためには、図１１に模式的に示したように電極９５，９６間に生じる電気力線を一様化するのが好ましい。電気力線を一様化するためには、測定用の電極９５、９６を対向させるとともに、測定対象となる液相９７の断面積Ａ１に比べて、電極９５，９６における対向面積Ａ２を大きくするか、あるいは略同一とする必要がある。
しかしながら、図１０Ａおよび図１０Ｂに良く表れているように、ヘマトクリット測定値用素子９は、電極９１，９２が平面的に分離しており、互いに対向したものとはなっていない。そのため、電気伝導度の測定は、不均一な電気力線による局所的なキャリアの移動に基づいて行われることとなる。その結果、電気伝導度ひいてはヘマトクリット値を正確に測定することができない。
上記方法では、ヘマトクリット値の測定を、血糖値測定用のバイオセンサとは別物として形成されたヘマトクリット値測定用素子９を用いて行うため、血糖値の測定にあたって２つの分析用具が必要となって測定コストが高くなるといった問題もある。その上、ヘマトクリット値測定用素子９によるヘマトクリット値の測定と、バイオセンサによる血糖値の測定とを個別に、しかもヘマトクリット値測定用素子９とバイオセンサとを取替えて行う必要があるため煩わしい。
一方、日本国特開２００２−５５０６９号公報に記載された方法は、血液測定装置における血液採取用のサンプリングプローブを、内筒および外筒を有する二重構造とし、内筒および外筒の先端部を電極に構成して血液の電気伝導度を測定するものである。
この方法は、サンプリングプローブを有するような大型な装置に適用できる技術であって、簡易型の血糖値測定装置とバイオセンサの組み合わせに適用できる技術とは言い難い。
発明の開示
本発明は、ヘマトクリット値の影響を簡易な手法により低減し、精度良く濃度測定を行えるようにすることを目的としている。
本発明の第１の側面により提供される分析用具は、試料液を移動させるためのキャピラリを備えた分析用具であって、上記キャピラリの内面には、互いに対向する第１および第２対向電極が設けられていることを特徴としている。
本側面の分析用具は、たとえば基板と、この基板を覆うカバーと、基板とカバーとの間に介在するスペーサと、を備えている。この場合、キャピラリは、基板、カバーおよびスペーサによって構成され、スペーサにおけるキャピラリを構成する面は、導電性を有するものとされて第１および第２対向電極を構成する。
スペーサは、たとえば互いに対向して配置された２つのブロックにより構成される。この場合、各ブロックは、導電性を有する材料により全体を形成するのが好ましい。各ブロックは、たとえば導電性高分子または導電性フィラーを含有させた絶縁樹脂、あるいは金属により形成される。
ただし、各ブロックは、絶縁部および導体部により構成し、一対のスペーサにおける各導体部により、第１および第２電極を構成してもよい。スペーサは、スリットを有する１つの部材により構成してもよく、この場合には、スリットにおける互いに対向する内面に、第１および第２電極が設けられる。
各ブロックは、たとえば上面、下面および２つの側面を有する断面矩形状に形成され、上面および下面が粘着性を有するものとされる。この場合、各ブロックを介して、基板に対してカバーが貼着される。つまり、スペーサが基板に対してカバーを接着する際の接着層として機能するようにしてもよい。
第１および第２対向電極は、たとえば試料液の誘電率、抵抗値または電気伝導度に相関する物理量を測定するために使用される。
本側面の分析用具は、試料液中の特定成分の濃度に相関する物理量を測定するための第１および第２電極をさらに備えたものとして構成するのが好ましい。
本側面の分析用具は、たとえば基板上に形成された第１ないし第４リードを備えたものとして構成される。この場合、キャピラリは、基板、カバーおよびスペーサによって構成され、スペーサにおけるキャピラリを構成する面は、導電性を有するものとされて第１および第２対向電極を構成する。スペーサは、たとえば絶縁層を介して基板と接着され、第１および第２対向電極は、絶縁層に形成されたスルーホールを介して第３および第４リードと導通接続される。一方、第１および第２電極は、基板上に形成され、第１および第２リードと導通接続される。この構成では、第１および第２対向電極を利用した誘電率などに相関する物理量の測定と、第１および第２電極を利用した特定成分の濃度に相関する物理量の測定を、個別に行うことができる。
第１および第２対向電極は、試料液中の特定成分の濃度に相関する応答電流値を測定するために使用することもできる。この場合、第１および第２対向電極を利用して、試料液の誘電率、抵抗値または電気伝導度に相関する物理量を測定するようにしてもよい。
本発明の第２の側面においては、分析用具を用いて上記試料液中の特定成分の濃度を測定するための装置であって、上記分析用具は、試料液を移動させるためのキャピラリと、上記キャピラリの内面において互いに対向するように設定され、かつ上記試料液の誘電率、抵抗値または電気伝導度に相関する第１物理量を測定するための第１および第２対向電極と、上記試料液中の特定成分の濃度に相関する第２物理量を測定するための第１および第２電極と、を備えており、上記第１および第２電極に対して直流電圧を印加するための直流電圧印加手段と、上記第１および第２対向電極に対して交流電圧を印加するための交流電圧印加手段と、上記第１物理量を測定するための第１測定手段と、上記第２物理量を測定するための第２測定手段と、上記第１測定手段において測定された上記第１物理量に基づいて、上記試料液中の特定成分の濃度を演算する演算手段と、を備えたことを特徴とする、分析装置が提供される。
本側面の分析装置は、第１および第２対向電極に対して、交流電圧印加手段および第１測定手段が導通接続される第１状態と、第１および第２電極に対して、直流電圧印加手段および第２測定手段が導通接続される第２状態と、を選択するための切換手段を備えているのが好ましい。
本発明の第３の側面においては、分析用具を用いて上記試料液中の特定成分の濃度を測定するための装置であって、上記分析用具は、試料液を移動させるためのキャピラリと、上記キャピラリの内面に設けられた互いに対向する第１および第２対向電極と、を備えており、上記第１および第２対向電極は、上記試料液の誘電率、抵抗値または電気伝導度に相関する第１物理量および上記試料液中の特定成分の濃度に相関する第２物理量を測定するためのものであり、かつ、上記第１および第２対向電極に対して直流電圧を印加するための直流電圧印加手段と、上記第１および第２対向電極に対して交流電圧を印加するための交流電圧印加手段と、上記第１物理量を測定するための第１測定手段と、上記第２物理量を測定するための第２測定手段と、上記第１測定手段において測定された上記第１物理量に基づいて、上記試料液中の特定成分の濃度を演算する演算手段と、を備えたことを特徴とする、分析装置が提供される。
本側面の分析装置は、第１および第２対向電極に対して、交流電圧印加手段および第１測定手段が導通接続される第１状態と、第１および第２対向電極に対して、直流電圧印加手段および第２測定手段が導通接続される第２状態と、を選択するための切換手段を備えているのが好ましい。
本発明の第２および第３の側面においては、演算手段は、第２測定手段において測定された第２物理量を勘案して、試料液中の特定成分の濃度を演算するように構成するのが好ましい。
発明を実施するための最良の形態
まず、図１ないし図６を参照して本発明の第１の実施の形態を説明する。
図１および図２に示したバイオセンサ１は、血液中のグルコース濃度を測定するための使用されるものであり、図４を参照して後述する分析装置５に装着して使用するものである。このバイオセンサ１は、基板２０に対して、スペーサ３０を介してカバー４０を積層した構成を有しており、これらの要素２０，３０，４０によってキャピラリ１０が形成されている。キャピラリ１０は、毛細管現象を利用して、端部開口１１から導入された血液を移動させ、かつその内部に血液を保持するためのものである。キャピラリ１０の端部開口１２は、キャピラリ１０の内部において血液を進行させる際に、キャピラリ１０の内部の気体を排出するために利用される。
スペーサ３０は、互いに対向して配置された一対のブロック３１，３２により構成されている。これらのブロック３１，３２は、血液の抵抗値を測定する際に血液に交流電圧を印加するための電極としての機能を有している。各ブロック３１，３２は、上面３１ａ，３２ａ、下面３１ｂ，３２ｂおよび２つの側面３１ｃ，３２ｃ，３１ｄ，３２ｄを有する断面矩形状に形成されているとともに、全体が導電性を有するものとして構成されている。したがって、血液に交流電圧を印加するための電極は、互いに対向している。各ブロック３１，３２を形成するための材料としては、導電性高分子、導電性フィラーを含有した樹脂、あるいは金属が挙げられる。
各ブロック３１，３２の上面３１ａ，３２ａおよび下面３１ｂ，３２ｂは粘着性を有しており、上面３１ａ，３２ａおよび下面３１ｂ，３２ｂの粘着性を利用して、基板２０に対してカバー４０が接着されている。
基板２０は、長矩形状の形態を有しており、基板２０の上面２０ａには、基板２０の長手方向に延びる第１ないし第４リード２１〜２４が形成されている。基板２０の上面２０ａにはさらに、第１および第２電極２５，２６および反応部２７が設けられている。反応部２７は、たとえば固形状であり、第１および第２の電極２５，２６の間を橋渡すようにして設けられている。この反応部２７は、たとえば酸化還元酵素および電子伝達物質を含んでいる。酸化還元酵素としては、たとえばグルコースオキシターゼやグルコースデヒドロゲナーゼが使用される。一方、電子伝達物質としては、たとえばフェリシアン化カリウムが使用される。
第１および第２リード２１，２２は、第１および第２電極２５，２６の間に電圧を印加するために利用されるものである。第１リード２１は第１電極２５と一体的に形成され、第２リード２２は第２電極２６と一体的に形成されている。
第３および第４リード２３，２４は、各ブロック３１，３２の間に電圧を印加するために利用されるものである。第３リード２３はブロック３１に導通接続され、第４リード２４はブロック３２に導通接続されている。
各ブロック３１，３２は、絶縁層２８，２９を介して、基板２０に接続されている。絶縁層２８は、第１ないし第４リード２１〜２４を一連に覆っており、絶縁層２９は第１、第３および第４リード２１，２２，２３を一連に覆っている。
絶縁層２８，２９には、スルーホール２８ａ，２９ａが形成されている。各ブロック３１，３２は、スルーホール２８ａ，２９ａを介して、第３リード２３または第４リード２４と導通接続されている。ただし、各ブロック３１，３２と第３リード２３または第４リード２４とを導通接続する手法は、スルーホール２８ａ，２９ａを利用する方法には限定されない。
バイオセンサ１では、毛細管現象により、キャピラリ１０の端部開口１１から導入された血液がキャピラリ１０の内部を端部開口１２に向けて進行する。その過程においては、血液によって反応部２７が溶解させられる。血液の導入は、血液が端部開口１２に至るまで行われる。つまり、キャピラリ１０の内部が血液によって充填されるまで行われる。その結果、キャピラリ１０の内部には、液相反応系が構築される。
図４に示したように、分析装置５は、直流電源５０、電流値測定部５１、検知部５２、抵抗値測定部５３、交流電源５４、記憶部５５、制御部５６、演算部５７および表示部５８を備えている。
直流電源５０は、第１および第２リード２１，２２の端部２１ａ，２２ａを介して、第１および第２電極２５，２６間に直流電圧を印加するためのものである。直流電源５０は、分析装置５にバイオセンサ１が装着された場合に、端部２１ａ，２２ａと導通するようになっている。直流電源５０としては、たとえば乾電池や充電池が使用される。
電流値測定部５１は、第１および第２電極２５，２６間に直流電圧を印加したときの応答電流値を測定するためのものである。
検知部５２は、分析装置５にバイオセンサ１が装着された後において、キャピラリ１０の内部に血液が供給されたか否かを検知するためのものである。検知部５２では、電流値測定部５１において測定された電流値が予め定められた閾値を超えたか否かを判別することにより、血液が導入されたか否かが判断される。
抵抗値測定部５３は、キャピラリ１０に保持された血液（液相反応系）の抵抗値を測定するためのものである。血液の抵抗値は、血液中のイオン成分の量、つまり血球の割合（ヘマトクリット値）に相関するものである。したがって、血液の抵抗値を測定することによりヘマトクリット値を演算し、あるいはヘマトクリット値の影響の程度を予測することができる。抵抗値測定部５３は、図５に示した測定回路５３ａを有している。測定回路５３ａは、ブロック３１，３２などとともに、ホイートストンブリッジ回路を構成するものである。測定回路５３ａは、３つの抵抗器Ｒ１〜Ｒ３、および平衡検出器Ｄを有している。抵抗器Ｒ１，Ｒ２は可変抵抗として構成されている。キャピラリ１０に保持された血液は、図中の抵抗Ｒ４に相当している。測定回路５３ａでは、平衡検出器Ｄに電流が流れないように可変抵抗器Ｒ１，Ｒ２の抵抗値が調整され、そのときの可変抵抗器Ｒ１，Ｒ２の抵抗値および抵抗器Ｒ３の既知抵抗値に基づいて、血液の抵抗値が測定される。具体的には、各抵抗Ｒ１〜Ｒ４の抵抗値をｒ１〜ｒ４としたときに、次式によって血液の抵抗値ｒ４が演算される。
ｒ４＝ｒ１×ｒ３／ｒ２
図５に示した測定回路５３ａとは異なる回路を構築し、血液の抵抗値の測定に代えて、血液の誘電率や電気伝導度を測定することにより、ヘマトクリット値を演算し、あるいはヘマトクリット値の影響の程度を予測するようにしてもよい。
交流電源５４は、測定回路５３ａ、およびブロック３１，３２間に交流電圧を印加するためのものである。ブロック３１，３２間には、第３および第４リード２３，２４の端部２３ａ，２４ａを介して、交流電圧が印加される。
記憶部５５は、直流電源５０や交流電源５４などを制御するための制御用プログラム、グルコース濃度を演算する際に用いる検量線データ、グルコース濃度を演算するための濃度演算用プログラム、抵抗値ｒ４を演算するための抵抗値演算用プログラム、抵抗値ｒ４に基づいて演算値を補正するための補正データ、演算値を補正するための補正用プログラムを記憶したものである。検量線データあるいは補正データは、たとえば応答電流値とグルコース濃度との関係、あるいは抵抗値ｒ４と補正値との関係を示す対応テーブルとして記憶されている。このような記憶部５５は、たとえばＲＯＭやＲＡＭにより構成される。
制御部５６は、たとえばＣＰＵによって構成され、直流電源５０、交流電源５４により電圧の印加・非印加を制御し、また各部５２，５３，５８の動作を制御するためのものである。
演算部５７は、電流値測定部５１において測定された応答電流値に基づいて血液中のグルコース濃度を演算し、この演算値を抵抗値測定部５３において測定された抵抗値に基づいて補正するためのものである。
表示部５８は、グルコース濃度などを表示するためのものであり、たとえば液晶ディスプレイにより構成される。
以下、バイオセンサ１および分析装置５を用いた血糖値測定手法について、図１ないし図５に加えて、図６に示すフローチャートを参照しつつ説明する。
血糖値測定においては、まず分析装置５に対してバイオセンサ１を装着し（Ｓ１）、キャピラリ１０に対して血液を導入する（Ｓ２）。
一方、制御部５６は、第１および第２電極２５，２６間に直流電圧を印加する（Ｓ３）。このとき、電流値測定部５１においては、応答電流値が測定される（Ｓ４）。応答電流値の測定は、たとえば０．０５〜０．２ｓｅｃ毎に行われる。検知部５２では、電流値測定部５１において測定された応答電流値がモニタリングされ、応答電流値が閾値以上になるか否かを判断する（Ｓ５）。
検知部５２が応答電流値が閾値以上であると判別した場合には（Ｓ５：ＹＥＳ）、検知部５２はキャピラリ１０に血液が導入されたと判断する。一方、検知部５２が応答電流値が閾値以下であると判別した場合には（Ｓ５：ＮＯ）、検知部５２は、Ｓ５での判断を繰り返し行う。ただし、一定時間経過しても、検知部５２が応答電流値が閾値以下であると判別する場合には（Ｓ５：ＮＯ）、エラー処理を行うようにしてもよい。
キャピラリ１０内に血液が導入された場合には、上述したようにキャピラリ１０内に液相反応系が構築される。この液相反応系では、グルコースが酸化される一方で、電子伝達物質が還元される。電子伝達物質は、直流電圧の印加によって、酸化され、そのときに単位時間当たりに放出した電子の量を応答電流値として測定することができる。
検知部５２が応答電流値が閾値以上であると判別した場合には（Ｓ５：ＹＥＳ）、制御部５６は、応答電流値が閾値を越えた時点を基準として、所定時間（たとえば５〜３０秒）経過後したか否かを判断する（Ｓ６）。Ｓ６における判断は、制御部５６において、所定時間が経過したと判断されるまで（Ｓ６：ＹＥＳ）、繰り返し行われる。
制御部５６において、所定時間が経過したと判断された場合には（Ｓ６：ＹＥＳ）、電流値測定部５１において応答電流値を測定し（Ｓ７）、この応答電流値を電圧値に変換する（Ｓ８）。
一方、制御部５６は、直流電圧の印加と並行して、ブロック３１，３２間に交流電圧を印加する（Ｓ９）。このとき、抵抗値測定部５３において血液の抵抗値が測定される（Ｓ１０）。抵抗値の測定は、検知部５２においてキャピラリ１０に血液が導入されたことが確認された後に行われる。
演算部５７では、記憶部５５に記憶されている検量線データを参照して、Ｓ８において変換された電圧値に基づいてグルコース濃度が演算される（Ｓ１１）。演算部５７ではさらに、抵抗値測定部５３において測定された抵抗値に基づいて、演算値を補正する。演算値の補正は、記憶部５５に記憶されている補正データを参照して行われる。補正後の演算値は、表示部５８において表示される。
表示部においては、補正後の演算値に加えて補正前の演算値や抵抗値から演算されるヘマトクリット値を表示するようにしてもよいし、補正前の演算値とヘマトクリット値の双方を表示するようにしてもよい。
本実施形態では、バイオセンサ１に対しては、第１および第２電極２５，２６間に直流電圧を印加することができるとともに、ブロック３１，３２間に交流電圧を印加することができる。これにより、グルコース濃度の演算に必要な応答電流値と、演算値の補正に必要な抵抗値とを単一のバイオセンサ１を利用して測定することができる。その結果、グルコース濃度測定用の分析用具と、ヘマトクリット値（抵抗値）測定用の分析用具とを別個に準備する必要がない分だけ測定コスト的に有利である。また、ヘマトクリット値を測定するために、グルコース測定用の分析用具を、ヘマトクリット値測定用の分析用具に取り替える必要がない分だけ作業性が向上する。
バイオセンサ１では、ブロック３１，３２を抵抗値測定用の電極として利用している。この構成では、測定対象たる液相反応系（キャピラリ１０）の断面積と、ブロック（電極）３１，３２における対向面積が略同一となり、電極間における電気力線の分布の均一化を図ることができる。これにより、液相反応系（血液）の抵抗値を精度良く測定することができるようになる。その結果、ヘマトクリット値の大小に関わらず、精度良く血糖値の測定を行うことができるようになる。
バイオセンサ１では、第１および第２電極２５，２６間での直流電圧の印加と、ブロック３１，３２間への交流電圧を印加とを個別かつ同時的に行うことも可能である。このため、バイオセンサ１では、応答電流値に加えて抵抗値を測定したとしても、測定時間が長くなってしまうことはない。
次に、本発明の第２の実施の形態について、図７を参照して説明する。ただし、図７においては、第１の実施の形態におけるバイオセンサと同一の要素については同一の符号を付してあり、重複説明は省略するものとする。
図７に示したバイオセンサ１′は、スペーサ３０′（２つのブロック３１′，３２′）の構成が、第１の実施の形態におけるバイオセンサ１（図１および図２参照）と異なっている。
各ブロック３１′，３２′は、断面矩形状の絶縁体３１Ａ，３２Ａおよび絶縁体３１Ａ，３２Ａの表面に形成された導電層３１Ｂ，３２Ｂを有している。
導電層３１Ｂ，３２Ｂは、絶縁体３１Ａ，３２Ａの側面３１Ａｃ，３２Ａｃを覆う第１部分３１Ｂｃ，３２Ｂｃと、この第１部分３１Ｂｃ，３２Ｂｃに連続し、かつ絶縁体３１Ａ，３２Ａの下面３１Ａｂ，３２Ａｂを覆う第２部分３１Ｂｂ，３２Ｂｂを有している。第１部分３１Ｂｃ，３２Ｂｃは、互いに対向しており、血液の抵抗値を測定するための対向電極を構成されている。第２部分３１Ｂｂ，３２Ｂｂは、第３および第４リード２３，２４と導通しており、第３および第４リード２３，２４とともに対向電極（第１部分３１Ｂｃ，３２Ｂｃ）の間に電圧を印加するために利用される。
バイオセンサ１′においても、図４に示したような分析装置５に装着してキャピラリに血液を供給することによって、グルコース濃度を演算するために必要な応答電流値と、演算値を補正するために必要な抵抗値とを測定することができる。また、抵抗値を測定するための電極が対向し、その対向面積が液相反応系の断面積と同程度とされているため、精度良く抵抗値を測定することができる。
次に、本発明の第３の実施の形態について、図８および図９を参照して説明する。ただし、図８および図９においては、第１の実施の形態におけるバイオセンサや分析装置と同一の要素については同一の符号を付してあり、重複説明は省略するものとする。
図８に示したバイオセンサ１″は、第１および第２電極２５，２６に対する直流電圧印加用の第１および第２リード２１，２２を、ブロック３１，３２に対する交流電圧の印加にも利用するように構成されている。
これに対して図９に示した分析装置５′は、第１および第２リード２１，２２が直流電源５０に導通接続される状態と、交流電源５４に導通接続される状態とを選択するための切換部５９を備えたものとして構成される。切換部５９は切換スイッチ５９ａを有しており、制御部５６によって切換スイッチ５９ａを制御することによって、液相反応系に対する電圧印加状態が選択される。
応答電流値の測定を行うときには、制御部５６の制御に基づいて、切換スイッチ５９ａを電流値測定部５１側に接続する。これにより、キャピラリ１０内の液相反応系に対しては、直流電源５０により直流電圧が印加され、電流値測定部５１において応答電流値が測定される。一方、抵抗値の測定を行うときには、制御部５６の制御に基づいて、切換スイッチ５９ａを抵抗値測定部５３側に接続する。これにより、キャピラリ１０内の液相反応系に対しては、交流電源５４により交流電圧が印加され、抵抗値測定部５１において抵抗値が測定される。
本発明においては、ブロック（対向電極）を利用して試料液の抵抗値と応答電流値の双方を測定するようにしてもよい。この場合には、第１および第２電極２５，２６に相当する部分が絶縁層により覆われたものとしてバイオセンサが構成される。
本発明では、試料液（たとえば血液）の抵抗値（ヘマトクリット値）のみを測定するための分析用具を提供することもできる。この分析用具は、たとえば図８にバイオセンサにおいて、反応部を省略したものとして構成される。
本発明の技術的範囲は、上述した実施の形態に限定されるものではない。たとえば、スペーサは、キャピラリを形成するためのスリットが設けられた１つの部材により構成されていてもよい。ブロック間への交流電圧の印加は、ブロックの端面から行うようにしてもよい。
【図面の簡単な説明】
図１は、本発明の第１の実施の形態におけるバイオセンサを示す全体斜視図である
図２は、図１に示したバイオセンサの分解斜視図である。
図３は、図１のＩＩＩ−ＩＩＩに沿う断面図である。
図４は、本発明の第１の実施の形態における分析装置にバイオセンサを装着した状態を示すバイオセンサの平面図および分析装置のブロック図である。
図５は、抵抗値測定回路を説明するための回路図である。
図６は、濃度測定動作を説明するためのフローチャートである。
図７は、本発明の第２の実施の形態におけるバイオセンサの分解斜視図である  図８は、本発明の第３の実施の形態におけるバイオセンサの分解斜視図である。
図９は、本発明の第３の実施の形態における分析装置にバイオセンサを装着した状態を示すバイオセンサの平面図および分析装置のブロック図である。
図１０Ａは従来のヘマトクリット測定素子を示す全体斜視図、図１０Ｂは図１０ＡのＸＢ−ＸＢに沿う断面図である。
図１１は、液相における理想的な電気伝導度測定系を説明するための斜視図である。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０Ａ】
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【図１０Ｂ】
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【図１１】
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【国際調査報告】
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