生物传感器系统、传感器芯片及血液试样中的分析物浓度的测定方法

摘要

本发明提供能够抑制使用环境温度所导致的测定误差发生的生物传感系统。该生物传感器系统100具备具有演算部306的测定器101和自由装卸于测定器101、且要导入血液试样的传感器芯片200，所述传感器芯片200具有根据通过以血液试样中的分析物为底物的氧化还原酶参与的反应而流入血液试样中的电流量来获取与分析物浓度有关的数据a的测定部41(测定部A)；从血液试样获取用于对数据a进行温度校正的数据b的测定部42(测定部B)，演算部306具有根据数据a和数据b来决定与血液试样的温度相应进行了校正的血液试样中的分析物浓度的功能。

权利要求

1.一种生物传感器系统，其具备：具有演算部的测定器，以及，自由装卸于所述测定器的要导入血液试样的传感器芯片，其中，所述传感器芯片具有：根据通过反应而流入所述血液试样中的电流量而获取与所述分析物浓度有关的数据a的测定部A，所述反应为以所述血液试样中的分析物为底物的氧化还原酶参与的反应；以及，从所述血液试样获取用于对所述数据a进行温度校正的数据b的测定部B，所述演算部具有根据所述数据a和所述数据b决定与所述血液试样的温度相应进行过校正了的所述血液试样中的所述分析物浓度的功能。

2.根据权利要求1所述的生物传感器系统，其中，所述测定部B具有向所述血液试样施加电压的电极。

3.根据权利要求2所述的生物传感器系统，其中，所述数据b是与伴随所述分析物以外的氧化还原物质的氧化或还原而流入所述血液试样中的电流量有关的数据。

4.根据权利要求1所述的生物传感器系统，其中，所述测定器具有控制线路，所述控制线路在从所述血液试样被导入所述传感器芯片时起0.5秒以上小于2.5秒的范围内，将指示获取所述数据a的信号施予所述测定部A。

5.根据权利要求1所述的生物传感器系统，其中，

所述传感器芯片具有含有所述氧化还原酶的反应试剂层，

所述反应试剂层不含水溶性高分子化合物，或者所述反应试剂层中的水溶性高分子化合物的量小于0.2质量％，所述测定器具有控制线路，所述控制线路在从所述血液试样被导入所述传感器芯片时起0.5秒以上小于2.5秒的范围内，将指示获取所述数据a的信号施予所述测定部A。

6.根据权利要求1所述的生物传感器系统，其中，

所述传感器芯片具有含有所述氧化还原酶的反应试剂层，

所述反应试剂层中的水溶性高分子化合物的量为0.2质量％以上，

所述测定器具有控制线路，所述控制线路在从所述血液试样被导入所述传感器芯片时开始经过2.5秒以上之后，将指示获取所述数据a的信号施予所述测定部A。

7.根据权利要求3所述的生物传感器系统，其中，

所述演算部具有记载了数据c、数据d以及与所述数据c和所述数据d相对应的该分析物的浓度的换算表格，通过参照该换算表格，根据所述数据a和所述数据b决定所述血液试样中的所述分析物的浓度。

所述数据c是与通过反应而流过该血液试样中的电流量有关的数据，所述反应是以血液试样中的分析物为底物的氧化还原酶参与的反应，所述数据d是与伴随该分析物以外的氧化还原物质的氧化或还原而流入该血液试样中的电流量有关的数据。

8.根据权利要求7所述的生物传感器系统，其中，所述换算表格中，代替所述数据c和所述数据d，记载了基于所述数据c和所述数据d的1个换算值。

9.根据权利要求3所述的生物传感器系统，其中，所述测定器还具有对测定环境的温度进行测定的环境温度测定部。

10.根据权利要求3所述的生物传感器系统，其中，

所述演算部具有第1换算表格和第2换算表格，

所述第1换算表格为记载了数据c、数据d以及与所述数据c和所述数据d相对应的该分析物的浓度的换算表格，所述数据c是与通过反应而流过该血液试样中的电流量有关的数据，所述反应是以血液试样中的分析物为底物的氧化还原酶参与的反应，所述数据d是与伴随该分析物以外的氧化还原物质的氧化或还原而流入该血液试样中的电流量有关的数据，所述第2换算表格具有所述数据c，以及用于通过测定环境温度校正所述数据c的数据e。

11.根据权利要求10所述的生物传感器系统，其中，

所述测定器还具有对测定环境的温度进行测定的环境温度测定部，以及控制线路，所述控制线路在获取所述数据a和所述数据b之前将指示第1温度测定实施的信号施予所述环境温度测定部，在获取数据a和所述数据b后将指示第2温度测定实施的信号施予所述环境温度测定部，在将所述第1温度测定和所述第2温度测定中测得的温度分别表示为第1温度和第2温度时，所述演算部如下决定所述血液试样中的所述分析物的浓度，i)当所述第1温度和所述第2温度满足下述关系式(1)时，通过参照所述第1换算表格，根据所述数据a和所述数据b决定所述血液试样中的所述分析物的浓度，

2.5℃≤|(第2温度)-(第1温度)|···(1)

ii)当所述第1温度和所述第2温度满足下述关系式(2)时，通过参照所述第2换算表格，代替所述数据b基于与所述第1温度和/或所述第2温度有关的数据和所述数据a，决定所述血液试样中的所述分析物的浓度，|(第2温度)-(第1温度)|＜2.5℃···(2)。

12.根据权利要求11所述的生物传感器系统，其中，所述控制线路在所述第1温度测定后经过5秒以上之后，将指示实施所述第2温度测定的信号施予所述环境温度测定部。

13.一种传感器芯片，其为在权利要求1所记载的生物传感器系统中使用的要导入血液试样的传感器芯片，其具有：根据通过反应而流入所述血液试样中的电流量来获取与所述分析物浓度有关的数据a的测定部A，所述反应为以所述血液试样中的分析物为底物的氧化还原酶参与的反应；以及，从所述血液试样获取用于对所述数据a进行温度校正的数据b的测定部B。

14.根据权利要求13所述的生物传感器系统，其中，所述测定部B具有向所述血液试样施加电压的电极。

15.一种血液试样中的分析物浓度的测定方法，

其具有：根据通过反应而流入所述血液试样中的电流量来获取与所述分析物浓度有关的数据a的步骤，所述反应为以血液试样中的分析物为底物的氧化还原酶参与的反应；从所述血液试样中获取用于对所述数据a进行温度校正的数据b的步骤；根据所述数据a和所述数据b，决定与所述血液试样的温度相应进行过校正了的所述血液试样中的所述分析物浓度的步骤，获取所述数据b的步骤包括：对接触于所述血液试样的一对电极施加电压，测定伴随所述分析物以外的氧化还原物质的氧化或还原而流入所述血液试样中的电流量的步骤。

16.根据权利要求15所述的测定方法，其通过参照记载了数据c、数据d以及与所述数据c和所述数据d相对应的该分析物的浓度的换算表格，根据所述数据a和所述数据b决定所述血液试样中的所述分析物的浓度，所述数据c是与通过反应而流过该血液试样中的电流量有关的数据，所述反应是以血液试样中的分析物为底物的氧化还原酶参与的反应，所述数据d是与伴随该分析物以外的氧化还原物质的氧化或还原而流入该血液试样中的电流量有关的数据。

17.根据权利要求16所述的测定方法，在所述换算表格中，代替所述数据c和所述数据d，记载有基于所述数据c和所述数据d的1个换算值。

18.根据权利要求15所述的测定方法，其还具有测定所述血液试样的周围环境温度的步骤，该步骤还包括在获取所述数据a和所述数据b之前测定所述环境温度的第1温度测定步骤，以及，在获取所述数据a和所述数据b后测定所述环境温度的第2温度测定步骤，当将在所述第1温度测定步骤和所述第2温度测定步骤中测得的温度分别表示为第1温度和第2温度时，i)当所述第1温度和所述第2温度满足下述关系式(1)时，通过参照记载了数据c、数据d以及与所述数据c和所述数据d相对应的该分析物的浓度的第1换算表格，根据所述数据a和所述数据b决定所述血液试样中的所述分析物的浓度，所述数据c为与通过反应而流过该血液试样中的电流量有关的数据，所述反应为以血液试样中的分析物为底物的氧化还原酶参与的反应，所述数据d为与伴随该分析物以外的氧化还原物质的氧化或还原而流入该血液试样中的电流量有关的数据，

2.5℃≤|(第2温度)-(第1温度)|···(1)

ii)当所述第1温度和所述第2温度满足下述关系式(2)时，通过参照具有所述数据c和用于通过测定环境温度对所述数据c进行校正的数据e的第2换算表格，代替数据b根据与所述第1温度和/或所述第2温度有关的数据和数据a，决定所述血液试样中的所述分析物的浓度，|(第2温度)-(第1温度)|＜2.5℃···(2)。

19.根据权利要求18所述的测定方法，其中，在所述第1温度测定步骤后经过5秒以上之后，实施所述第2温度测定步骤。

说明书

生物传感器系统、传感器芯片及血液试样中的分析物浓度

的测定方法

技术领域

[0001] 本发明涉及生物传感器系统、传感器芯片及血液试样中的分析物浓度的测定方法。

背景技术

[0002] 为了测定血液试样中的分析物的浓度、例如血中葡萄糖浓度(血糖值)，使用具备具有演算部的测定器和自由装卸于测定器的传感器芯片的携带型生物传感器系统。

[0003] 分析物的浓度是根据通过借助以分析物为底物的氧化还原酶的酶循环反应所产生的氧化体或还原体的量求得的。酶循环反应的速度依赖于反应进行的温度(反应温度)。因此，期待分析物的浓度根据反应温度进行校正。

[0004] 反应温度例如如日本特开2003-156469号公报所记载，通过配置于测定器的温度传感器测定。但是，日本特开2003-156469号公报所记载的生物传感器系统中，由于测定了测定器的内部温度，因此所测定的反应温度无法正确地反映血液试样的温度。因而，有在分析物浓度的测定中产生误差的情况。

[0005] 日本特开2001-235444号公报、日本特开2003-42995号公报、国际公开第2003/062812号小册子公开了以提高反应温度的测定精度为目的的生物传感器系统。日本特开2001-235444号公报和日本特开2003-42995号公报所记载的生物传感器系统在传感器芯片的血液试样保持部附近具有导热部件，利用配置于测定器的温度传感器检测借助该导热部件传达的血液试样的温度。日本特开2001-235444号公报和日本特开2003-42995号公报所记载的生物传感器系统中，由于在导热部件和血液试样保持部之间配置树脂板，因此导热部件不会接触血液试样。国际公开第2003/062812号小册子所记载的生物传感器系统中，在用于安装传感器芯片的测定器的安装部配置温度传感器及导热部件，血液试样的温度借助导热部件被传递至温度传感器。

[0006] 以往技术文献

[0007] 【专利文献1】日本特开2003-156469号公报

[0008] 【专利文献2】日本特开2001-235444号公报

[0009] 【专利文献3】日本特开2003-42995号公报

[0010] 【专利文献4】国际公开第2003/062812号小册子

发明内容

[0011] 发明预解决的技术问题

[0012] 当携带了生物传感器系统的使用者在温差很大的场所移动(例如冬天或夏天从室内移动至室外)时，测定器无法追随环境温度的剧烈变化，在短暂的时间内，成为高于或低于移动之前环境的温度。例如日本特开2003-156469号公报记载了当使测定器从40℃或10℃的环境移动至25℃的环境时，至测定器的温度停止于25℃需要约30分钟的时间。对于利用测定器的温度传感器的反应温度的测定而言，很难完全地排除测定器温度所导致的影响。因此，日本特开2001-235444号公报、日本特开2003-42995号公报、国际公开第
2003/062812号小册子所记载的生物传感器系统中，当使用传感器的环境的温度剧烈地变化时，分析物浓度的测定仍然易产生误差。另外，日本特开2001-235444号公报、日本特开
2003-42995号公报、国际公开第2003/062812号小册子所记载的生物传感器系统中，由于血液试样的温度借助树脂板及导热部件被热传导至温度传感器，因而所测定的反应温度仍然无法正确地反映血液试样的温度。

[0013] 用于解决技术问题的方法

[0014] 本发明的目的在于提供能够抑制使用环境的温度所导致发生测定误差的生物传感器系统、及适用于传感器系统的传感器芯片。另外，本发明的目的在于提供可提高血液试样中的分析物浓度的测定精度的测定方法。

[0015] 本发明提供一种生物传感器系统，其为具备具有演算部的测定器、自由装卸于上述测定器并且要导入血液试样的传感器芯片的生物传感器系统，上述传感器芯片具有：根据通过反应而流入上述血液试样中的电流量而获取与上述分析物浓度有关的数据a的测定部A，上述反应为以上述血液试样中的分析物为底物的氧化还原酶参与的反应；以及，从上述血液试样获取用于对所述数据a进行温度校正的数据b的测定部B。上述演算部具有根据上述数据a和上述数据b决定与上述血液试样的温度相应进行过校正了的上述血液试样中的上述分析物浓度的功能。

[0016] 另外，本发明从其他的侧面提供一种传感器芯片，其为在上述生物传感器系统中使用的、要导入血液试样的传感器芯片，其具有：根据通过反应而流入上述血液试样中的电流量来获取与上述分析物浓度有关的数据a的测定部A，上述反应为以上述血液试样中的分析物为底物的氧化还原酶参与的反应；以及，从上述血液试样获取用于对上述数据a进行温度校正的数据b的测定部B。

[0017] 另外，本发明从其他的侧面提供一种血液试样中的分析物浓度的测定方法，其具有：根据通过反应而流入上述血液试样中的电流量来获取与上述分析物浓度有关的数据a的步骤，上述反应为以血液试样中的分析物为底物的氧化还原酶参与的反应；从上述血液试样中获取用于对上述数据a进行温度校正的数据b的步骤；根据上述数据a和上述数据b，决定与上述血液试样的温度相应进行过校正了的上述血液试样中的上述分析物浓度的步骤。其中，获取上述数据b的步骤包括：对接触于上述血液试样的一对电极施加电压，测定伴随上述分析物以外的氧化还原物质的氧化或还原而流入上述血液试样中的电流量的步骤。

[0018] 发明效果

[0019] 通过从血液试样中直接获取用于对分析物浓度进行温度校正的数据，在血液试样中的分析物浓度的测定中，可以更为确实地回避实施该测定的环境温度所导致发生的测定误差。因此，通过本发明，血液试样中的分析物浓度的测定精度增高。

附图说明

[0020] [图1]图1为表示本发明的生物传感器系统之一例的图。

[0021] [图2]图2为表示本发明的传感器芯片之一例的分解立体图。

[0022] [图3]图3为表示本发明的传感器芯片之一例的平面图。

[0023] [图4]图4为表示本发明的生物传感器系统中线路构成之一例的图。

[0024] [图5]图5为表示换算表格之一例的图。

[0025] [图6]图6为表示换算表格其他例的图。

具体实施方式

[0026] 本发明的生物传感器系统通过配置于传感器芯片的测定部从血液试样获取用于对分析物浓度进行温度校正的数据。

[0027] 图1为用于说明本发明生物传感器系统之一例的图。该生物传感器系统100具有长方体状的测定器101和传感器芯片200。在测定器101的侧壁面上形成有作为矩形状孔的安装口102。传感器芯片200以自由装卸的状态安装于安装口102并连接在测定器101上。在测定器101的一个主面的略中央部配置用于显示测定结果的显示部103。

[0028] 图2为传感器芯片200的分解立体图、图3为其平面图。该传感器芯片200中，隔着形成有矩形状切口部204的隔离物202且以残留绝缘基板201的一侧端部(图中右侧的端部)的方式，在绝缘基板201上配置有盖203。

[0029] 各部材201、202、203例如通过粘接或热熔融被一体化。隔离物202的切口部204在各部材的一体化后成为保持血液试样的毛细管部40。毛细管部40沿着芯片200的长边延伸，在隔离物202的一侧端部(图中左侧的端部)处连通于外部。换而言之，毛细管部40与开口至芯片200外部的血液试样导入口16相连。而且，盖203在对应于毛细管部40的与连通于外部端相反端的部分上具有排气口15。由此，通过毛细管现象可以将血液试样从试样导入口16容易地吸引至毛细管部40的内部。

[0030] 在绝缘基板201上配置电极11、12、13、14，使得各自的一部分(部分31、32、33、34)面向毛细管部40。电极11的部分31相比较于电极12的部分32和电极13的部分33被配置在更接近血液试样导入口16的位置。电极13的部分33为分支成U字状的电极13的一部分，配置在夹持电极12的部分32的位置上。在绝缘基板201上以覆盖电极12的部分32和电极13的部分33的方式形成反应试剂层20。反应试剂层20含有以血液试样中的分析物为底物的氧化还原酶。反应试剂层20形成在远离电极11的部分31的位置上。

[0031] 传感器芯片200具有通过由电极12的部分32和电极13的部分33所构成的电极系和收容反应试剂层20及部分32和部分33的毛细管部40的一部分空间而形成的测定部41(测定部A)。进而，传感器芯片200具有通过由电极11的部分31和电极12的部分32所构成的电极系和收容部分31和部分32的毛细管部40的一部分空间而形成的测定部
42(测定部B)。

[0032] 测定部A如后所述，根据通过氧化还原酶参与的反应而流入血液试样中的电流的量，来获取与血液试样中的分析物浓度有关的数据a。进而，测定部B如后所述从血液试样获取用于对数据a进行温度校正的数据b，更具体地说获取与伴随作为与获取数据a所用的氧化还原酶无关的反应、分析物以外的氧化还原物质的氧化或还原而流入血液试样中的电流的量有关的数据b。如此，测定部B可以处于使用接触于血液试样的部材、更具体地说接触于血液试样的电极来获取数据b的状态。这里，与电流的量有关的数据是指该电流的量或该电流量的换算值。作为分析物以外的氧化还原物质可以举出选自抗坏血酸、尿酸、对乙酰氨基酚、铁氰化物、p-苯醌、p-苯醌衍生物、氧化型吩嗪硫酸甲酯、亚甲基蓝、铁鎓(フエリシニウム)和铁鎓衍生物的至少1种。分析物以外的氧化还原物质可以是溶剂，例如为血液试样时可以为水。

[0033] 测定部A中，电极12作为作用极发挥功能，电极13作为对极发挥功能。测定部B中，电极12作为对极发挥功能、电极11作为作用极发挥功能。测定部A和测定部B如图所示可以是共有电极12的状态，还可以是分别具有一对电极的状态。如此，传感器芯片200的测定部B具有向血液试样施加电压的电极。

[0034] 电极14的部分34配置于毛细管部40内侧的端部附近，换而言之，配置在与连通至外部的一侧相反侧的端部附近。通过在电极14与电极11之间施加电压，可以容易地检测血液试样被导入至毛细管部40的深处。予以说明，还可以代替电极11而在电极12或电极13与电极14之间施加电压。

[0035] 电极11、12、13、14分别与导线(未图示)相连。导线的一端按照能够向各电极间施加电压的方式，在未被隔离物202和盖203覆盖的绝缘基板201的端部处露出至芯片200的外部。

[0036] 作为血液试样中的分析物，可以举出除血细胞之外的物质、例如葡萄糖、白蛋白、乳酸、胆红素和胆固醇。氧化还原酶使用以成为对象的分析物为底物。作为氧化还原酶可以举出葡萄糖氧化酶、葡萄糖脱氢酶、乳酸氧化酶、乳酸脱氢酶、胆红素氧化酶和胆固醇氧化酶。作为反应试剂层中的氧化还原酶的量可以举出0.01～100单位(U)、优选为0.05～10U、更优选为0.1～5U的范围。

[0037] 反应试剂层20优选含有铁氰化钾、p-苯醌、p-苯醌衍生物、氧化型吩嗪硫酸甲酯、亚甲基蓝、铁鎓和铁鎓衍生物等具有将通过酶反应所产生的电子引渡至电极的功能的电子介体。反应试剂层20为了提高反应试剂层的成形性还可含有水溶性高分子化合物。作为水溶性高分子化合物，可举出选自羧甲基纤维素(CMC)、羟乙基纤维素、羟丙基纤维素、甲基纤维素、乙基纤维素、乙基羟乙基纤维素、羧乙基纤维素、聚乙烯醇、聚乙烯吡咯烷酮和宝丽定(polydin、ポリジン)等聚氨基酸、聚苯乙烯磺酸、明胶及其衍生物、聚丙烯酸及其盐、聚甲基丙烯酸及其盐、淀粉及其衍生物、马来酸酐聚合物及其盐、琼脂糖凝胶及其衍生物的至少1种。

[0038] 作为绝缘基板201、隔离物202和盖203的材料可举出聚对苯二甲酸乙二醇酯、聚碳酸酯、聚酰亚胺、聚乙烯、聚丙烯、聚苯乙烯、聚氯乙烯、聚甲醛、单体浇注尼龙、聚对苯二甲酸丁二醇酯、甲基丙烯酸树脂和ABS树脂等树脂，还可举出玻璃。

[0039] 电极11、12、13、14可以由钯、铂、金、银、钛、铜、镍和碳等公知的导电性材料构成。

[0040] 图4为表示生物传感器系统100中用于测定血液试样中的分析物浓度的线路构成之一例的图。测定器101具有在传感器芯片200的电极11、12、13、14中至少2个电极间施加电压的控制线路300和相当于测定器的显示部的液晶显示装置(LCD)400。

[0041] 控制线路300具有301a、301b、301c、301d这4个连接器、切换线路302、电流/电压转换线路303、模/数(A/D)转换线路304、标准电压源305和演算部306。控制线路300能够按照借助替换线路302可使1个电极作为正极或负极使用的方式来替换施加于该电极的电位。

[0042] 演算部306具有公知的中央演算装置(CPU)、用于根据上述数据a和数据b决定血液试样中的分析物浓度的换算表格。以往的生物传感器系统中，参照记载了基于环境温度的校正系数的上述换算表格来校正分析物浓度。更具体地说，以往的生物传感器系统中，在参照预测定用的换算表格预算出分析物浓度后，参照温度校正用的换算表格来校正分析物浓度。本发明人发现，当血液试样的温度发生改变时，通过氧化还原酶参与的反应而流入血液试样中的电流的量和伴随作为与该氧化还原酶无关的反应的分析物以外的氧化还原物质的氧化或还原而流入血液试样中的电流的量可以同样地改变。而且，如后所述，通过适当地设计生物传感器系统，根据利用此关系构建的换算表格，可以在不测定血液试样等的温度的情况下，排除分析物浓度的测定中的血液试样的温度影响。

[0043] 演算部306处于收纳如此构建的1个换算表格的状态，而非处于收纳以每个血液试样等的温度进行构建的多个换算表格的状态。图5为表示演算部306所具有的换算表格之一例的图、图6为表示其他例子的图。演算部306所具有的换算表格中如图5所示还可记载下述3种数据：通过与从分析物浓度清楚且温度固定在1个值的标准血液试样中获取上述数据a同样的电压施加条件下所获取的与流过标准血液试样中的电流量相关的数据c；通过与从标准血液试样获取上述数据b同样的电压施加条件下所获取的与流过标准血液试样中的电流量相关的数据d；对应于数据c和数据d的标准血液试样中的分析物浓度。与电流量有关的数据如上所述是指该电流的量或该电流量的换算值。演算部306所具有的换算表格中如图6所述，还可代替数据c和数据d记载基于数据c和数据d的1个换算值。更具体地说，该换算表格中还可记载以下2种数据来代替数据c和数据d：通过将数据c除以数据d而获得的数据；对应于数据c和数据d的分析物浓度。这样，演算部306所具有的换算表格并非处于记载血液试样的温度或环境温度与分析物浓度的关联性的状态。换算表格优选按照每个生物传感器系统进行准备。标准血液试样的温度如后所述优选为超过10℃、小于40℃的范围，更优选为17℃以上、33℃以下的范围。

[0044] 使用了生物传感器系统100的血液试样中的分析物浓度的测定例如如下实施。

[0045] 首先，根据演算部306的CPU指令，电极13借助连接器301c连接于电流/电压转换线路303，电极14借助连接器301b连接于标准电压源305。之后，根据CPU的指令，在两电极间施加一定的电压。该电压例如在电极14表示为正极、电极13表示为负极时为0.01～2V、优选为0.1～1V、更优选为0.2～0.5V的电压。该电压在从将传感器芯片插入至测定部开始至血液试样被导入至毛细管部40深处的期间进行施加。当将血液试样从传感器芯片200的血液试样导入口导入至毛细管部40时，电流在电极14和电极13之间流动。通过识别此时的每单位时间的电流的增加量，检测毛细管部被血液试样充满。该电流值在通过电流/电压转换线路303被转换成电压值后，通过A/D转换线路304被转换成数字值，输入至CPU。CPU根据该数字值检测血液试样被导入至毛细管部的深处。

[0046] 在血液试样的导入后例如0～60秒、优选为0～30秒、更优选为0～15秒的范围内，使血液试样中的分析物与氧化还原酶反应。

[0047] 接着，如下获取上述数据a。首先，根据CPU的指令，切换线路302工作，电极12借助连接器301a连接于电流/电压转换线路303、电极13借助于连接器301c连接于标准电压源305。之后，根据CPU的指令，输入测定部A的测定程序。此时，该电压在以电极12表示为正极、电极13表示为负极时为0.05～1V、优选为0.1～0.8V、更优选为0.2～0.6V的电压。电压的施加时间处于0.1～30秒、优选为0.1～15秒、更优选为0.1～5秒的范围。通过将指示获取数据a的信号从控制线路施予给测定部A，从而将随着该电压的施加而流入至两电极间的电流量由电流/电压转换线路303转换成电压值，之后由A/D转换线路304转换成数字值输入至CPU，作为数据a被收纳于演算部306的存储部。从加快分析物浓度的测定的观点出发，控制线路优选在从将血液试样导入至传感器芯片的毛细管部时开始
0.5秒以上并小于2.5秒的范围内，将指示获取数据a的信号施予给测定部A。

[0048] 之后，如下获取上述数据b。首先，根据CPU的指令，切换线路303工作，电极11借助连接器301d连接于电流/电压转换线路303、电极12借助于连接器301a连接于标准电压源305。之后，根据CPU的指令，在测定部B的两电极间施加一定电压。该电压在以电极11表示为正极、电极12表示为负极时为0.1～5V、优选为0.2～3V、更优选为0.5～2.5V的电压。电压的施加时间处于0.1～30秒、优选为0.1～10秒、更优选为0.1～5秒的范围。随着该电压的施加而流入至两电极间的电流量通过将指示获取数据b的信号从控制线路施予给测定部B，由电流/电压转换线路303转换成电压值，之后由A/D转换线路304转换成数字值输入至CPU，作为数据b被收纳于演算部306的存储部。予以说明，数据b可以在数据a之前获取，但考虑到此时在获取数据b时的对极上会产生还原型的介体，将获取数据a时的作用极用于对极是不优选的，优选使用获取数据a时的对极。另外，可以将与获取数据a所用电极不同的独立的电极作为对极进行配置。此时，优选在对极上配置氧化型介体。在获取数据a和数据b时使用1个电极作为作用极和对极时，由于该电极表面的氧化还原反应成为律速阶段，因此从回避这种不良的观点出发，优选数据b在数据a之后获取。进而，通过以这种顺序获取数据b，能够更为确实地检测伴随作为与获取数据a所用氧化还原酶无关的反应的分析物以外的氧化还原物质的氧化或还原而流入血液试样中的电流的量。

[0049] 接着，演算部306参照换算表格，根据数据a和数据b决定血液试样中的分析物浓度。接着，将所决定的分析物浓度图像显示至LCD400。用于该决定的演算程序可以根据换算表格的数据构造适当地设计。当换算表格未记载与数据a和数据b完全达到一致的数值数据时，还可以由该换算表格所记载的与数据a和数据b相近似的数据，通过使用公知的线性补间法决定分析物浓度。

[0050] 通过本发明的生物传感器系统，对于温度为17℃的血液试样X和具有与血液试样X相同成分且温度为33℃的血液试样Y而言，在数据b的值除以数据a的值所获得的数值(Z)达到大致稳定的程度之前，可以排除分析物浓度测定中血液试样的温度影响。更具体地说，当将由血液试样X和血液试样Y获得的该数值分别表示为ZX和ZY时，用ZX/ZY表示的数值可以为1.0左右。测定血液中的葡萄糖浓度时的血液试样X和血液试样Y的分析物浓度可以处于大于0mg/dl、1000mg/dl以下的范围，例如可以为10mg/dl以上600mg/dl以下的范围。

[0051] 为了将分析物浓度测定中的血液试样的温度影响排除至上述程度，有必要适当地设计生物传感器系统。更具体地说，控制反应试剂层的组成、测定通过氧化还原酶参与的反应而流入血液试样中的电流量的时间和毛细管部的尺寸等各种参数。

[0052] 例如，当反应试剂层不含水溶性高分子化合物或者或反应试剂层中的水溶性高分子化合物的量小于0.2质量％时，优选测定器具有在将血液试样导入至传感器芯片时开始0.5秒以上小于2.5秒范围内将指示获取数据a的信号施予给测定部A的控制线路。另外。
例如当反应试剂层中的水溶性高分子化合物的量为0.2质量％以上时，测定器优选具有在将血液试样导入至传感器芯片时开始经过2.5秒以上后将指示获取数据a的信号施予给测定部A的控制线路。其原因在目前还无法确定，但本发明人如下考虑。当反应试剂层含有
0.2质量％以上的水溶性高分子化合物时，反应试剂层中的有助于反应的试剂溶出至血液试样的溶解速度慢、其扩散速度也慢，至反应顺畅进行需要2.5秒以上的时间。如后述实施例所示，当毛细管的宽度为0.8mm以下时，优选采用该设计。予以说明，当反应试剂层中的水溶性高分子化合物的量为0.2质量％以上时，作为水溶性高分子化合物的含量上限可举出2质量％、作为用于指示获取数据a的时间上限可举出15秒。

[0053] 另外，例如当反应试剂层中的酶量为1.8U以上、毛细管部的宽度超过0.8mm的范围时，如后述实施例所示，测定器优选具有在从将血液试样导入至传感器芯片时开始0.5秒以上、进而1.5秒以上、特别是2.0秒以上的范围内将指示获取数据a的信号施予测定部A的控制线路。作为用于该指示的时间上限可举出15秒。

[0054] 另外，例如毛细管部如后述实施例所示，当反应试剂层中的酶量相同时，优选高度很低的状态，更具体地说处于0.3mm以下、进而小于0.15mm、特别是0.1mm以下的范围。其理由目前还不确定，本发明人如下考虑。毛细管部的高度过高时，从反应试剂层溶出的氧化还原酶易于在远离电极表面的方向上扩散，在电极的表面附近与酶循环反应有关的酶不足。作为毛细管部的高度下限可举出0.05mm。

[0055] 本发明的生物传感器系统在使用传感器的环境的温度急剧变化时，也可高精度地测定分析物浓度。因此，没有必要在测定器上配置热敏电阻所代表的环境温度测定部。但是，这并非是指本发明的生物传感器系统中排除设置环境温度测定部。

[0056] 即，本发明的生物传感器系统的测定器还可具有对使用生物传感器系统的环境(测定环境)的温度进行测定的环境温度测定部。而且，本发明的生物传感器系统的演算部除了上述换算表格(第1换算表格)之外，还可具有记载了上述数据c和用于利用测定环境的温度校正该数据c的数据(数据e)的第2换算表格。测定环境的温度过高或过低时，有使用了第1换算表格的分析物浓度的测定精度降低的情况。如此，通过代替第1换算表格使用第2换算表格时，可以校正分析物浓度。作为代用第2换算表格的优选测定环境的温度可举出10℃以下的范围和40℃以上的范围。作为该温度的下限可举出0℃，作为该温度的上限可举出50℃。当测定环境的温度处于超过10℃、小于40℃的范围时，使用第1换算表格即可。

[0057] 本发明的生物传感器系统并不排除第1换算表格和第2换算表格被收纳于1个数据表格内的状态，更具体地说并不排除数据c、数据d和数据e相互关联记载于1个数据表格的状态。这种数据表格例如在测定环境的温度处于10℃以下的范围和40℃以上的范围时，还可进一步具有用于利用测定环境的温度校正通过参照第1换算表格而求得的分析物浓度的数据(校正系数)。

[0058] 本发明的生物传感器系统的测定器还可具有在获取上述数据a和数据b之前将指示第1温度测定实施的信号施予环境温度测定部、然后在获取数据a和数据b后将指示第2温度测定实施的信号施予环境温度测定部的控制线路。本发明的生物传感器系统在将第1温度测定和第2温度测定中所测定的温度分别表示为第1温度和第2温度时，演算部可如下决定血液试样中的分析物的浓度：

[0059] i)当第1温度和第2温度满足下述关系式(1)时，通过参照第1换算表格，根据数据a和数据b决定血液试样中的分析物的浓度，

[0060] 2.5℃≤|(第2温度)-(第1温度)|···(1)

[0061] ii)当第1温度和第2温度满足下述关系式(2)时，通过参照第2换算表格，代替数据b基于与第1温度和/或第2温度有关的数据和数据a，决定血液试样中的分析物的浓度，

[0062] |(第2温度)-(第1温度)|＜2.5℃···(2)

[0063] 从更为确实地检测环境温度的变化的观点出发，第2温度测定可以在第1温度测定后经过5秒以上、优选经过15秒以上、更优选经过30秒以上后进行实施。如此，本发明的生物传感器系统还可具有在第1温度测定后经过5秒以上、优选经过15秒以上、更优选经过30秒以上后，将指示第2温度测定的实施的信号施予环境温度测定部的控制线路。作为与第1温度和/或第2温度相关的数据，例如可使用第1温度和第2温度的平均值。另外，该数据可以是温度也可以是温度的换算值。

[0064] 本发明的生物传感器系统还可以具有从第1温度测定开始以一定间隔测定环境温度、将用于检测每该单位时间的温度变化的信号施予环境温度测定部的控制线路。由此，可以容易地判断热敏电阻所代表的环境温度测定部的可靠性(有无故障)。

[0065] 本发明的分析物浓度的测定方法如上所述，通过含有在接触血液试样的一对电极上施加电压、测定伴随分析物以外的氧化还原物质的氧化或还原流入血液试样中的电流量的步骤，获取上述数据b。基于数据a和数据b的血液试样中的分析物的浓度可以通过参照上述第1换算表格决定。

[0066] 本发明的分析物浓度的测定方法还可具有测定血液试样的周围环境温度的步骤。该步骤还可包括在获取数据a和数据b之前测定环境温度的第1温度测定步骤；在获取数据a和数据b后测定环境温度的第2温度测定步骤。

[0067] 本发明的分析物浓度的测定方法当将在第1温度测定步骤和第2温度测定步骤中测定的温度分别表示为第1温度和第2温度时，还可如下决定血液试样中的分析物的浓度：

[0068] 当i)第1温度和第2温度满足下述关系式(1)时，通过参照上述第1换算表格根据数据a和数据b决定血液试样中的分析物的浓度，

[0069] 2.5℃≤|(第2温度)-(第1温度)|···(1)

[0070] 当ii)第1温度和第2温度满足下述关系式(2)时，通过参照上述第2换算表格，代替数据b根据第1温度和/或第2温度有关的数据和数据a，决定血液试样中的分析物的浓度，

[0071] |(第2温度)-(第1温度)|＜2.5℃···(2)。

[0072] 从更为确实地检测环境温度的变化的观点出发，第2温度测定可以在第1温度测定后经过5秒以上、优选经过15秒以上、更优选经过30秒以上后实施。作为与第1温度和/或第2温度有关的数据，例如可使用第1温度和第2温度的平均值。另外，该数据可以是温度也可以是温度的换算值。

[0073] 实施例

[0074] 以下，通过实施例进一步详细地说明本发明。

[0075] (实施例1)

[0076] 制作图2和图3所示的传感器芯片。毛细管部按照宽0.6mm、长(深)2.5mm、高0.1mm进行设计。反应试剂层如下形成。将葡萄糖脱氢酶、铁氰化钾(关东化学社制)、牛磺酸(ナカライテスク社制)和麦芽糖醇(林原社制)溶解于CMC水溶液(第一工业制药社制セロゲンHE-1500F)中获得试剂液，将所得试剂液涂布在聚对苯二甲酸乙二醇酯基板上使得反应试剂层中的酶量达到2.0U/传感器、CMC量达到0.05质量％、铁氰化钾量达到
2.5质量％、牛磺酸量达到1.5质量％、麦芽糖醇量达到0.1质量％，之后在湿度45％温度
21℃的环境下将其干燥。各电极由钯构成。

[0077] 从3名受试者采集血液。按照葡萄糖浓度达到50mg/dl、100mg/dl、250mg/dl、400mg/dl、600mg/dl，将葡萄糖浓缩液添加于各血液中，调制血液试样。

[0078] 将血液试样导入至传感器芯片的毛细管部。血液试样的温度为17℃、25℃或33℃。接着，在测定部A的作用极(电极12)与对极(电极13)之间施加0.25V大小的电压，在血液试样的导入结束的1秒钟后，通过与上述酶和葡萄糖有关的酶循环反应，测定流入该电极间的电流(葡萄糖应答)。

[0079] 之后，在测定部B的作用极(电极11)与对极(电极12)之间施加2.5V大小的电压，在血液试样的导入结束的3秒钟后，测定流入该电极间的电流(温度校正用应答)。

[0080] 将葡萄糖应答的应答电流值和温度校正用应答的应答电流值示于表1。另外，将温度校正用应答的应答电流值除以葡萄糖应答的应答电流值所获得的数值(Z)也示于表1。将由温度17℃的血液试样获得的上述数值(Zx)除以由温度33℃的血液试样获得的上述数值(Zy)所获得的数值(Zx/Zy)也示于表1。进而，将毛细管部的尺寸、各应答的测定时间、酶量、CMC量、Zx/Zy值偏离1.0的最大背离率(最大波动幅度)示于表2。将以后的实施例和参照例的这些数值也示于表2。

[0081] [表1]

[0082]

[0083]

[0084]

[0085]

[0086] [表2]

[0087]

[0088] 实施例1的Zx/Zy值的最大波动幅度如表2所示，为12％以下的范围。

[0089] (实施例2)

[0090] 除了在血液试样向毛细管部的导入结束2.5秒后测定葡萄糖应答以外，与实施例1同样地测定各种电流应答。由各血液试样获得的数值(Z、Zx/Zy)示于表3。

[0091] [表3]

[0092]

[0093]

[0094] 实施例2的Zx/Zy值的最大波动幅度如表2所示，为17％以下的范围。

[0095] (实施例3)

[0096] 除了使用单位传感器的酶量为0.5U的传感器芯片之外，与实施例1同样地测定各种电流应答。由各血液试样获得的数值(Z、Zx/Zy)示于表4。

[0097] [表4]

[0098]

[0099]

[0100] 实施例3的Zx/Zy值的最大波动幅度如表2所示，为12％以下的范围。

[0101] (实施例4)

[0102] 除了使用单位传感器的酶量为1.0U的传感器芯片之外，与实施例1同样地测定各种电流应答。由各血液试样获得的数值(Z、Zx/Zy)示于表5。

[0103] [表5]

[0104]

[0105]

[0106] 实施例4的Zx/Zy值的最大波动幅度如表2所示，为17％以下的范围。

[0107] (实施例5)

[0108] 除了在血液试样向毛细管部的导入结束2.5秒后测定葡萄糖应答以外，与实施例3同样地测定各种电流应答。由各血液试样获得的数值(Z、Zx/Zy)示于表6。

[0109] [表6]

[0110]

[0111]

[0112] 实施例5的Zx/Zy值的最大波动幅度如表2所示，为超过17％的范围。

[0113] (实施例6)

[0114] 除了在血液试样向毛细管部的导入结束2.5秒后测定葡萄糖应答以外，与实施例4同样地测定各种电流应答。由各血液试样获得的数值(Z、Zx/Zy)示于表7。

[0115] [表7]

[0116]

[0117]

[0118] 实施例6的Zx/Zy值的最大波动幅度如表2所示，为超过17％的范围。

[0119] (实施例7)

[0120] 除了反应试剂层使用不含CMC的传感器芯片以外，与实施例4同样地测定各种电流应答。由各血液试样获得的数值(Z、Zx/Zy)示于表8。

[0121] [表8]

[0122]

[0123]

[0124] 实施例7的Zx/Zy值的最大波动幅度如表2所示，为12％以下的范围。

[0125] (实施例8)

[0126] 除了反应试剂层使用CMC量为0.1质量％的传感器芯片以外，与实施例4同样地测定各种电流应答。由各血液试样获得的数值(Z、Zx/Zy)示于表9。

[0127] [表9]

[0128]

[0129]

[0130] 实施例8的Zx/Zy值的最大波动幅度如表2所示，为17％以下的范围。

[0131] (实施例9)

[0132] 除了反应试剂层使用CMC量为0.25质量％的传感器芯片以外，与实施例6同样地测定各种电流应答。由各血液试样获得的数值(Z、Zx/Zy)示于表10。

[0133] [表10]

[0134]

[0135]

[0136] 实施例9的Zx/Zy值的最大波动幅度如表2所示，为12％以下的范围。

[0137] (实施例10)

[0138] 除了反应试剂层使用CMC量为0.5质量％的传感器芯片以外，与实施例6同样地测定各种电流应答。由各血液试样获得的数值(Z、Zx/Zy)示于表11。

[0139] [表11]

[0140]

[0141]

[0142] 实施例10的Zx/Zy值的最大波动幅度如表2所示，为17％以下的范围。

[0143] (实施例11)

[0144] 除了在血液试样向毛细管部的导入结束2.5秒后测定葡萄糖应答以外，与实施例7同样地测定各种电流应答。由各血液试样获得的数值(Z、Zx/Zy)示于表12。

[0145] [表12]

[0146]

[0147]

[0148] 实施例11的Zx/Zy值的最大波动幅度如表2所示，为超过17％的范围。

[0149] (实施例12)

[0150] 除了在血液试样向毛细管部的导入结束2.5秒后测定葡萄糖应答以外，与实施例8同样地测定各种电流应答。由各血液试样获得的数值(Z、Zx/Zy)示于表13。

[0151] [表13]

[0152]

[0153]

[0154] 实施例12的Zx/Zy值的最大波动幅度如表2所示，为超过17％的范围。

[0155] (实施例13)

[0156] 除了在血液试样向毛细管部的导入结束1.5秒后测定葡萄糖应答以外，与实施例9同样地测定各种电流应答。由各血液试样获得的数值(Z、Zx/Zy)示于表14。

[0157] [表14]

[0158]

[0159]

[0160] 实施例13的Zx/Zy值的最大波动幅度如表2所示，为超过17％的范围。

[0161] (实施例14)

[0162] 除了在血液试样向毛细管部的导入结束1.0秒后测定葡萄糖应答以外，与实施例10同样地测定各种电流应答。由各血液试样获得的数值(Z、Zx/Zy)示于表15。

[0163] [表15]

[0164]

[0165]

[0166] 实施例14的Zx/Zy值的最大波动幅度如表2所示，为超过17％的范围。

[0167] (实施例15)

[0168] 除了使用毛细管部的宽为1.0mm长为3.0mm的传感器芯片以外，与实施例4同样地测定各种电流应答。由各血液试样获得的数值(Z、Zx/Zy)示于表16。

[0169] [表16]

[0170]

[0171]

[0172] 实施例15的Zx/Zy值的最大波动幅度如表2所示，为17％以下的范围。

[0173] (实施例16)

[0174] 除了在血液试样向毛细管部的导入结束1.5秒后测定葡萄糖应答以外，与实施例15同样地测定各种电流应答。由各血液试样获得的数值(Z、Zx/Zy)示于表17。

[0175] [表17]

[0176]

[0177]

[0178] 实施例16的Zx/Zy值的最大波动幅度如表2所示，为12％以下的范围。

[0179] (实施例17)

[0180] 除了使用毛细管部的宽为1.0mm长为3.0mm的传感器芯片以外，与实施例2同样地测定各种电流应答。由各血液试样获得的数值(Z、Zx/Zy)示于表18。

[0181] [表18]

[0182]

[0183]

[0184] 实施例17的Zx/Zy值的最大波动幅度如表2所示，为12％以下的范围。

[0185] (实施例18)

[0186] 除了使用毛细管部的宽为1.0mm长为3.0mm的传感器芯片以外，与实施例1同样地测定各种电流应答。由各血液试样获得的数值(Z、Zx/Zy)示于表19。

[0187] [表19]

[0188]

[0189]

[0190] 实施例18的Zx/Zy值的最大波动幅度如表2所示，为17％以下的范围。

[0191] (实施例19)

[0192] 除了在血液试样向毛细管部的导入结束1.5秒后测定葡萄糖应答以外，与实施例18同样地测定各种电流应答。由各血液试样获得的数值(Z、Zx/Zy)示于表20。

[0193] [表20]

[0194]

[0195]

[0196] 实施例19的Zx/Zy值的最大波动幅度如表2所示，为17％以下的范围。

[0197] (实施例20)

[0198] 除了使用毛细管部的宽为1.0mm长为3.0mm的传感器芯片以外，与实施例3同样地测定各种电流应答。由各血液试样获得的数值(Z、Zx/Zy)示于表21。

[0199] [表21]

[0200]

[0201]

[0202] 实施例20的Zx/Zy值的最大波动幅度如表2所示，为17％以下的范围。

[0203] (实施例21)

[0204] 除了使用毛细管部的宽为1.0mm长为3.0mm的传感器芯片以外，与实施例5同样地测定各种电流应答。由各血液试样获得的数值(Z、Zx/Zy)示于表22。

[0205] [表22]

[0206]

[0207]

[0208] 实施例21的Zx/Zy值的最大波动幅度如表2所示，为超过17％的范围。

[0209] (实施例22)

[0210] 除了使用毛细管部的宽为1.0mm长为3.0mm的传感器芯片以外，与实施例6同样地测定各种电流应答。由各血液试样获得的数值(Z、Zx/Zy)示于表23。

[0211] [表23]

[0212]

[0213]

[0214] 实施例22的Zx/Zy值的最大波动幅度如表2所示，为超过17％的范围。

[0215] (实施例23)

[0216] 除了使用毛细管部的高为0.15mm的传感器芯片以外，与实施例6同样地测定各种电流应答。由各血液试样获得的数值(Z、Zx/Zy)示于表24。

[0217] [表24]

[0218]

[0219]

[0220] 实施例23的Zx/Zy值的最大波动幅度如表2所示，为超过17％的范围。

[0221] (实施例24)

[0222] 除了使用毛细管部的高为0.15mm的传感器芯片以外，与实施例4同样地测定各种电流应答。由各血液试样获得的数值(Z、Zx/Zy)示于表25。

[0223] [表25]

[0224]

[0225]

[0226] 实施例24的Zx/Zy值的最大波动幅度如表2所示，为超过17％的范围。

[0227] 产业实用性

[0228] 本发明在血液试样中的分析物浓度的测定中，作为抑制实施该测定的环境温度所引起的测定误差的发生的发明，在要求测定高精度化的各领域中具有非常大的利用价值。