JP2003156469A - バイオセンサ、バイオセンサ用測定装置及び基質の定量方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 試料液中に含まれる基質を定量するバイオセ
ンサによる測定誤差を減少させるための定量方法を提供
すること。 【解決手段】 絶縁基板上に少なくとも一対の電極が形
成されたバイオセンサを着脱自在に支持する支持部と、
当該電極それぞれに電気的に接続される複数の接続端子
と、当該接続端子を介して当該電極それぞれに電圧を印
加する駆動電源とを有する測定装置に挿入して、バイオ
センサの電極のいずれか一つは、バイオセンサが所定の
方向で測定装置の支持部に挿入された場合にのみ、測定
装置に備えられた第１の接続端子と第２の接続端子とに
接続され、そして駆動電源によって電圧を印加されるこ
とにより、第１の接続端子と第２の接続端子との間で導
通する電極構造を有する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、試料液中に含まれ
る基質を定量するバイオセンサと、このバイオセンサ用
測定装置に関するものであり、また特に、バイオセンサ
による測定誤差を減少させるための新規な定量方法をも
提供するものである。

【０００２】

【従来の技術】バイオセンサとは、微生物、酵素、抗
体、ＤＮＡ、ＲＮＡ等の生物材料の分子認識能を利用
し、生物材料を分子識別素子として応用した、試料液中
の基質含有量の定量をするセンサである。即ち、生物材
料が目的の基質を認識したときに起こる反応、例えば微
生物の呼吸による酸素の消費、酵素反応、発光等、を利
用して、試料液中に含まれる基質を定量するのである。
そして各種バイオセンサの中でも酵素センサの実用化は
進んでおり、例えば、グルコース、乳酸、コレステロー
ル、アミノ酸用のバイオセンサである酵素センサは医療
計測や食品工業に利用されている。この酵素センサは、
例えば検体である試料液に含まれる基質と酵素などとの
反応により生成する電子によって電子伝達体を還元し、
測定装置がその電子伝達体の還元量を電気化学的に計測
することにより、検体の定量分析を行うようになってい
る。

【０００３】このようなバイオセンサについて様々な形
態のものが提案されている。そこで、以下従来のバイオ
センサであるバイオセンサＺについて説明する。図１６
（ａ）はバイオセンサＺの分解斜視図であり、第１６
（ｂ）図はバイオセンサＺの先端に形成された電極部の
構成を示す図である。このように構成されたバイオセン
サＺにおける試料液の基質の定量方法について第１６
（ｂ）図を参照しつつ説明する。

【０００４】まず、バイオセンサＺを測定装置に挿入
し、その測定装置により対電極１１０３ａ、測定電極１
１０３ｂ間に一定電圧が印加された状態で、試料液を試
料供給路の入口１１０６ｂに供給する。試料液は毛細管
現象により試料供給路の内部に吸引され、その入口１１
０６ｂに近い方の対電極１１０３ａ上を通り、測定電極
１１０３ｂに達し、試薬層１１０５の溶解が始まる。こ
の時、測定装置は、対電極１１０３ａ、測定電極１１０
３ｂ間に生じる電気的変化を検知して、定量動作を開始
する。このようにして試料液の基質含有量が定量される
のである。

【０００５】具体的には、試薬層に担持されている酸化
還元酵素と電子受容体が試料液に溶解し、試料液中の基
質との間で酵素反応が進行し電子受容体が還元される。
反応終了後、この還元された電子受容体を電気化学的に
酸化し、このとき得られる酸化電流値から試料液中の基
質濃度を測定するようになっている。

【０００６】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、従来の
バイオセンサＺは、解決が望まれる課題を有している。
とりわけ、試薬層１１０５における電気的変化を検知す
る際、様々な要因が測定装置による測定精度・感度に影
響を及ぼすという課題があった。

【０００７】第1に、ユーザによる誤った操作が起因す
る。例えば、ユーザが一旦試料液を試料供給路に供給
した後、測定装置による定量が完了する前に、更に試料
液を追足して供給する、既に使用済みのバイオセンサ
を使用した再定量を試みる、試料液を誤った場所に供
給する、バイオセンサを誤った方向に測定装置に挿入
する等、測定精度に影響を及ぼすようなユーザの操作ミ
スを回避させ得る手段が望まれていた。特に高齢者のユ
ーザによる誤操作を回避し得る手段が望ましい。

【０００８】第２に、測定対象物の特性が起因する。例
えば、バイオセンサを用いて、人体から摂取された血液
中のグルコース濃度を定量する場合、血液の粘度が測定
精度に影響を及ぼすことがある。一般的に、血液の粘性
の指標としてヘマトクリットが知られている。ヘマトク
リットは血液中に占める赤血球の容積の割合（％）であ
る。一般的に、貧血のない人では血液は水分が５０〜６
０％で赤血球が４０〜５０％を占める。慢性腎不全にな
り腎性貧血になるとヘマトクリットが下がり、１５％を
下回る状態になる場合もある。そこで適切な治療処置を
施すには、血液のヘマトクリットの影響を抑え、例えば
糖尿病患者においては血液中のグルコース濃度を正確に
測定する必要がある。

【０００９】第３に、測定時に及ぼす環境温度の影響が
起因する。現在、普及しているバイオセンサ用の測定装
置は、ユーザが携帯可能なように小型化が進んでいる。
そのため、ユーザが屋外から屋内に移動直後に測定を試
みた場合等、測定装置内の温度が安定化される前に測定
が開始される場合がある。基質濃度に対応する酸化電流
値に急激な温度変化による影響が及び、測定精度が悪く
なってしまうことがある。また、ユーザ自身の手等の体
温が測定装置に伝導し、体温による温度変化が測定精度
に及ぼす影響も懸念されていた。

【００１０】以上より、本発明の目的は、ユーザにとっ
て操作が容易であって、測定精度が良好なバイオセン
サ、バイオセンサを用いた定量方法及び測定装置を提供
することである。

【００１１】

【課題を解決するための手段】上記課題を解決するため
に、本発明の第１の態様によれば、絶縁基板上に少なく
とも一対の電極が形成されたバイオセンサを着脱自在に
支持する支持部と、当該電極それぞれに電気的に接続さ
れる複数の接続端子と、当該接続端子を介して当該電極
それぞれに電圧を印加する駆動電源とを有する測定装置
に挿入して、試料液に含まれる基質を定量するためのバ
イオセンサであって、前記バイオセンサの電極のいずれ
か一つは、前記バイオセンサが所定の方向で測定装置の
支持部に挿入された場合にのみ、測定装置に備えられた
第１の接続端子と第２の接続端子とに接続され、そして
前記駆動電源によって電圧を印加されることにより、前
記第１の接続端子と第２の接続端子との間で導通する電
極構造を有するようになっている。

【００１２】前記絶縁基板上の少なくとも一部に導電性
層が形成されており、前記導電性層がスリットによって
分割されて前記対電極と測定電極とが、さらには必要に
応じ検知電極とが形成されているようにしてもよい。

【００１３】また、本発明の第２の態様によれば、絶縁
基板上に少なくとも一対の電極が形成されたバイオセン
サを、着脱自在に支持する支持部と、当該電極それぞれ
に電気的に接続される複数の接続端子と、当該接続端子
を介して当該電極それぞれに電圧を印加する駆動電源と
を有し、当該バイオセンサに供給される試料液に含まれ
る基質を定量するバイオセンサ用測定装置であって、前
記測定装置は、前記支持部に前記バイオセンサが所定の
方向で挿入された場合にのみ、バイオセンサの電極のい
ずれか一つに接続する第１の接続端子と第２の接続端子
とを備え、前記駆動電源によって第１の接続端子、第２
の接続端子それぞれに電圧を印加して、前記第１の接続
端子、第２の接続端子間が導通するか否かを検知するよ
うになっている。

【００１４】前記測定装置は、前記第１の接続端子、第
２の接続端子間の導通が検知されない場合、前記バイオ
センサが所定の方向に挿入されていないと判別するよう
にしてもよい。

【００１５】前記測定装置は、前記バイオセンサが所定
の方向に挿入されていないと判別された場合、判定結果
を外部に出力する出力部を更に備えるようにしてもよ
い。

【００１６】また、本発明の第３の態様によれば、絶縁
基板上の少なくとも一部に形成された対電極、測定電極
及び検知電極を含む電極部、当該電極部に試料液を供給
する試料供給路、当該試料供給路を介して供給される試
料液と反応する試薬層とを有するバイオセンサを、着脱
自在に支持する支持部と、当該電極部に電圧を印加する
ための接続端子および駆動電源とを有する測定装置に挿
入して、当該試料液中に含まれる基質を定量するための
基質の定量方法であって、前記バイオセンサが前記測定
装置の支持部に挿入された場合、前記対電極および前記
測定電極との第１の組、前記測定電極あるいは対電極と
前記検知電極との第２の組それぞれに前記駆動電源によ
って電圧を印加するようになっている。

【００１７】前記バイオセンサには、試料供給路に沿っ
て、試料供給口から試料の流れる方向に向かって、対電
極、測定電極及び検知電極のうち検知電極が最も下流側
に形成されており、前記電極部の前記第１の組、第２の
組から出力される電流それぞれが所定のしきい値を超え
たか否かにより、測定に必要な充分な量の試料液が供給
されたか否かを判別するようにしてもよい。

【００１８】前記第１の組からの電流が前記所定のしき
い値を超えてから、所定の経過時間内に前記第２の組か
らの電流が所定のしきい値を超えない場合、試料液が不
足していると判定するようにしてもよい。

【００１９】試料液が不足していると判定した場合に、
その旨を測定装置より外部に出力するようにしてもよ
い。

【００２０】前記第１の組からの電流が前記所定のしき
い値を超えてから、所定の経過時間内に前記第２の組か
らの電流が所定のしきい値を超えない場合、測定者が再
度、試料液を追加して供給する作業のために、測定のス
テップを一時待機するようにしてもよい。

【００２１】本前記バイオセンサの試料供給路には、試
料供給口から試料の流れる方向に向かって、対電極、測
定電極及び検知電極のうち検知電極が最も下流側に形成
されるとともに、前記検知電極より下流側に、試料液の
流れを促進するための排気口を備えており、 前記第２
の組からの電流が前記所定のしきい値を、前記第１の組
よりも先に超えた場合であって、所定の経過時間内に前
記第１の組からの電流が所定のしきい値を超えないとき
には、試料液が誤って排気口から吸引されたと判定する
ようにしてもよい。

【００２２】前記第１の組からの電流が所定のしきい値
を超えたことを検知してから、前記第２の組からの電流
が所定のしきい値を超えるまでの経過時間にしたがっ
て、前記電極部によって検知される電流に対応した基質
の定量値を補正するようにしてもよい。

【００２３】前記測定装置は、前記バイオセンサより検
知される電流と前記試料液中に含まれる基質の含有量と
の対応を示す検量データを記憶した記憶部を更に備え、
前記記憶部に記憶された検量データを参照することによ
って、前記検知される電流に対応した基質の定量値を決
定するようにしてもよい。

【００２４】試料液を試料供給路に供給した後に、試料
液と試薬層との反応を、ある時間、培養してから基質を
定量するに際して、前記第１の組からの電流が所定のし
きい値を超えたことを検知しから、前記第２の組からの
電流が所定のしきい値を超えるまでの経過時間にしたが
って、前記培養時間を変化させるようにしてもよい。

【００２５】前記第１の組、第２の組いずれかで、電圧
の印加先を一定時間ごとに切り換えるようにしてもよ
い。

【００２６】本発明の第４の態様によれば、基質の定量
方法であって、測定試料中の基質と特異的に反応する試
薬層を有するバイオセンサと、測定試料と前記試薬層の
試薬とを反応させた試料から前記測定試料に含まれる基
質の量を求める測定装置とを有し、前記測定装置は、前
記測定試料液と前記試薬層との反応が進行する際の温度
を測定する温度測定部と、温度域ごとに異なる、測定値
の補正テーブルを複数個有する温度補正データ記憶部と
を備えており、前記温度測定部によって測定される温度
に応じた補正テーブルを選択し、前記基質の測定値に応
じた補正値を算出して、補正をするようになっている。

【００２７】前記バイオセンサは、絶縁基板上の少なく
とも一部に形成された対電極、測定電極を含む電極部を
有しており、かつ前記測定装置は、前記電極部に電圧を
印加して、電極から出力される電流を検知する測定装置
としてもよい。

【００２８】本発明の第５の態様によれば、バイオセン
サに供給される試料液に含まれる基質を、測定装置によ
って測定する基質の定量方法であって、前記測定装置
は、装置内の温度を測定する温度測定手段を備え、前記
基質の測定に先立って得ておいた温度と、前記基質の定
量時の温度とから、その温度変化を検出し、この温度変
化に基づき、前記基質の測定をするか否かの判定を行う
ようになっている。

【００２９】基質の測定に先立って得た温度と、前記基
質の測定時における温度との温度変化を検出し、その温
度変化が所定のしきい値を越える場合には、前記基質の
測定を中止するようにしてもよい。

【００３０】基質の測定に先立つ温度測定は、断続的に
行うようにしてもよい。

【００３１】本発明の第６の態様によれば、絶縁基板上
の少なくとも一部に形成された対電極、測定電極を含む
電極部、当該電極部に供給される試料液と反応する試薬
層とを有するバイオセンサと、前記バイオセンサを着脱
自在に支持する支持部と当該電極部の各電極に電圧を印
加するための接続端子及び駆動電源とを有する測定装置
とを用い、当該駆動電源によって前記電極部に電圧を印
加させて出力される電流を検知することによって、当該
試料液中に含まれる基質を定量するための基質の定量方
法であって、前記測定装置は、前記支持部に支持された
前記バイオセンサの電極部に第1の電位を第1の期間印加
し、前記第1の期間において前記第1の電位を前記電極部
に印加した後、前記第1の電位を印加することを待機期
間の間停止し、前記待機期間の経過後、前記電極部に第
２の電位を第２の期間印加させて出力される電流を測定
することにより基質を定量し、前記第１の電位は前記第
２の電位よりも大きくなっている。

【００３２】

【発明の実施の形態】以下、本発明の一実施の形態につ
いて図面を参照しながら詳細に説明する。

【００３３】図１は、本発明の実施の形態に係るバイオ
センサシステム１を示す。バイオセンサシステム１は、
バイオセンサ３０、バイオセンサ３０を着脱自在に装着
する測定装置１０を有している。バイオセンサ３０の先
端に位置する試料点着部３０ａに点着された試料中に含
まれる基質の量が測定装置１０によって定量されるよう
になっている。

【００３４】測定装置１０は、例えば、バイオセンサ３
０を着脱自在に装着する支持部２、バイオセンサ３０の
試料点着部３０ａに点着された試料液中に含まれる基質
の定量結果を表示する表示部１１を有している。

【００３５】本バイオセンサシステム１を用いて、試料
液中の基質含有量を定量するには、まず、ユーザはバイ
オセンサ３０を測定装置１０に挿入後、後述するバイオ
センサ３０の電極に測定装置１０によって一定電圧が印
加された状態で、試料液を試料点着部３０ａに供給す
る。点着された試料液がバイオセンサ３０の内部に吸引
されて試薬層の溶解が始まる。測定装置１０は、バイオ
センサ３０の電極間に生じる電気的変化を検知して定量
動作を開始するようになっている。

【００３６】ここで、本実施の形態に係るバイオセンサ
システム１は、とりわけ、試料液として人体の血液、ま
た、基質として、血液中に含まれるグルコース、乳酸、
コレステロールの含有量を定量することに適している。
人体の体液中に含まれる基質の定量は、特定の生理的異
常の診断や治療において非常に重要である。特に、糖尿
病患者にとって、血液中のグルコース濃度を頻繁に把握
する必要がある。

【００３７】なお、以下の説明では、人体の血液中に含
まれるグルコースの定量に関して開示をするが、本実施
の形態におけるバイオセンサシステム１を、適切な酵素
を選択することによって、乳酸、コレステロールその他
基質を定量することも可能である。

【００３８】次に、バイオセンサ３０を構成する部材に
ついて、図２を用いて説明する。図２はバイオセンサ３
０の分解斜視図である。３１はポリエチレンテレフタレ
ート等からなる絶縁性の基板（以下、単に「基板」とす
る。）であって、基板３１の表面には、例えば金やパラ
ジウムなどの貴金属やカーボン等の電気伝導性物質から
なる導電性層が、スクリーン印刷法やスパッタリング蒸
着法によって形成されている。導電性層は基板３１全面
または少なくとも一部に形成されていればよい。３２は
中央部に空気孔３３が設けられた絶縁性の基板であっ
て、切欠部を有するスペーサ３４を基板３１との間に挟
み込んで、基板３１と一体に配置される。

【００３９】基板３１上には、複数のスリットによって
導電性層が分割されて対電極３７、測定電極３８及び検
知電極３９が形成されている。詳細には、対電極３７上
に形成された略円弧状のスリット４０、基板３１側面に
垂直方向に形成された４１ａ、４１ｃおよび基板３１に
平行方向に形成されたスリット４１ｂ、４１ｄ、４１ｆ
並びにＶ字型の形状を有するスリット４１ｅによって導
電性層が分割されて、対電極３７、測定電極３８および
検知電極３９が形成されている。なお、各電極は基板３
１の少なくとも一部に形成されていればよく、また、測
定装置１０と各電極との接続はリード線であってもよ
い。

【００４０】スペーサ３４は基板３１上の対電極３７、
測定電極３８および検知電極３９を覆うように配置さ
れ、スペーサ３４の前縁部中央に設けられた長方形の切
欠部によって試料供給路３５が形成される。また、３０
ａは試料供給路の入口であり、入口３０ａに点着された
試料液は、毛細管現象によって略水平方向（図２中の矢
印ＡＲ方向）に空気孔３３に向かって吸引される。

【００４１】３６はスペーサ３４の切欠部から露出して
いる対電極３７、測定電極３８および検知電極３９に、
酵素、電子受容体、アミノ酸及び糖アルコール等を含有
する試薬を塗布することで形成された試薬層である。

【００４２】ここで、酵素としては、グルコースオキシ
ターゼ、ラクテートオキシターゼ、コレステロールオキ
シターゼ、コレステロールエステラーゼ、ウリカーゼ、
アスコルビン酸オキシターゼ、ビリルビンオキシター
ゼ、グルコースデヒドロゲナーゼ、ラクテートデヒドロ
ゲナーゼ、ラクテートデヒドロゲナーゼなどを用いるこ
とができる。

【００４３】電子受容体としては、フェリシアン化カリ
ウムが好ましいが、フェリシアン化カリウム以外にもｐ
−ベンゾキノン及びその誘導体、フェナジンメトルサル
フェート、メチレンブルー、フェロセン及びその誘導体
などを用いることができる。

【００４４】本実施の形態に係るバイオセンサシステム
１の場合、人体の血液中のグルコース濃度を測定するた
め、試薬層３６に担持されている酸化還元酵素としてグ
ルコースオキシターゼが、電子受容体としてフェリシア
ン化カリウムが用いられる。この酸化還元酵素と電子受
容体が試料供給路に吸引された試料液（本実施の形態の
場合、人体から摂取された血液）に溶解し、試料液中の
基質であるグルコースとの間で酵素反応が進行し電子受
容体が還元されてフェロシアン化物（本実施の形態の場
合、フェロシアン化カリウム）が生成される。反応終了
後、この還元された電子受容体を電気化学的に酸化し、
このとき得られる電流から試料液中のグルコース濃度が
測定される。このような一連の反応は、主に、スリット
４０からスリット４１ｅを介して検知電極３９までのエ
リアで進行し、対電極３７、測定電極３８及び検知電極
３９によって電気化学的変化に伴う電流が読み取られる
ことになる。

【００４５】また、４２はバイオセンサ３０の種別や製
造ロット毎の出力特性の違いを測定装置１０によって識
別するための識別部である。対電極３７、検知電極３９
の識別部４２に該当する部分に、図２のようなスリット
４１ｇ、４１ｈの組み合わせを形成することによって、
測定装置１０によって電気的に出力特性の差異を識別で
きるようになる。

【００４６】図３は、スリット４１ｇ、４１ｈの形成有
無によるバイオセンサ３０の識別部４２の組み合わせを
示す。図３には、一例として、７種類の組み合わせが示
されている。

【００４７】例えば、図３（ａ）はコレステロールを定
量対象とする場合のバイオセンサ３０の識別部４２であ
る。この場合、スリット４１ｇ、４１ｈは設けられてい
ない。図３（ｂ）、（ｃ）、（ｄ）は乳酸を定量対象と
する場合のバイオセンサ３０の識別部４２である。図３
（ｂ）では対電極３７にのみスリット４１ｈが設けられ
て、補正部４３が形成されている。図３（ｃ）では検知
電極３９にのみスリット４１ｇが設けられて、補正部４
４が形成されている。図３（ｄ）では対電極３７、検知
電極３９それぞれにスリット４１ｈ、４１ｇが設けられ
て、補正部４３、４４が形成されている。更に、図３
（ｅ）、（ｆ）、（ｇ）はグルコースを定量対象とする
場合のバイオセンサ３０の識別部４２である。図３
（ｅ）では、検知電極３９にのみスリット４１ｇが設け
られるとともにスリット４１ｄがスリット４１ｇまでの
み形成されている。そのため補正部４４と測定電極３８
とが一体に形成されている。図３（ｆ）では、図３
（ｅ）の状態に更にスリット４１ｈが形成されて補正部
４３が形成されている。図３（ｇ）では、図３（ｆ）の
状態にスリット４１ｆがスリット４１ｈまでのみ形成さ
れている。そのため補正部４３、４４及び測定電極３８
とが一体に形成されている。

【００４８】このように識別部４２のスリットのパター
ンを変化させることによって、各電極との導通部分の面
積を可変することができるようになる。よって、バイオ
センサ３０の出力特性（グルコース、コレステロール、
乳酸濃度）の違い、製造ロットによる製造誤差を測定装
置１０によって識別し、基質濃度測定に適したデータ、
制御プログラムを切り替えることによって正確な測定値
を求めることができるようになる。従来のように、ユー
ザが補正チップ等を用いて補正データを入力する必要が
なくなるので、煩わしさがなくなって操作ミスを防ぐこ
とができるようになる。なお、本実施の形態では電極が
３つあるバイオセンサについて開示しているが、電極の
数はそれ以外の場合でも適宜変更可能であって、少なく
とも一対の電極を有していればよい。また、スリットの
形成パターンは、図３に記載したパターン以外のパター
ンも用いてもよい。

【００４９】次に、測定装置１０の構成の詳細について
説明する。図４は、バイオセンサ３０（上面図）と測定
装置１０の構成を示す。バイオセンサ３０においては、
試料供給路３５に沿って、試料点着部３０ａから試料の
流れる方向に向かって、対電極３７、測定電極３８及び
検知電極３９のうち検知電極３９が最も下流側に形成さ
れている。なお、対電極３７、測定電極３８の配置順序
は入れ替わってもよい。また、スリット４１ｃ、４１ｅ
を介して測定電極３８と検知電極３９との間に所定の距
離を設けることによって、基質の電気的変化に伴う電流
の変化の具合によって、試料液が確実にかつ充分な量が
吸引されたか否か判別されるようになっている。

【００５０】また、測定装置１０においては、１２、１
３、１４、１５、１６、１７は、バイオセンサ３０の識
別部４２を６つに区分けしたエリアＡ、Ｂ、Ｃ、Ｄ、
Ｅ、Ｆにそれぞれ対応して接続されるコネクタである。
エリアＡ、Ｂ、Ｃ、Ｄ、Ｅ、Ｆは、スリット４１ｄ、ｆ
およびスリット４１ｇ、ｈに対応するように区分けされ
ている。エリアＡは測定電極３８に対応し、エリアＣは
検知電極３９に対応し、エリアＥは対電極３７に対応す
る。エリアＢはエリアＡと一体で形成されており、エリ
アＤ、Ｆはそれぞれ、図３における補正部４３、４４に
対応する。また、１８、１９、２０、２１、２２は、各
コネクタ１３、１４、１５、１６、１７とグランド（定
電位を意味し、必ずしも「０」でなくてもよい。以下本
明細書において同様である。）間に設けられたスイッチ
である。このグランドにおいて、各電極に印加する電圧
を可変制御することができる。各コネクタ１３、１４、
１５、１６、１７はグランドに並列に接続されており、
各スイッチ１８〜２２のオン・オフ制御によってコネク
タ１３〜１７から必要なコネクタを選択して測定時に用
いられるようになる。

【００５１】２３はコネクタ１２に接続され、測定電極
３８とその他の電極間に流れる電流を電圧に変換して出
力する電流／電圧変換回路、２４は電流／電圧変換回路
２３に接続され、電流／電圧変換回路２３からの電圧値
をパルスに変換するＡ／Ｄ変換回路、２５は各スイッチ
オン・オフを制御したり、Ａ／Ｄ変換回路２４からのパ
ルスに基づいて試料液の基質の含有量を算出するＣＰ
Ｕ、１１はＣＰＵ２５により算出された測定値を表示す
るＬＣＤ（液晶表示器：出力部）である。また、２６、
２８は測定装置１０内の温度を測定する温度測定部であ
る。各温度測定部２６、２８は一方がグランドに、他方
がスイッチ２７、２９を介してコネクタ１２と電流／電
圧変換回路２３との間に並列的に接続されている。

【００５２】本実施の形態に係る測定装置１０では、バ
イオセンサ３０の各電極間に流れる電流が電流／電圧変
換回路２３によって変換された電圧値（ｍｖ）を用い
て、各電極間の電流の変化が検知される。すなわち、電
圧値は各電極間の電流の大きさを示す指標となる。

【００５３】以下、本発明の実施の形態に係るバイオセ
ンサ３０を用いた定量方法により試料液の基質の含有量
を定量する際のバイオセンサ３０及び測定装置１０の動
作について、図５〜７を用いて説明する。

【００５４】まず、バイオセンサ３０が測定装置１０の
支持部２に確実に挿入されたか否か判別される（ステッ
プＳ１）。具体的には、図４のコネクタ内のスイッチ
（図示せず）によってバイオセンサ３０が挿入されたか
否かが判別される。バイオセンサ３０が挿入された場合
（ステップＳ１；Ｙｅｓ）、次に、エリアＡ、Ｂ間（測
定電極３８）の導通検知が行われる（ステップＳ２）。
図３で示した通り、測定電極３８にはスリット４１ｈ、
ｇのように一つの電極間を絶縁するようなスリットは設
けられていない。測定電極３８には、エリアＡ、Ｂそれ
ぞれにコネクタ１２、１３が接続されているので、バイ
オセンサ３０の導電性層が正規の方向に位置するような
向き（所定の方向）でバイオセンサ３０が測定装置１０
に挿入された場合、必ずエリアＡＢ間で導通するように
なる。

【００５５】そこで、スイッチ１８をオン制御させて、
エリアＡＢ間での導通の有無を確認することによってバ
イオセンサ３０の表裏判別が可能となる。エリアＡＢ間
で導通が検知できなければ（ステップＳ２；Ｎｏ）、バ
イオセンサ３０が表裏が逆に挿入されたと認識され、表
裏判別エラーとして測定処理が終了される（ステップＳ
３）。表裏判別エラーが検知された場合、表示部１１で
のエラー表示、警告音をスピーカから発音する等によっ
てユーザに警告することが好ましい。これによって、表
裏逆にバイオセンサ３０を挿入した状態で、ユーザが誤
って血液をバイオセンサ３０に点着することが容易に回
避できるようになる。

【００５６】エリアＡＢ間で導通が検知できれば（ステ
ップＳ２；Ｙｅｓ）、エリアＡとエリアＣ・Ｅとの間で
検知される電圧値が５（ｍｖ）より大きいか否かが判別
される（ステップＳ４）。スイッチ１９、２１が共にオ
ンとなるようにスイッチ切替制御がされてエリアＡと電
気的に一体とみなされたエリアＣ・Ｅとの間で、電圧値
が検知されることによって、ステップＳ１で挿入検知さ
れたバイオセンサ３０が既に使用済であるか否かが判別
される。バイオセンサ３０が使用済であれば、試薬層３
６と血液中のグルコースとの反応が既に進行しており、
検知される電圧値が大きくなる傾向があるからである。

【００５７】エリアＡとエリアＣ・Ｅとの間で検知され
る電圧値が５（ｍｖ）より大きいと判別された場合（ス
テップＳ４；Ｙｅｓ）は、使用済のバイオセンサ３０が
挿入されたと認識され、使用済エラーとして測定処理が
終了される（ステップＳ５）。使用済エラーが検知され
た場合、表示部１１でのエラー表示、警告音をスピーカ
から発音する等によってユーザに警告することが好まし
い。これによって、使用済のバイオセンサ３０を挿入し
た状態で、ユーザが誤って血液をバイオセンサ３０に点
着することが容易に回避できるようになる。

【００５８】次に、エリアＡとエリアＣ・Ｅとの間で検
知される電圧値が５（ｍｖ）以下と判別された場合（ス
テップＳ４；Ｎｏ）、ステップＳ１で挿入検知されたバ
イオセンサ３０の識別部４２のスリットのパターンを識
別することによって、その識別結果によって出力特性に
適したデータやプログラムがＣＰＵ２５によって切り替
えられる（ステップＳ６〜１０）。本実施の形態の場
合、グルコース濃度を測定する血糖値センサには、図３
の例では図３（ｅ）（ｆ）（ｇ）のスリットのパターン
３種類ある。具体的には、まず、エリアＡＤ間での導通
検知が行われる（ステップＳ６）。スイッチ２０がオン
となるようにスイッチ切替制御がされてエリアＡとエリ
アＤとの間で導通検知が実行されることによって、乳酸
やコレステロール用のセンサではなく、血糖値センサに
対応したバイオセンサ３０であるか否かが判別できるよ
うになる。

【００５９】エリアＡＤ間での導通が確認されなければ
（ステップＳ６：Ｎｏ）、血糖値センサ用のバイオセン
サ３０としては互換性がないと判断されて、表示部１１
でのエラー表示、警告音をスピーカから発音する等によ
ってユーザに警告されて測定処理が終了される（ステッ
プＳ７）。これによって、ユーザが誤って定量し、その
定量結果をグルコース濃度として誤信することを事前に
回避できる。

【００６０】エリアＡＤ間での導通が確認されれば（ス
テップＳ６：Ｙｅｓ）、エリアＡＦ間での導通検知が行
われる（ステップＳ８）。スイッチ２２がオンとなるよ
うにスイッチ切替制御がされてエリアＡとエリアＦとの
間で導通検知が実行されることによって、血糖値センサ
に対応したバイオセンサ３０の中で、更に、製造ロット
による出力特性の差異を識別することが可能となる。ユ
ーザが補正チップを使用することなく、製造ロットによ
る出力特性を予め考慮されたデータやプログラムがＣＰ
Ｕ２５によって自動的に切り替えられる。

【００６１】よって、操作性が向上するだけでなく、測
定精度の高精度化が実現できる。エリアＡＦ間での導通
検知がある場合（ステップＳ８；Ｙｅｓ）は、バイオセ
ンサ３０の種別が図３（ｇ）であるとして結果記録
“Ｉ”が図示しないメモリに記憶される（ステップＳ
９）。エリアＡＦ間での導通検知がない場合（ステップ
Ｓ８；Ｎｏ）は、バイオセンサ３０の種別が図３（ｅ）
または図３（ｆ）であるとして結果記録“ＩＩ”が図示
しないメモリに記憶される（ステップＳ１０）。

【００６２】バイオセンサ３０の種別の確認が完了した
後、エリアＡとエリアＣ・Ｅとの間で検知される電圧値
が５（ｍｖ）より大きいか否かが再び判別される（ステ
ップＳ１１）。スイッチ１９、２１が共にオンとなるよ
うにスイッチ切替制御がされてエリアＡとエリアＣ・Ｅ
との間で電流が検知されることによって、測定装置１０
側で定量準備が整う前にユーザによって試料液が点着さ
れたか否かが判別される。これにより、使用済のバイオ
センサ３０の使用を確実に回避するだけでなく、測定装
置１０側で定量準備が整う前のユーザによる試料液の点
着を検出できるようになる。

【００６３】エリアＡとエリアＣ・Ｅとの間で検知され
る電圧値が５（ｍｖ）より大きいと判別された場合（ス
テップＳ１１；Ｙｅｓ）は、測定準備が整う前に試料液
が点着されたと判別され、点着エラーとして測定処理が
終了される（ステップＳ１２）。点着エラーが検知され
た場合、表示部１１でのエラー表示、警告音をスピーカ
からの発音、ＬＥＤ表示（図示せず）等によってユーザ
に警告することが好ましい。これによって、測定精度に
影響を及ぼすようなユーザの操作ミスを確実に回避で
き、測定精度を高精度に維持することができる。

【００６４】エリアＡとエリアＣ・Ｅとの間で検知され
る電圧値が５（ｍｖ）以下と判別された場合（ステップ
Ｓ１１；Ｎｏ）は、定量準備が整う前にユーザによって
試料液が点着されなかったと判別され、ユーザに対して
定量準備が完了した旨がＬＥＤ表示などによって通知さ
れる（ステップＳ１３）。使用済エラーが検知された場
合、ＬＥＤ表示以外にも、表示部１１での表示、アラー
ム音をスピーカからの発音する等によってユーザに通知
することが好ましい。この通知を確認したユーザは、自
己の人体から試料液として血液を採取し、測定装置１０
に挿入されたバイオセンサ３０の試料点着部３０ａに採
取された血液を点着する。

【００６５】次に、試料点着部３０ａから試料供給路を
つたって、試料液が確実に、かつ十分な量が吸引された
か否かが判別される（ステップＳ１４〜２０）。バイオ
センサ３０では、試料供給路３５に沿って、試料点着部
３０ａから試料の流れる方向に向かって、対電極３７、
測定電極３８及び検知電極３９が形成され、検知電極３
９が最も下流側に形成されている。そこで、対電極３７
および測定電極３８との組、測定電極３８と検知電極３
９との組いずれかを一定の周期毎に選択し、選択された
組の各電極に電圧を印加させることによって、測定に必
要な充分な量の試料液が供給されたか否かが判別され
る。従来のように、測定電極３８と検知電極３９間の電
流の変化の識別だけでは、試料液が試料供給路に注入さ
れたにもかかわらず測定が開始されないのか、あるいは
測定に必要かつ充分な量に対して試料液の注入量が不足
して測定されないのか原因を特定することが困難であっ
た。

【００６６】具体的には、対電極３７および測定電極３
８との組の場合は、エリアＡＥ間に電位差が発生される
ようにスイッチ１９をオフにしてスイッチ２１をオンと
する。また、測定電極３８と検知電極３９との組の場合
は、エリアＡＣ間にエリアＡＣ間に電位差が発生される
ようにスイッチ１９をオンにしてスイッチ２１をオフと
する。このようにスイッチ１９、２１をそれぞれオン・
オフ制御することによって、対電極３７および測定電極
３８との組または測定電極３８と検知電極３９との組い
ずれかを容易に選択して切り替えることが可能となる。
なお、説明の便宜上、以下の説明では、対電極３７およ
び測定電極３８との組に電位差を発生させる場合を、エ
リアＡＥ間に電位差を発生させる、測定電極３８と検知
電極３９との組に電位差を発生させる場合を、エリアＡ
Ｃ間に電位差を発生させるという。

【００６７】更に、本実施の形態の場合、一例として、
エリアＡＥ、ＡＣ間の切替制御は０．２（秒）毎に行わ
れ、それぞれ０．２Ｖが印加されるようになっている。
エリアＡＥ、ＡＣ間で測定される電圧値が１０（ｍｖ）
（所定のしきい値）に達したか否かが検知されるように
なっている。これらの数値に関しては、バイオセンサの
種別に合わせて適宜変更可能である。

【００６８】図６のフローチャートに戻り、説明を続け
る。まず、試料供給路の上流側に位置するエリアＡＥ間
に０．２Ｖの電位差が発生され、エリアＡＥ間で測定さ
れる電圧値が１０ｍｖ以上に達したか否かが判定される
（ステップＳ１４）。エリアＡＥ間で測定される電圧値
が１０ｍｖ以上に達しなければ（ステップＳ１４；Ｎ
ｏ）、下流側のエリアＡＣ間に０．２Ｖの電位差が発生
され、エリアＡＥ間で測定される電圧値が１０ｍｖ以上
に達したか否かが判定される（ステップＳ１５）。

【００６９】エリアＡＣ間で測定される電圧値が１０ｍ
ｖ以上に達しなければ（ステップＳ１５；Ｎｏ）、ステ
ップＳ１４でエリアＡＥ間に電位差が発生されてから３
分が経過したか否かが判断される（ステップＳ１６）。
３分に達していなければ（ステップＳ１６；Ｎｏ）、再
びステップＳ１４からの処理が繰り返される。エリアＡ
Ｅ間、ＡＣ間ともに３分間電圧値が１０ｍｖに達しなけ
れば（ステップＳ１６；Ｙｅｓ）、測定処理が終了され
る。

【００７０】エリアＡＥ間で電圧値が１０ｍｖに達した
と判定された場合（ステップＳ１４；Ｙｅｓ）、エリア
ＡＣ間で電圧値が１０ｍｖに達したか否かが判定される
（ステップＳ１７）。エリアＡＣ間で測定される電圧値
が１０ｍｖに達しなければ（ステップＳ１７；Ｎｏ）、
エリアＡＥ間で電圧値が１０ｍｖに達したと判定されて
から２秒（所定の期間）経過したか否かが判定される
（ステップＳ１８）。１０秒経過していなければステッ
プＳ１７、１８の処理が繰り返され、１０秒経過するま
での間、エリアＡＣ間で測定される電圧値が１０ｍｖに
達するまで（ステップＳ１８；Ｎｏの間）測定処理が一
時待機状態となる。この場合、点着された試料液が不足
している蓋然性が高いので、ユーザに対して試料液が不
足していること及び試料液を追い足すことを促すため、
表示部１１等にそのエラーメッセージを表示したり、警
告音を発音することが好ましい。１０秒経過してもエリ
アＡＣ間で測定される電圧値が１０ｍｖに達しなければ
（ステップＳ１８；Ｙｅｓ）、検体不足エラーとして測
定処理が終了される（ステップＳ１９）。

【００７１】ここで、ステップＳ１４でエリアＡＥ間の
電圧値が１０ｍｖに達したと判定されてから１０秒経過
する間に、ユーザが試料液を追い足した場合に最終的な
測定精度が悪くなることを本発明の発明者らは見出し
た。詳細には、ユーザによって追い足しがなされる間、
先に点着された試料液中の基質と試薬層３６中の酵素と
の間で酵素反応が進行されているので測定開始前から還
元体が既に発生している。その後、追い足しされた試料
液がエリアＡＣ間に達した後に基質の定量がなされた際
には、既に発生されていた還元体の影響を受けるので、
見かけ上、電圧値が大きくなる傾向にある。すなわち、
ステップＳ１４でエリアＡＥ間の電圧値が１０ｍｖに達
したと判定されたときから経過時間が大きくなるにした
がって、測定精度に及ぼす影響は大きくなる。

【００７２】試料液の追い足しによる測定誤差を解消す
るために、本実施形態の測定装置１０では、ステップＳ
１４でエリアＡＥ間の電圧値が１０ｍｖに達したと判定
されたときからステップＳ１７でエリアＡＣ間の電圧値
が１０ｍｖに達したと判定されるまでの経過時間（以
下、遅れ時間）にしたがって、測定された電圧値に対応
した基質量が補正されるようになっている。

【００７３】図８は、測定された基質量に補正をかける
割合を示す補正率と、遅れ時間との関係を示す感度補正
テーブルである。縦軸に補正率、横軸に遅れ時間が示さ
れている。例えば、遅れ時間５秒の場合には、測定され
た基質量に対して１０％低めの補正がなされ、結果とし
て測定された基質量の９０％が補正後の基質量となる。
このような感度補正テーブルが、測定装置１０のメモリ
（図示せず）に記憶されており、最終的な基質量が算出
される際に参照される。

【００７４】また、図２に示すバイオセンサ３０におい
て、基板３１上に形成されたスリット４１ｆをスリット
４１ｃ方向に延長させて完全にスリット４１ｂに接続す
るように対電極３７を形成すれば、試料液が誤って空気
孔３３に点着されるような点着位置エラーを検出可能に
なる。図６のフローチャートにおいて、エリアＡＥ間で
はなく、先にエリアＡＣ間で電圧値が１０ｍｖ以上に達
したと判定された場合（ステップＳ１５；Ｙｅｓ）、そ
の後０．２秒の間にエリアＡＥ間で電圧値が１０ｍｖ以
上に達しているか否かが判定される（ステップＳ２
０）。エリアＡＥ間で電圧値が１０ｍｖ以上に達してい
ない場合、試料液の誤った位置に試料液が点着されたと
判定されて測定処理が終了される（ステップＳ５０）。

【００７５】正常通り、試料点着部３０ａに点着された
試料液は、試料供給路３５に沿って、対電極３７、測定
電極３８、検知電極３９の順に浸すように空気孔３３に
向かって吸引される。しかし、エリアＡＣ間だけの電圧
値が大きく変化するような場合、ユーザが空気孔３３に
誤って試料液を点着した蓋然性が高くなる。このような
場合、正確な測定を実行することは困難であると判断さ
れ、点着位置エラーとして測定処理が強制終了されるよ
うになっている。これにより、ユーザの誤操作による測
定誤差を確実に除くことが可能になる。

【００７６】また、エリアＡＣ間で電圧値が１０ｍｖに
達したと判定された場合（ステップＳ１７；Ｙｅｓ）ま
たはエリアＡＥ間で電圧値が１０ｍｖ以上に達したと判
定された場合（ステップＳ２０；Ｙｅｓ）、試料液が十
分な量だけ検出されたことになり、基質を定量するため
の予備測定処理が開始されるとともに、測定装置１０の
タイマ（図示せず）によって時間がカウントされる（ス
テップＳ２１）。

【００７７】次に、エリアＡＦ間での導通検知が行われ
る（ステップＳ２２）。スイッチ２２がオンとなるよう
にスイッチ切替制御がされてエリアＡとエリアＦとの間
で導通検知が実行される。エリアＡＦ間で導通の検知が
ある場合（ステップＳ２２；Ｙｅｓ）、ステップＳ９に
おいて、バイオセンサ３０の種別である結果記録“Ｉ”
がメモリに記憶されているか判定される（ステップＳ２
３）。バイオセンサ３０の種別である結果記録“Ｉ”が
記憶されている場合（ステップＳ２３；Ｙｅｓ）、バイ
オセンサ３０の種別が図３（ｇ）であると判別し、還元
された電子受容体を電気化学的に酸化する場合に得られ
る電圧値から試料液中のグルコース濃度を特定するため
の検量線データとして検量線Ｆ７が設定される（ステッ
プＳ２４）。

【００７８】一方、結果記録“ＩＩ”が記憶されている
場合（ステップＳ２３；Ｎｏ）、バイオセンサ３０の種
別が図３（ｅ）であると判別し、検量線データとして検
量線Ｆ５が設定される（ステップＳ２５）。エリアＡＦ
間で導通検知がない場合（ステップＳ２２；Ｎｏ）、バ
イオセンサ３０の種別が図３（ｆ）であると判別し、検
量線データとして検量線Ｆ６が設定される（ステップＳ
２６）。

【００７９】このようにバイオセンサ３０の識別部４２
のスリットに応じて、バイオセンサ３０の出力特性の差
異が自動で認識され、その特性に適した検量線データが
自動で選択されてセットされる。ユーザが補正チップを
使用することなく、製造ロットによる出力特性を予め考
慮された検量線データがＣＰＵ２５によって自動的に切
り替えられる。よって、ユーザによる誤ったデータを用
いた誤測定が回避でき、測定精度の高精度化が維持でき
る。

【００８０】ステップＳ２４〜Ｓ２６において検量線が
セットされた後、予備測定処理が開始される（ステップ
Ｓ２７〜Ｓ２９）。まず、この予備測定処理について図
９を用いて説明する。図９は、本実施の形態における予
備測定処理のプロファイルを示す。

【００８１】図９におけるプロファイルにおいて、時刻
ｔ０において本予備処理が開始される。具体的には、測
定装置１０のタイマ（図示せず）によって時間のカウン
トが開始された時刻を示す。本予備処理のプロファイル
には三つの連続期間からなり、例えば、時刻ｔ０からｔ
１の第１電位期間、時刻ｔ１からｔ２の待機期間、時刻
ｔ２からｔ３の第２電位期間からなる。

【００８２】第１電位期間には電位Ｖ１がエリアＡ、Ｃ
及びＥに印加されて酵素反応が進行するため、生成され
たフェロシアン化物を電気化学的に酸化させて得られる
電圧値が指数関数的に増加していく。次に、待機期間に
は、第１電位期間で印加された電位Ｖ１がゼロに設定さ
れる。この間、フェロシアン化物を電気化学的に酸化さ
れず、酵素反応が進行し続けフェロシアン化物の量が蓄
積されていく。そして、第２電位期間には電位Ｖ２がエ
リアＡ、Ｃ及びＥに印加されて、待機期間中に蓄積され
たフェロシアン化物が一気に酸化されて放出される電子
量が多くなるので時刻ｔ２において高い応答値が示され
る。高い応答値を示した電圧値は時間経過とともに低下
していき、最終的に時刻ｔ３において、安定化された電
圧値ｉ３が測定される。本予備測定処理においては、測
定装置１０においてスイッチ１９、２１が共にオン制御
されることにより対電極３７、検知電極３９が一体とし
て電位が印加されるようになる。

【００８３】ここで、近年のバイオセンサに要求される
スペックとして、測定時間の短縮化が望まれていた。バ
イオセンサによって高速に基質の定量を行う場合、試料
液の粘性がその測定精度に大きな影響を及ぼすことを本
発明の発明者らは見出した。特に、人体の血液を試料液
とする場合、粘性の高い（Ｈｃｔが高い：以下、高粘
性）血液の場合は測定感度が低下し、粘性の低い（Ｈｃ
ｔが低い：以下、低粘性）血液の場合は測定感度が高く
なる。この現象は反応試薬層と血液との溶解速度に由来
しており、高粘性血液では溶解が遅く、低粘性血液では
溶解が速くなるため、バイオセンサによる測定感度に影
響が及ぼされる。

【００８４】図１０は、血液の粘性、反応試薬層と血液
との反応時間および測定感度の関係を示す図である。図
１０のデータは従来の測定手法によって測定されたもの
である。従来の手法というのは、図９における第２電位
期間に該当する期間のみに電位が印加され、その電圧値
を測定する手法である。図１０から明らかなように、反
応時間を短くすればするほど、粘性（血液の場合、Ｈｃ
ｔ）の差異による測定感度の影響が大きくなることが分
かる。とりわけ、反応時間が５秒程度の間には低粘性血
液と高粘性血液との測定感度に大きな差分が生じてい
る。そのため、従来のような測定方法では、血液の粘性
による測定誤差が顕著になってしまう傾向があった。

【００８５】そこで、本予備測定処理の第１電位期間で
は、試薬層３６との溶解初期に生じる反応生成物が、電
位Ｖ１が印加されることによって強制的に消費される。
第１電位期間では、低粘性血液の方が高粘性血液よりも
酵素反応速度が速いのでより多くの反応生成物が生成さ
れるとともに、より多くの反応生成物が消費されること
になる。しかし、あまりに長時間電位をかけ過ぎると反
応生成物が消費過多となり、第２電位期間で検知される
電圧値の応答性が悪くなる可能性がある。そこで、効果
的な第１電位期間の長さｔ１−ｔ０は、３~１３秒にす
ることができるが、印加する電位を更に上げることで印
加時間を２~１０秒にすることが好ましい。また、電位
Ｖ１としては、０．１Ｖ〜０．８Ｖが好ましい。

【００８６】次に、待機時間では、再び酵素反応が進行
し、第１電位期間で消費された低粘性血液からの生成物
も迅速に回復し、高粘性血液とほぼ同量蓄積される。し
かし、待機時間の長さが長すぎても短すぎても最終的な
測定感度に及ぼす影響が異なる。待機時間が短かすぎる
場合、時刻ｔ３において測定される電圧値ｉ３の応答値
が低くなり過ぎて、測定誤差が大きくなる。また、待機
時間が長すぎる場合、低粘性血液と高粘性血液とにおけ
る酵素反応速度の差が更に広がってしまう可能性があ
る。そこで、低粘性血液と高粘性血液との酵素反応速度
の差がより広がらないように待機時間の長さが決定され
る。そこで、待機期間の長さｔ２−ｔ１は、１~１０秒
にすることができるが、２~１０秒にすることがより好
ましい。

【００８７】第２電位期間では、電位Ｖ２の印加が開始
される時刻ｔ２直後は電圧値が安定せず、電圧値が安定
化するための経過時間が必要となる。更に、第１電位期
間と同程度の電位を印加する必要もなく、第１電位期間
の電位Ｖ１よりも低い電位が好ましい。フェロシアン化
カリウムを酸化させるのに充分に低い電圧であればよ
い。そこで、第２電位期間の長さｔ３−ｔ２は２〜１０
秒が好ましい。また、電位Ｖ２としては、０．０５〜
０．６Ｖが好ましい。最終的に時刻ｔ３におけるエリア
Ａ、Ｃ及びＥ間の電圧値ｉ３を読み取り、読み取られた
電圧値ｉ３から試料液中の基質（グルコース）の量が計
算される。

【００８８】なお、このような時間設定は、パラジウム
などの貴金属電極を用いたバイオセンサであって、試薬
処方がグルコースオキシダーゼまたは／およびグルコー
スデヒドロゲナーゼ及びフェリシアン化カリウムだけで
なく、アミノ酸および糖アルコールを含むバイオセンサ
を用いた定量測定にとりわけ好適である。また、有機酸
を含む場合に好適である。

【００８９】また、試料液が試料供給路３５に供給され
た後に、試料液と試薬層３６との反応をある時間培養し
てから基質を定量するに際して、ステップＳ１４でエリ
アＡＥ間で測定される電圧値がしきい値（１０ｍｖ以
上）を超えたことを検知してからステップＳ１７でエリ
アＡＣ間で測定される電圧値が所定のしきい値（１０ｍ
ｖ）を超えるまでの経過時間にしたがって、培養時間を
変化させるようにしてもよい。

【００９０】図１１は、ヘマトクリット（以下、Ｈｃ
ｔ）が２５％、４５％、６５％の血液を用いて、従来の
手法と本予備測定処理とのグルコース濃度（ｍｇ／ｄ
ｌ）の測定結果を示す図である。図１１中のＲは本予備
処理による測定結果であり、その他に従来手法を用い反
応時間が１５秒、３０秒の場合の測定結果が示されてい
る。なお、本予備処理では、第１電位期間の長さ６秒、
電位Ｖ１が０．５Ｖ、待機時間の長さ６秒、第２電位期
間の長さ３秒、電位Ｖ２が０．２Ｖとなっている。Ｈｃ
ｔ４５％、グルコース濃度１００ｍｇ／ｄｌを基準とし
て測定した場合に、Ｈｃｔ２５％の低粘性血液、Ｈｃｔ
６５％の高粘性血液になれば測定結果に大きなばらつき
が発生し、血液の粘性が低いほど高めに、血液の粘性が
高いほど低めに応答値がばらつく。

【００９１】更に、反応時間が短いほどばらつきが大き
くなる。反応時間１５秒の場合は、１０％高め（Ｈｃｔ
２５％の低粘性血液）、１０％低め（Ｈｃｔ６５％の低
粘性血液）にばらつきが発生している。反応時間３０秒
の場合は、５％高め（Ｈｃｔ２５％の低粘性血液）、５
％低め（Ｈｃｔ６５％の低粘性血液）にばらつきが発生
している。本予備処理では、、３％高め（Ｈｃｔ２５％
の低粘性血液）、３％低め（Ｈｃｔ６５％の低粘性血
液）のばらつきが発生している。反応時間１５秒の測定
結果に対して、トータルの反応時間は等しいにもかかわ
らず、Ｈｃｔによるばらつきを低減することが可能にな
る。

【００９２】再び、図７に戻り、測定処理の説明を続け
る。予備測定処理が開始され、第１電位期間としてエリ
アＡ、Ｃ及びＥ間に電位０．５Ｖが６秒間印加される
（ステップＳ２７）。そして第１電位期間終了後、６秒
間の待機状態となり、その間電位は取り除かれる（ステ
ップＳ２８）。待機期間終了後、第２電位期間として、
エリアＡ、Ｃ及びＥ間に電位０．２Ｖが３秒間印加され
（ステップＳ２９）、３秒間経過後、そのときの電圧値
ｉ３が読み取られる（ステップＳ３０）。

【００９３】ステップＳ３０で電圧値ｉ３が読み取られ
た後、測定装置１０に配置された温度測定部２６及びそ
のスイッチ２７、並びに温度測定部２８及びスイッチ２
９を制御することによって、測定装置１０内の温度測定
が実施される。具体的には、スイッチ２７がオン制御さ
れて温度測定部２６によって温度が測定される（ステッ
プＳ３１）。続いて、スイッチ２７がオフ制御、スイッ
チ２９がオン制御されて温度測定部２８によって温度が
測定される（ステップＳ３２）。

【００９４】温度測定部２６、温度測定部２８それぞれ
で測定された２つの温度測定結果が比較され、その差分
が所定のしきい値内にあるか否か判定される（ステップ
Ｓ３３）。差分がしきい値範囲内にない場合は、温度測
定部２６、２８いずれかが故障しているものとして測定
処理が終了される（ステップＳ３３；Ｎｏ）。測定装置
１０内に温度測定部２６、２８の複数の温度測定部を設
置し、その測定結果を比較させて故障検知を正確かつ容
易にできるようになる。これにより、イレギュラーな温
度測定による測定誤差を回避できるようになる。温度を
測定するタイミングはステップＳ３０で電圧値が読み取
られて直後になっているが、例えば、ステップＳ２１で
予備測定処理が開始されるタイミングで温度測定を実施
してもよい。

【００９５】２つの温度測定結果の差分が所定のしきい
値内にある場合（ステップＳ３３；Ｙｅｓ）、温度測定
結果がメモリ（図示せず）に一時記憶される。この際、
温度測定部２６、２８いずれかを選択して記憶してもい
いし、２つの測定温度の平均値を記憶してもよい。そし
て、ステップＳ３０で測定された電圧値ｉ３を参照すべ
き検量線が特定される（ステップＳ３４）。ステップＳ
２４、２５、２６において設定された検量線が参照さ
れ、ステップＳ２４に対応するバイオセンサ３０の場合
は検量線Ｆ７が参照される（ステップＳ３５）。同様
に、ステップＳ２５に対応するバイオセンサ３０の場合
は検量線Ｆ５が参照される（ステップＳ３６）。また、
ステップＳ２６に対応するバイオセンサ３７の場合は検
量線Ｆ６が参照される（ステップＳ３７）。

【００９６】図１２は、ステップＳ３４、３５、３６で
測定される検量線データＣＡの一例を示す。検量線ＣＡ
には、ステップＳ３０で測定される電圧値と試料液中に
含まれる基質の濃度（ｍｇ／ｄｌ）がバイオセンサ３０
の出力特性Ｆ１〜Ｆ７ごとに定義されている。例えば、
測定された電圧値が２５（ｍｖ）の場合、検量線Ｆ５に
対応するバイオセンサであれば、基質の濃度として１４
（ｍｇ/ｄｌ）がメモリに記憶される。

【００９７】次に、ステップＳ３５、Ｓ３６またはＳ３
７で抽出された基質の濃度が、ステップＳ１４、Ｓ１７
で求められメモリに記憶されている遅れ時間に対応する
補正率にしたがって補正される（ステップＳ３８）。具
体的には、以下の式（１）で補正される。 Ｄ１＝（抽出された基質の濃度）×｛（１００−感度補
正率）／１００｝ ここで、Ｄ１は補正後の基質の濃度を示す。これによ
り、ユーザによる試料液の追い足し動作に伴う測定誤差
は確実に解消される。

【００９８】次に、ステップＳ３１〜Ｓ３３で測定され
た温度にしたがって、ステップＳ３８で補正された基質
の濃度が補正される（ステップＳ３９）。具体的には、
ステップＳ３３でメモリに蓄積された温度（以下、測定
温度）が読み出されて、図１３に示す温度補正テーブル
を参照することによって、基質濃度Ｄ１に対する温度補
正率が決定される。

【００９９】図１３は、温度補正テーブルの一例を示す
図である。図１３には、一例として、Ｔ１０は測定温度
が１０℃における温度補正テーブルを示す。以下、同様
に、Ｔ１５は測定温度が１５℃における温度補正テーブ
ルを、Ｔ２０は測定温度が２０℃における温度補正テー
ブルをそれぞれ示す。各温度補正テーブルには、試料液
中の基質濃度Ｄ１と温度補正率との関係が規定されてい
る。温度補正率は、温度２５℃における基質濃度を基準
として設定されて、対応する基質濃度に補正する割合を
示す。具体的には、以下の式（２）にしたがって温度補
正が実行される。 Ｄ２＝Ｄ１×（１００―Ｃｏ）／１００ ここで、Ｄ２は温度補正後の基質濃度、Ｄ１はステップ
３８で算出された基質濃度、Ｃｏは温度補正テーブルを
参照して特定された温度補正率を示す。

【０１００】また、本発明の発明者らは、測定精度が、
測定温度と基質濃度との組み合わせによって影響される
ことを実験から見出した。測定精度に及ぼす影響につい
て、具体的に説明する。図１４は、測定温度と測定バラ
ツキ（ｂｉａｓ）との関係を、基質濃度としてグルコー
ス濃度ごとに示した図である。図１３における測定バラ
ツキとは、測定温度２５℃で測定されたグルコース濃度
が測定温度の変化に伴って変化する割合を示す。図１４
（ａ）は、２５℃においてグルコース濃度５０ｍｇ／ｄ
ｌの場合の測定バラツキと測定温度との関係を示す図で
ある。以下、同様に、図１４（ｂ）は２５℃においてグ
ルコース濃度１００ｍｇ／ｄｌの場合、図１４（ｃ）は
２５℃においてグルコース濃度２００ｍｇ／ｄｌの場
合、図１４（ｄ）は２５℃においてグルコース濃度３０
０ｍｇ／ｄｌの場合、図１４（ｅ）は２５℃においてグ
ルコース濃度４２０ｍｇ／ｄｌの場合、図１４（ｆ）は
２５℃においてグルコース濃度５５０ｍｇ／ｄｌの場合
におけるそれぞれの測定バラツキと測定温度との関係を
示す。

【０１０１】これらの実験データから以下の２点の傾向
が明確である。まず第１に、同一グルコース濃度の関係
において、基準温度２５℃から測定温度の差が大きくな
るほど測定バラツキが大きくなることがわかる。詳細に
は、測定温度が基準温度より低いほど測定バラツキがマ
イナス方向に大きく、測定温度が基準温度より高いほど
測定バラツキがプラス方向に大きくなる傾向がある。第
２に、グルコース濃度を大きくしても、グルコース濃度
が３００ｍｇ／ｄｌの場合を境界として、測定バラツキ
が収束することがわかる。具体的には、例えば、図１４
（ａ）において、測定温度４０℃における測定バラツキ
は約２８％であり、図１４（ｃ）においては約５０％、
図１４（ｄ）においては約６０％、図１４（ｆ）におい
ては約５０％という推移となる。測定温度１０℃のよう
な低温度域においても同様な傾向がある。

【０１０２】そこで、このような傾向が図１３に示す温
度測定テーブルに反映されている。具体的には、同一グ
ルコース濃度の関係において、基準温度２５℃から測定
温度の差が大きくなるほど測定バラツキが大きくなるこ
と、かつグルコース濃度を大きくしても、グルコース濃
度が３００ｍｇ／ｄｌの場合を境界として、測定バラツ
キが収束することを考慮されたテーブルになっている。
測定温度と基質濃度との組み合わせにしたがった温度補
正テーブルを参照して補正をすることにより、単に測定
温度にしたがって補正をするより測定精度が飛躍的に向
上されることになる。

【０１０３】なお、バイオセンサ３０の使用温度範囲
（本実施の形態では、一例として、１０℃〜４０℃）に
おいて１℃単位の温度補正テーブルを有してもいいし、
所定の温度幅（例えば、５℃）で規定してしてもよい。
所定の温度幅の中間に位置する測定温度が検出された場
合、検出された測定温度を挟む温度補正テーブルを用い
て、一次直線補間することによって温度補正率を算出す
ればよい。

【０１０４】図７のフローチャートに戻り、このような
温度補正が実施された後の基質濃度Ｄ２が、最終的な基
質濃度として測定装置１０の表示部１１に出力される
（ステップＳ４０）。このように、追い足し時間、測定
温度、測定温度と基質濃度との組み合わせの影響または
Ｈｃｔの試料液の粘性が考慮されて基質量が定量される
ので、従来に比べて格段に測定精度の向上が図れるよう
になる。

【０１０５】また、温度による測定誤差を更に抑えるた
めに以下のような手法も可能である。バイオセンサ３０
が測定装置１０に未挿入の状態で事前に温度測定を継続
的に実施し、その測定された温度を蓄積しておく。バイ
オセンサ３０が挿入された後、ステップＳ３１〜Ｓ３２
で測定される測定温度と事前に蓄積された温度との比較
を行うようにすればよい。事前に蓄積された温度とステ
ップＳ３１〜Ｓ３２で測定される測定温度との間に大き
な差分がある場合、測定誤差に影響を及ぼす程度の温度
変化があったとして、測定処理を強制的に終了させるこ
とができるようになる。

【０１０６】本実施の形態のような携帯型のバイオセン
サシステムは、持ち運びが容易なため、外界環境によっ
て様々な温度変化にさらされる。例えば、ユーザの手の
温度、ユーザが屋外から屋内に移動した場合の環境温度
の急激な変化などが伴うケースがある。環境温度の変化
が急激である一方、測定装置１０における温度変化が安
定するには相当な時間を要する。

【０１０７】例えば、図１５は、測定装置１０において
温度変化を示す図である。図１５に示す図では、測定装
置１０が温度１０℃から温度２５℃に移動された場合お
よび温度４０℃から温度２５℃に移動された場合の測定
装置１０内の温度変化が示されている。図１５から使用
温度１０℃〜４０℃において一旦生じた温度が安定する
のに約３０分要することがわかる。温度が変化している
途中に温度補正が実行されると、正確な温度補正ができ
ない場合が発生する。

【０１０８】そこで、事前に蓄積された温度とステップ
Ｓ３１〜Ｓ３２で測定される測定温度との間に大きな差
分がある場合、測定誤差に影響を及ぼす程度の温度変化
があったとして、測定処理を強制的に終了させる必要性
がでてくる。これにより、測定装置１０における温度補
正の精度を更に向上させることができるようになる。な
お、バイオセンサ３０が測定装置１０に未挿入の状態で
の温度の事前測定は、所定の時間（例えば、５分）周期
で行ってもよく、連続して実行してもよい。また、温度
変化の度合いを判断して、温度変化大きい場合は、ユー
ザが測定を実施しようとしても測定処理が実行されない
ようにしてもよい。

【０１０９】

【発明の効果】本発明によれば、ユーザにとって操作が
容易であって、測定精度が良好なバイオセンサ、バイオ
センサを用いた定量方法及び測定装置を容易に提供する
ことできるようになる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の実施の形態に係るバイオセンサシステ
ムを示す図

【図２】同実施の形態に係るバイオセンサの分解斜視図

【図３】同実施の形態に係るスリットの形成有無による
バイオセンサの識別部の組み合わせを示す図

【図４】同実施の形態に係るバイオセンサと測定装置の
構成を示す図

【図５】試料液の基質の含有量を定量する際のバイオセ
ンサ及び測定装置の処理の流れを示す図

【図６】試料液の基質の含有量を定量する際のバイオセ
ンサ及び測定装置の処理の流れを示す図

【図７】試料液の基質の含有量を定量する際のバイオセ
ンサ及び測定装置の処理の流れを示す図

【図８】測定された基質量に補正をかける割合を示す補
正率と遅れ時間との関係を示す図

【図９】予備測定処理のプロファイルを示す図

【図１０】血液の粘性、反応試薬層と血液との反応時間
および測定感度の関係を示す図

【図１１】従来の手法と本予備測定処理とのグルコース
濃度（ｍｇ／ｄｌ）の測定結果を示す図

【図１２】検量線データＣＡの一例を示す図

【図１３】温度補正テーブルの一例を示す図

【図１４】測定温度と測定バラツキとの関係を基質濃度
ごとに示す図

【図１５】測定装置において温度変化を示す図

【図１６】従来のバイオセンサの分解斜視図

【符号の説明】

１ バイオセンサシステム、２ 支持部、１０
測定装置、１１ 表示部、３０ バイオセンサ、３０
ａ 試料点着部、３５ 試料供給路、３６ 試薬層、３
７ 対電極、３８ 測定電極、３９ 検知電極、４２
識別部、ＣＡ検量線、Ｔ１０ Ｔ１５ Ｔ２０ 温度補
正テーブル

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.⁷ 識別記号 ＦＩ テーマコート゛(参考） Ｇ０１Ｎ 27/46 ３３８ ３３６Ｈ 27/30 ３５３Ｚ (72)発明者 徳永 博之 香川県高松市古新町８番地の１ 松下寿電 子工業株式会社内

Claims (24)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 絶縁基板上に少なくとも一対の電極が形
   成されたバイオセンサを着脱自在に支持する支持部と、
   当該電極それぞれに電気的に接続される複数の接続端子
   と、当該接続端子を介して当該電極それぞれに電圧を印
   加する駆動電源とを有する測定装置に挿入して、試料液
   に含まれる基質を定量するためのバイオセンサであっ
   て、 前記バイオセンサの電極のいずれか一つは、前記バイオ
   センサが所定の方向で測定装置の支持部に挿入された場
   合にのみ、測定装置に備えられた第１の接続端子と第２
   の接続端子とに接続され、 そして前記駆動電源によって電圧を印加されることによ
   り、前記第１の接続端子と第２の接続端子との間で導通
   する電極構造を有することを特徴とするバイオセンサ。
2. 【請求項２】 前記絶縁基板上の少なくとも一部に導電
   性層が形成されており、 前記導電性層がスリットによって分割されて前記対電極
   と測定電極とが、さらには必要に応じ検知電極とが形成
   されていることを特徴とする請求項１記載のバイオセン
   サ。
3. 【請求項３】 絶縁基板上に少なくとも一対の電極が形
   成されたバイオセンサを、着脱自在に支持する支持部
   と、当該電極それぞれに電気的に接続される複数の接続
   端子と、当該接続端子を介して当該電極それぞれに電圧
   を印加する駆動電源とを有し、当該バイオセンサに供給
   される試料液に含まれる基質を定量するバイオセンサ用
   測定装置であって、 前記測定装置は、前記支持部に前記バイオセンサが所定
   の方向で挿入された場合にのみ、バイオセンサの電極の
   いずれか一つに接続する第１の接続端子と第２の接続端
   子とを備え、前記駆動電源によって第１の接続端子、第
   ２の接続端子それぞれに電圧を印加して、前記第１の接
   続端子、第２の接続端子間が導通するか否かを検知する
   ことを特徴とするバイオセンサ用測定装置。
4. 【請求項４】 前記測定装置は、前記第１の接続端子、
   第２の接続端子間の導通が検知されない場合、前記バイ
   オセンサが所定の方向に挿入されていないと判別するこ
   とを特徴とする請求項３記載のバイオセンサ用測定装
   置。
5. 【請求項５】 前記測定装置は、前記バイオセンサが所
   定の方向に挿入されていないと判別された場合、判定結
   果を外部に出力する出力部を更に備えることを特徴とす
   る請求項４記載のバイオセンサ用測定装置。
6. 【請求項６】 絶縁基板上の少なくとも一部に形成され
   た対電極、測定電極及び検知電極を含む電極部、当該電
   極部に試料液を供給する試料供給路、当該試料供給路を
   介して供給される試料液と反応する試薬層とを有するバ
   イオセンサを、着脱自在に支持する支持部と、当該電極
   部に電圧を印加するための接続端子および駆動電源とを
   有する測定装置に挿入して、当該試料液中に含まれる基
   質を定量するための基質の定量方法であって、 前記バイオセンサが前記測定装置の支持部に挿入された
   場合、前記対電極および前記測定電極との第１の組、前
   記測定電極あるいは対電極と前記検知電極との第２の組
   それぞれに前記駆動電源によって電圧を印加することを
   特徴とする基質の定量方法。
7. 【請求項７】 前記バイオセンサには、試料供給路に沿
   って、試料供給口から試料の流れる方向に向かって、対
   電極、測定電極及び検知電極のうち検知電極が最も下流
   側に形成されており、 前記電極部の前記第１の組、第２の組から出力される電
   流それぞれが所定のしきい値を超えたか否かにより、測
   定に必要な充分な量の試料液が供給されたか否かを判別
   することを特徴とする請求項６に記載の基質の定量方
   法。
8. 【請求項８】 前記第１の組からの電流が前記所定のし
   きい値を超えてから、所定の経過時間内に前記第２の組
   からの電流が所定のしきい値を超えない場合、試料液が
   不足していると判定することを特徴とする請求項７記載
   の基質の定量方法。
9. 【請求項９】 試料液が不足していると判定した場合
   に、その旨を測定装置より外部に出力するようにしたこ
   とを特徴とする請求項８記載の基質の定量方法。
10. 【請求項１０】 前記第１の組からの電流が前記所定の
    しきい値を超えてから、所定の経過時間内に前記第２の
    組からの電流が所定のしきい値を超えない場合、測定者
    が再度、試料液を追加して供給する作業のために、測定
    のステップを一時待機するようにしたことを特徴とする
    請求項７記載の基質の定量方法。
11. 【請求項１１】 前記バイオセンサの試料供給路には、
    試料供給口から試料の流れる方向に向かって、対電極、
    測定電極及び検知電極のうち検知電極が最も下流側に形
    成されるとともに、前記検知電極より下流側に、試料液
    の流れを促進するための排気口を備えており、 前記第
    ２の組からの電流が前記所定のしきい値を、前記第１の
    組よりも先に超えた場合であって、所定の経過時間内に
    前記第１の組からの電流が所定のしきい値を超えないと
    きには、試料液が誤って排気口から吸引されたと判定す
    ることを特徴とする請求項７記載の基質の定量方法。
12. 【請求項１２】 前記第１の組からの電流が所定のしき
    い値を超えたことを検知してから、前記第２の組からの
    電流が所定のしきい値を超えるまでの経過時間にしたが
    って、前記電極部によって検知される電流に対応した基
    質の定量値を補正することを特徴とする請求項７に記載
    の基質の定量方法。
13. 【請求項１３】 前記測定装置は、前記バイオセンサよ
    り検知される電流と前記試料液中に含まれる基質の含有
    量との対応を示す検量データを記憶した記憶部を更に備
    え、 前記記憶部に記憶された検量データを参照することによ
    って、前記検知される電流に対応した基質の定量値を決
    定することを特徴とする請求項１２記載の基質の定量方
    法。
14. 【請求項１４】 試料液を試料供給路に供給した後に、
    試料液と試薬層との反応を、ある時間、培養してから基
    質を定量するに際して、前記第１の組からの電流が所定
    のしきい値を超えたことを検知してから、前記第２の組
    からの電流が所定のしきい値を超えるまでの経過時間に
    したがって、前記培養時間を変化させるようにしたこと
    を特徴とする請求項７に記載の基質の定量方法。
15. 【請求項１５】 前記第１の組、第２の組いずれかで、
    電圧の印加先を一定時間ごとに切り換えることを特徴と
    する請求項６または７に記載の基質の定量方法。
16. 【請求項１６】 測定試料中の基質と特異的に反応する
    試薬層を有するバイオセンサと、測定試料と前記試薬層
    の試薬とを反応させた試料から前記測定試料に含まれる
    基質の量を求める測定装置とを有し、前記測定装置は、
    前記測定試料液と前記試薬層との反応が進行する際の温
    度を測定する温度測定部と、温度域ごとに異なる、測定
    値の補正テーブルを複数個有する温度補正データ記憶部
    とを備えており、前記温度測定部によって測定される温
    度に応じた補正テーブルを選択し、前記基質の測定値に
    応じた補正値を算出して、補正をすることを特徴とする
    基質の定量方法。
17. 【請求項１７】 前記バイオセンサは、絶縁基板上の少
    なくとも一部に形成された対電極、測定電極を含む電極
    部を有しており、かつ前記測定装置は、前記電極部に電
    圧を印加して、電極から出力される電流を検知する測定
    装置であることを特徴とする請求項１６に記載の定量方
    法。
18. 【請求項１８】 バイオセンサに供給される試料液に含
    まれる基質を、測定装置によって測定する基質の定量方
    法であって、 前記測定装置は、装置内の温度を測定する温度測定手段
    を備え、前記基質の測定に先立って得ておいた温度と、
    前記基質の定量時の温度とから、その温度変化を検出
    し、この温度変化に基づき、前記基質の測定をするか否
    かの判定を行うようにしたことを特徴とする基質の定量
    方法。
19. 【請求項１９】 基質の測定に先立って得た温度と、前
    記基質の測定時における温度との温度変化を検出し、そ
    の温度変化が所定のしきい値を越える場合には、前記基
    質の測定を中止するようにしたことを特徴とする請求項
    １８に記載の基質の定量方法。
20. 【請求項２０】 基質の測定に先立つ温度測定は、断続
    的に行うことを特徴とする、請求項１８または１９に記
    載の基質の定量方法。
21. 【請求項２１】 絶縁基板上の少なくとも一部に形成さ
    れた対電極、測定電極を含む電極部、当該電極部に供給
    される試料液と反応する試薬層とを有するバイオセンサ
    と、前記バイオセンサを着脱自在に支持する支持部と当
    該電極部の各電極に電圧を印加するための接続端子及び
    駆動電源とを有する測定装置とを用い、当該駆動電源に
    よって前記電極部に電圧を印加させて出力される電流を
    検知することによって、当該試料液中に含まれる基質を
    定量するための基質の定量方法であって、 前記測定装置は、前記支持部に支持された前記バイオセ
    ンサの電極部に第1の電位を第1の期間印加し、前記第1
    の期間において前記第1の電位を前記電極部に印加した
    後、前記第1の電位を印加することを待機期間の間停止
    し、前記待機期間の経過後、前記電極部に第２の電位を
    第２の期間印加させて出力される電流を測定することに
    より基質を定量し、前記第１の電位は前記第２の電位よ
    りも大きいことを特徴とする基質の定量方法。
22. 【請求項２２】 前記待機期間が、２秒以上１０秒より
    小さいことを特徴とする請求項２１記載の基質の定量方
    法。
23. 【請求項２３】 前記第1の電位が、０．１Ｖ以上０．
    ８Ｖ以下であり、かつ前記第1の期間が２秒以上１０以
    下であることを特徴とする請求項２２記載の基質の定量
    方法。
24. 【請求項２４】 前記第２の電位が、０．０５Ｖ以上
    ０．６Ｖ以下であり、かつ前記第２の期間が２秒以上１
    ０秒以下であることを特徴とする請求項２３記載の基質
    の定量方法。