CN101253405B - 试样供给状态的检测方法和分析用具 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及试样供给状态的检测方法和分析用具。分析用具(1)具备用于使试样移动的流路和具有用于与流路中供给的试样接触的活性部(15c、16c、16d)的工作电极(15)与对电极(16)，且安装在分析装置中进行使用。对电极(16)的活性部(16c、16d)包括在流路内被分割的第一活性部分(16c)和第二活性部分(16d)。工作电极(15)和对电极(16)具有将分析用具(1)安装在分析装置中时与分析装置的端子接触的接触端部(15a、16a)。工作电极(15)和对电极(16)中的至少一个电极具备：具有接触端部(16a)和第一活性部分(16c)的第一电极部(16B)，和具有第二活性部分(16d)的第二电极部(16C)。

Description

试样供给状态的检测方法和分析用具
技术领域
本发明涉及在具备生物传感器等流路的分析用具中，用于检测对流路是否适当供给有试样的技术。
背景技术
在进行生化学试样中包含的特定成分的分析的情况下，采用将分析用具与分析装置组合使用的方法。例如在对血液中包含的葡萄糖浓度(血糖值)进行测定的情况下，采用将生物传感器与血糖值测定装置组合使用的方法。
作为生物传感器，有图9至图11所示的传感器，这些图中所示的生物传感器8通过电化学方法对血糖值进行测定，具有将盖82相对基板80隔着垫片81接合的结构。在垫片81上设置有缝隙83，通过该缝隙83在基板80与盖82之间规定有毛细管84。毛细管84在内部设置有试剂层85，当血液导入时，提供用于使血液与试剂层85中包含的试剂发生反应的反应场。此外，在基板80上设置有工作电极86和对电极87。工作电极86和对电极87被利用于在对反应场施加电压，测定此时得到的响应电流时。
在使用这种生物传感器8的情况下，作为血糖值测定装置，使用图12所示的装置。该图中所示的血糖值测定装置9具备与工作电极86或对电极87接触，用于在工作电极86与对电极87之间施加电压的接触件90、91。接触件90用于与工作电极86接触，与电流/电压变换电路92和A/D变换电路93连接。接触件91用于与对电极86接触，并且接地。
在这种血糖值测定装置9中，当检测出工作电极86与对电极87液接时检知在毛细管84中导入有血液，另一方面，基于检知血液的导入后经过一定时间后的响应电流值进行血糖值的运算。
但是，在血糖值测定装置9中，在检测出工作电极86与对电极87液接的时刻判断毛细管84中导入有血液。即，在测定到大于一定的阈值的响应电流的情况下，判断毛细管84中导入有血液。由此，在血糖值测定装置9中，导致虽然毛细管84中导入有血液，但即使未在毛细管84中导入有测定时必要的足够量的血液，也会进行血糖值的测定。其结果是，在得到的血糖值为低值的情况下，不能否定因血液量的不足而显示低值的可能性。
作为生物传感器，还有图13和图14所示的传感器(例如参照专利文献1)。其中，在图13和图14中，对于与图9至图11所示的生物传感器8同样的要素，采用同一符号标示。
生物传感器8’除了工作电极86和对电极87之外，还具备检知电极88。检知电极88被利用于检知毛细管84中是否导入有血液时，其用于与血液接触的部分，位于毛细管84中血液流动方向的下游侧(里侧)。即，在检知电极88与血液接触的情况下，工作电极86和对电极87的双方与血液接触，在毛细管84中导入有足够量的血液。
在使用这种生物传感器8’的情况下，作为血糖值测定装置，使用图15所示的装置。其中，在图15中，对于与图12所示的血糖值测定装置9同样的要素，采用同一符号标示。
血糖值测定装置9’除了接触件90、91之外，还具备用于与检知电极88接触的接触件94。接触件94接地。此外，接触件91构成为通过CPU 95对开关96进行开闭，由此选择接地状态与非接地状态。
在该血糖值测定装置9’中，在检知毛细管84中是否导入有血液的情况下，在开关96为关闭状态，并且检测出检知电极88与工作电极86液接时，检知毛细管84中导入有血液。在血糖值测定装置9’中，进一步使开关96为打开状态，通过接触件90、91在工作电极86与对电极87之间施加电压，另一方面，测定此时得到的响应电流值，基于检知血液的导入后经过一定时间后的响应电流值进行血糖值的运算。
在生物传感器8’中，设置有检知电极88，该检知电极88中与血液接触的部分位于比工作电极86和对电极87中与血液接触的部分更里侧。由此，能够仅在对毛细管84导入的血液充分的情况下，判断毛细管84中导入有血液。
但是，在生物传感器8’中，为了检知毛细管84中导入有血液，除了工作电极86和对电极87之外还设置检知电极88。由此，检知电极88为必要部分，制造成本提高。
此外，为生物传感器8’而使用的血糖值测定装置9’需要另外设置用于检知电极88的接触件94。在此之上，还需要设置用于选择接触件91为接地状态与非接地状态的开关96，还需要进行开关96的开闭控制。因此，与为未设置检知电极88的生物传感器8(参照图9～图12)而使用的血糖值测定装置9(参照图12)相比，装置结构复杂化，并且需要更多的控制。其结果是，在血糖值测定装置9’中，与血糖值测定装置9(参照图12)相比，结构变复杂，制造成本提高。
[专利文献1]：日本专利特开2001-208715号公报
发明内容
本发明的目的在于，通过简单的结构抑制分析用具和分析装置的制造成本的上升，并且在导入分析用具的毛细管中的试样不足的情况下，能够确实地将其检知，以抑制因试样的不足引起的误测定。
根据本发明的第一方面提供的试样供给状态的检测方法，其在使用分析用具对试样进行分析的情况下，检测是否对上述流路供给有必要量的试样，其中，该分析用具具备用于使试样移动的流路和用于向已被供给至上述流路中的试样施加电压并对施加电压时检测的检测电流进行测定的工作电极与对电极，该试样供给状态的检测方法的特征在于，包括：检测上述检测电流是否超过预先设定的阈值的第一步骤；在上述第一步骤中检测出上述检测电流超过上述阈值的情况下，在从上述检测电流超过上述阈值开始到经过一定时间的期间，检测上述检测电流的时间过程中的峰值的有无的第二步骤；在上述第二步骤中检测出上述峰值的情况下，检测在检测出上述峰值后的检测电流是否单调减少的第三步骤；和基于上述第一至第三步骤的检测结果，判断是否对上述流路适当供给有必要量的试样的第四步骤。
在第四步骤中，例如在第二步骤中检测出检测电流超过上述阈值后经过一定时间也未检测出上述峰值的情况下，判断为未对流路适当供给有分析所必要的量的试样。
此外，也可以在第四步骤中，当在第三步骤中在从检测出检测电流超过上述阈值到经过一定时间的期间中已确认检测出上述峰值后的检测电流未单调减少的情况下，判断为未对流路适当供给有分析所必要的量的试样。
再者，也可以在第四步骤中，当在从第一步骤中检测出检测电流超过上述阈值到经过一定时间的期间中，在第二步骤中检测出上述峰值，并且在第三步骤中确认检测出上述峰值后的检测电流单调减少的情况下，判断为对流路适当供给有分析所必要的量的试样。
上述一定时间为选自0.1～3.0秒的范围的时间。
检测电流的时间过程例如基于在每个特定时间测定的多个检测电流值而取得。在这种情况下的特定时间，例如选自25～200msec的范围。
在本发明的检测方法中，作为分析用具，使用例如工作电极和对电极中的至少一个电极具有用于与试样接触的活性部，工作电极和对电极中的至少一个电极的活性部包括在流路内被分割的第一和第二活性部分的分析用具。
根据本发明的第二方面提供的分析用具，其具备用于使试样移动的流路和用于向已被供给至上述流路中的试样施加电压并且具有用于与试样接触的活性部的工作电极与对电极，且安装在分析装置中进行使用，其特征在于：上述工作电极和上述对电极中的至少一个电极的活性部包括在上述流路内被分割的第一和第二活性部分。
本发明的第一和第二方面的分析用具，例如工作电极和对电极具有将分析用具安装在分析装置中时与分析装置的端子接触的接触端部。在这种情况下，工作电极和对电极中的至少一个电极具备：具有接触端部和第一活性部分的第一电极部，和具有第二活性部分的第二电极部。
第一活性部分和第二活性部分例如按照在与流路中的试样的流动方向交叉的方向上并列的方式设置，第一活性部分和第二活性部分可以并列设置在流路中的试样的流动方向上，还可以是沿流路中的试样的流动方向和与上述流动方向交叉的方向的两方分割的配置，或者其它配置。
对电极具有例如与第二活性部分相连且用于与试样接触的追加的活性部分。在这种情况下，追加的活性部分、工作电极的活性部分和对电极的活性部分依次并列配置在流路中的试样的流动方向上。
本发明的分析用具被构成为还具备例如含有电子传递物质的试剂层。试剂层按照例如连续地覆盖工作电极的活性部和对电极的活性部的方式配置。在追加的活性部分、工作电极的活性部分和对电极的活性部分并列配置在试样的流动方向上的情况下，也可以将这些活性层连续地覆盖。
流路例如构成为通过毛细管力使试样移动。
附图说明
图1是表示作为本发明的分析用具的一个例子的生物传感器的整体立体图。
图2是沿图1的II-II线的截面图。
图3是图1所示的生物传感器的分解立体图。
图4是表示对图1所示的生物传感器的毛细管的血液的导入不足状态的模式图。
图5是表示在本发明的血糖值测定装置中安装有生物传感器的状态的图，关于分析装置为模块图，关于生物传感器为平面图。
图6是表示在图5的血糖值测定装置中测定的响应电流值的时间过程的图。
图7是用于说明本发明的生物传感器的其他的例子的图，是从生物传感器中取除盖和垫片后的状态的平面图。
图8是用于说明本发明的生物传感器的另一其他例子的图，是从生物传感器中取除盖和垫片后的状态的平面图。
图9是表示现有的生物传感器的一个例子的整体立体图。
图10是沿图9的X-X线的截面图。
图11是图9所示的生物传感器的分解立体图。
图12是表示在血糖值测定装置中安装有图9所示的生物传感器的状态的图，关于分析装置为模块图，关于生物传感器为平面图。
图13是表示现有的生物传感器的其他的例子的分解立体图。
图14是图13所示的生物传感器中相当于图10的截面图。
图15是表示在血糖值测定装置中安装有图13所示的生物传感器的状态的图，关于分析装置为模块图，关于生物传感器为平面图。
符号说明：
1、3A、3B、4A、4B、4C-生物传感器(分析用具)
13、84-毛细管(流路)
15、40A、40B、40C-工作电极
15a-(工作电极的)端部(接触端部)
15c-(工作电极的)活性部
16、30A、30B-对电极
16B-第一部分(第一电极部)
16C-第二部分(第二电极部)
16a-(对电极的)端部(接触端部)
16b-(对电极的)活性部(追加的活性部分)
16c、31A-(对电极的)活性部(第一活性部分)
16d、32A-(对电极的)活性部(第二活性部分)
18-试剂层
2-血糖值测定装置(分析装置)
20、21-端子
具体实施方式
下面参照附图，对作为本发明的分析用具的一个例子的生物传感器、使用该生物传感器和血糖值测定装置的血液供给量不足的检测方法进行说明。
图1至图3所示的生物传感器1安装在血糖值测定装置2(参照图5)上使用，作为一次性使用而构成。该生物传感器1具有将盖12相对大致长方形的基板10隔着垫片11接合的结构。在生物传感器1中，通过各要素10～12规定沿基板10的长度方向延伸的毛细管13。
垫片11用于规定从基板10的上表面10A到盖12的下面12A的距离，即毛细管13的高度尺寸，通过例如双面胶带构成。在该垫片11上形成有前端部开放的缝隙11A。缝隙11A用于规定毛细管13的宽度尺寸，缝隙11A的前端的开放部分，构成用于向毛细管13的内部导入血液的导入口13A。
盖12具有用于将毛细管13内部的气体向外部进行排气的排气口12B。该盖12例如通过维尼龙、高结晶化PVA等润湿性高的热塑性树脂形成。
基板10通过例如PET等绝缘树脂材料形成比盖12大的形状。该基板10具有在盖12的侧边突出的端部10B。在基板10的上表面10A上，形成有工作电极15、对电极16、绝缘罩17和试剂层18。
工作电极15和对电极16用于对导入毛细管13的血液施加电压，其端部15a、16a未被盖12覆盖，在基板10的端部10B露出。这些端部15a、16a是在将生物传感器1安装于血糖值测定装置2时，与血糖值测定装置2的端子20、21(参照图5)接触的部分。
工作电极15的端部15b在基板10的短边方向上延伸，其一部分位于毛细管13的内部。
对电极16具有弯曲成S字型的弯曲部16A，在该弯曲部16A中围入有工作电极15的端部15b。该对电极16的弯曲部16A在毛细管13的内部，通过在基板10的长度方向(毛细管13中血液的移动方向)上延伸的缝隙16B而分割，由包含端部16a的第一部分16C、和作为第一部分16C以外的部分的包含围入工作电极15的端部15b的第二部分16D构成。
这种工作电极15和对电极16能够通过例如使用具有导电性的碳素墨水的丝网印刷而同时形成。
绝缘罩17用于抑制工作电极15与对电极16的短路，具有缝隙17A。该缝隙17A用于使工作电极15和对电极16的目的部分在毛细管13的内部露出，并且用于规定用于形成试剂层18的区域。该缝隙17A与试样工作电极15和对电极16的试剂层18接触的部分，构成活性部15c、16b、16c、16d，在血液的流动方向上，按照活性部16b、活性部15c和活性部16c、16d顺序排列。对电极16的活性部16c、16d实质上起到检知电极的作用。
但是，绝缘罩17只要是具有用于形成试剂层18的开口部的结构即可，并不限于图示的例子，例如也可以具有与缝隙不同形态的开口部，或者也可以是与盖11同样的平面视形态(覆盖工作电极15和对电极16的端部15a、16a以及活性部15c、16b、16c、16d以外的结构)。
试剂层18在绝缘罩17的缝隙17A中，按照连续地覆盖工作电极15和对电极16的活性部15c、16b、16c、16d的方式设置，配置在毛细管13的内部。该试剂层18包含例如电子传递物质和氧化还原酵素。该试剂层18形成为相对血液容易溶解的多孔质的固体状。
作为电子传递物质，例如能够使用钌络合物、铁络合物，典型地能够使用[Ru(NH3)6]Cl3、K3[Fe(CN)6]。作为氧化还原酵素，例如能够使用葡萄糖氧化酶(GOD)、葡萄糖脱氢酶(GDH)，典型地能够使用PQQGDH。
但是，试剂层不必要一定按照连续地覆盖工作电极15和对电极16的活性部15c、16b、16c、16d的方式设置。例如，试剂层也可以是像包含覆盖活性部15c、16b的第一试剂层和与该第一试剂层分离设置且覆盖活性部16c、16d的第二试剂层的结构那样，由相互分离设置的多个试剂层构成的结构。此外，在包含多个试剂层的结构中，也可以使各试剂层中包含不同的试剂。
毛细管13用于利用毛细管现象使从导入口13A导入的血液向基板10的长度方向移动，并保持导入的血液。即，在毛细管13中，在通过导入口13A导入血液的情况下，在从排气口12B使毛细管13的内部的气体排出的同时血液移动。此时，在毛细管13的内部，试剂层18被溶解，构筑成包含电子传递物质、氧化还原酵素和葡萄糖的液相反应体系。毛细管13中的血液的流动，在血液到达排气口12B的边缘时停止。
在生物传感器1中，如图4A和图4B所示，导入毛细管13中的血液BL的量不足，在工作电极15的活性部15c与对电极16的第一部分16C的活性部16c未通过血液BL液接的情况下，电流不流动。此外，如图4C所示，即使是在工作电极15的活性部15c与对电极16的第一部分16C的活性部16c通过血液BL液接的情况下，在对电极16的第二部分16D的活性部16d与工作电极15的活性部15c不通过血液BL液接的情况(对电极16的第一部分16C的活性部16c与第二部分16D的活性部16d未液接的情况)下，或者如图4D所示，在对电极16的第一部分16C的活性部16c与第二部分16D的活性部16d的一部分液接的情况下，虽然有液接电流流过，但其大小由于对电极16在毛细管13的内部被分割而极其小，或者不同于正常的紊乱(图6的虚线、一点划线、二点划线)。即，在生物传感器1中，即使是在工作电极15与对电极16通过血液而液接的情况下，也能够增大在导入毛细管13中的血液的量充分的情况下与不足的情况下测定的电流的大小之差。
图5所示的血糖值测定装置2用于测定供给到生物传感器1中的血液的葡萄糖浓度(血糖值)，其具备端子20、21、电流/电压变换电路22、A/D变换电路23和控制·运算电路24。
端子20、21是用于与生物传感器1的工作电极15和对电极16的端部15a、16a接触的部分，被利用于使工作电极15与对电极16之间产生电位差。端子20与电流/电压变换电路22连接，端子21接地。
电流/电压变换电路22将电流变换为电压(模拟信号)并输出，其与端子20和A/D变换电路23连接。
A/D变换电路23将从电流/电压变换电路22输出的模拟信号变换为数字信号并输出，其与电流/电压变换电路22和控制·运算电路24连接。
控制·运算电路24对各种要素进行控制，并且基于从A/D变换电路23输出的数字信号，判断毛细管13中是否导入有血液，并检测导入毛细管13中的血液是否不足，或者进行血糖值的运算。该控制·运算电路24通过例如CPU、RAM和ROM构成。
接着，对使用生物传感器1和血糖值测定装置2的血糖值测定动作进行说明。
血糖值测定是在将生物传感器1安装在血糖值测定装置2的基础上，通过对生物传感器1供给血液而自动在血糖值测定装置2中进行的。
在将生物传感器1安装于血糖值测定装置2的情况下，生物传感器1的工作电极15和对电极16的端部15a、16a为与血糖值测定装置2的端子20、21接触的状态。而且，在生物传感器1中，通过导入口13A导入毛细管13中的血液，通过在毛细管13中产生的毛细管现象向排气口12B行进。在毛细管13中导入适当量的血液的情况下，试剂层18通过血液立即被溶解，在毛细管13的内部构筑成液相反应体系。在液相反应体系中，例如氧化还原酵素与血液中的葡萄糖异常地发生反应，从葡萄糖中取出电子，通过将该电子供给电子传递物质而使电子传递物质成为还原型。
另一方面，在血糖值测定装置2中，通过使端子20、21之间产生电位差，而使得工作电极15与对电极16之间产生电位差。而且，在血液到达对电极16的第一部分16C的活性部16c，该活性部16c与工作电极15的活性部15c之间液接时，在工作电极15与对电极16之间流过电流。该电流在电流/电压变换电路22中变换为电压后，被输入到A/D变换电路23，从A/D变换电路23作为对应于电流大小的电位的数字信号而输出，被输入到控制·运算电路24。此外，在构筑成液相反应体系的状态下使工作电极15与对电极16之间产生电位差的情况下，从成为还原型的电子传递物质向工作电极15的活性部15c供给电子。对工作电极15的活性部15c的电子供给量作为响应电流，最终与输入到控制·运算电路24的数字信号的电位相关，在每个特定时间(例如每500毫秒)被掌握。
这里，在对生物传感器1的毛细管13导入足够量的血液的情况(正常时)下，在血液的导入后，血液立即到达对电极16的第一部分16C的活性部16c、16d。由此，活性部16c、16d与工作电极15的活性部15c液接，同时试剂层18立即溶解。由此，在正常时，输入到控制·运算电路24的数字信号的电位(响应电流的大小)的时间过程，如图6的实线所示，在对毛细管13的血液的导入后紧接着具有峰值，并且为在峰值后单调减少的曲线。其中，该图中峰值大的实线相当于血糖值为中等程度或高的情况下的时间过程，而峰值小的实线相当于血糖值低的情况下的时间过程。
另一方面，导入毛细管13的血液的量不足的情况下的响应电流值的时间过程，例如如该图中的虚线、一点划线和二点划线所模式性地例示。即，在血液的量不足的情况下，血液的导入后，血液不能立即到达对电极16的第一部分16B的活性部16c、16d的全体(例如参照图4A～图4D)，或试剂层18未立即溶解。因此，在导入毛细管13的血液不足的情况下，例如，如该图中虚线所模式性地表示，响应电流为低值且单调增加的时间过程，如该图中一点划线所模式性地表示，虽然有得到峰值，但是为比正常时延迟得到峰值的时间过程，或者如该图中二点划线所模式性地表示，虽然在与正常时相同的时刻得到峰值，但在峰值后却未单调减少，即从峰值后的一定时期开始相反单调增加，或者为再次出现峰值的时间过程。此外，作为在最初的峰值后非单调减少的情况，虽然未图示，但还能够想到在最初的峰值后响应电流值多次上下变动的情况。
在控制·运算电路24中，每隔一定时间连续地掌握输入的数字信号的电位(电流的大小)，判断该电位是否大于预先决定的阈值。这种情况下的阈值例如被设定为对应于对电极16的第一部分16C的活性部16c与第二部分16D的活性部16d相互适当液接时的电流大小的值。而且，在控制·运算电路24中，在判断为输入的数字信号的电位大于预先决定的阈值的情况下，以该判断时刻为零点，掌握在每个特定时间(例如每200msec)输入的数字信号的电位。
控制·运算电路24进一步在设定零点之后，基于连续得到的数字信号，检知是否向毛细管13供给有足够量的血液。该检知包括以下步骤：判断从零点到经过一定时间(例如0.1～3.0秒)后在时间过程中是否出现峰值的峰值检测步骤；在该峰值检测步骤中检测出峰值的情况下，检测峰值检测后的响应电流是否单调减少的单调减少检测步骤；和基于峰值检测步骤与单调减少检测步骤中的检测结果，判断是否对毛细管13导入有足够量的血液的判断步骤。
在控制·运算电路24的判断步骤中，当在峰值检测步骤中从零点到经过一定时间后在时间过程中未检测出峰值的情况下，判断毛细管13中未导入足够量的血液。在这种情况下通过判断为未导入足够量的血液，例如即使在如图6中虚线或一点划线所模式性地例示的时间过程的这种血液不足时，也能够判断毛细管13中未导入足够量的血液。
在控制·运算电路24的判断步骤中，当在进一步在峰值检测步骤中检测出峰值，并确认从该峰值以后响应电流未单调减少的情况下，判断毛细管13中未导入足够量的血液。在这种情况下通过判断为未导入足够量的血液，例如即使在如图6中一点划线所模式性地例示的时间过程的这种血液不足时，或者关于在最初的峰值后响应电流值多次上下变动的情况，也能够判断毛细管13中未导入足够量的血液。
而且，在控制·运算电路24中，在判断为毛细管13中未导入足够量的血液的情况下，不进行血糖值的运算而进行出错(error)处理，结束血糖值测定处理。在进行出错处理的情况下，其宗旨显示在例如血糖值测定装置2的显示面板(未图示)上。
另一方面，控制·运算电路24在峰值检测步骤中在从零点到经过一定时间后在时间过程中检测出峰值，并确认从该峰值以后响应电流单调减少的情况下，判断毛细管13中导入有足够量的血液，并继续进行血糖值测定处理。即，在控制·运算电路24中，例如对从确认对毛细管13导入有血液的时刻(零点)开始到经过一定时间(例如5秒)时所测定的响应电流值(来自A/D变换电路23的数字信号的电位)进行取样，通过将该响应电流值与预先决定的检测线相适用而对血糖值进行运算。血糖值的运算结果例如显示在血糖值测定装置2的显示面板(图示省略)上。
在本发明中，作为生物传感器1，由于对电极16使用在毛细管13内分割的方式，所以即使在通过工作电极15与对电极16液接的情况下，如上所述能够加大在对毛细管13导入的血液的量充分的情况下与不足的情况下所测定的电流大小之差。由此，能够确实地检知对毛细管13导入的血液不足的情况。此外，通过在比对电极16的活性部16b和工作电极15的活性部15c更靠血液的流动方向的下游侧，设置实质上作为检知电极起作用的对电极16的活性部16c、16d，能够确实地检测血液到达对电极16的活性部16b和工作电极15的活性部15c。这种生物传感器1的作用是能够不像现有技术这样设置检知电极，而是通过对对电极16的形状下功夫，并且将对电极16的一部分分割而得到。其结果是，在生物传感器1中，能够抑制制造成本的上升，并且更确实地检测对毛细管13的血液的导入。
在本发明中，进一步通过掌握响应电流值的时间过程，并且通过该时间过程的峰值的有无，或者在峰值出现的情况下的峰值后的响应电流值的举动(是否单调减少)，判断对毛细管13的血液的导入是否充分。因此，能够确实地检测对毛细管13导入的血液不足的情况。这种血糖值测定装置2的作用，由于在生物传感器1中未设置检知电极，所以能够不设置检知电极用的端子和开关，且不进行开关的开闭控制而得到。其结果是，在血糖值测定装置2中，能够抑制制造成本的上升，并且更确实地检测对毛细管13的血液的导入。
如以上说明所述，在本发明中，通过对生物传感器1的对电极16的形状下功夫，并且对血糖值测定装置2中得到的响应电流值的数据处理下功夫，能够更确实地且通过廉价的结构检知导入毛细管13的血液不足的情况。其结果是，不仅能够将由对毛细管13的血液导入量不足而能够将测定值测定为低值的情况作为出错，确实地加以处理，而且即使是血糖值低的情况，也能够将其与血液导入量不足的情况区分开来，能够提高血糖值低的情况下的测定可靠性。
接着，参照图7A和图7B以及图8A～8C，对本发明的生物传感器的其它例子进行说明。其中，在图7A和图7B中，对于与先前参照图1～图3说明的生物传感器1同样的要素采用同一符号标示，在图8A～图8C中，对于与先前参照图10～图12说明的生物传感器8同样的要素采用同一符号标示。
图7A所示的生物传感器3A，在先前说明的生物传感器1(参照图1～图3)中，将位于对电极30A的毛细管13的里侧的部分沿与血液的流动方向(基板10的长度方向)交叉的方向(基板10的短边方向)分割，将活性部31A、32A在基板10的长度方向上并排配置。图7B所示的生物传感器3B，在毛细管13的内部，将对电极30B沿血液的流动方向(基板10的长度方向)和与之交叉的方向(基板10的短边方向)的两方分割。
图8A～图8C所示的生物传感器4A、4B、4C，在作为现有例子说明的生物传感器8(参照图10～图12)中，在工作电极40A、40B、40C的毛细管84的内部分割。图8A表示沿血液的流动方向(基板80的长度方向)将工作电极40A分割的例子，图8B表示沿与血液的流动方向(基板80的长度方向)交叉的方向(基板80的短边方向)将工作电极40B分割的例子，图8C表示沿血液的流动方向(基板80的长度方向)和与该方向交叉的方向(基板80的短边方向)的两方将工作电极40C分割的例子。
当然，使工作电极和对电极的一部分分割的结构并不限于图1～图3，图7和图8所示的例子，也可以将这些电极通过沿与血液的流动方向交叉的倾斜方向延伸的缝隙分割，另外通过如曲线状的缝隙等非直线的缝隙分割也可以，其他的形式也可以。
本发明的血液供给量不足的检测方法，即基于响应电流的时间过程中峰值的有无、或从对毛细管的血液导入到经过一定时间以后的响应电流的举动(响应电流是否单调减少)的血液供给量不足的检知方法，并不限于工作电极和对电极被分割的生物传感器，也能够适用于使用现有使用的工作电极和对电极未分割的生物传感器(参照图10～图12)的血糖值测定装置。在这种情况下，在检测出峰值后再次检出峰值时(图6中二点划线所模式性地例示的时间过程时)，也能够将其判断为有血液的驱散。
再者，本发明不限于在同一平面上设置有工作电极和对电极的分析用具，对于工作电极和对电极在其厚度方向上分离设置的分析用具，也能够适用。在这种情况下，关于工作电极和对电极双方，可以采用在毛细管内分割的结构。
此外，本发明不限于使用构成为对血糖值进行测定的生物传感器的分析装置，对于其他的分析用具使用的分析装置，也能够适用。作为能够适用本发明的其他分析用具，例如能够列举出测定血液中的葡萄糖以外的成分(例如乳酸或胆固醇)的结构、进行使用血液以外的试样的分析的结构。

Claims (17)

1.一种试样供给状态的检测方法，其在将分析用具安装在分析装置中对试样进行分析的情况下，检测是否对流路供给有必要量的试样，其中，该分析用具具备用于使试样移动的所述流路和用于向已被供给至所述流路中的试样施加电压并对施加电压时检测的检测电流进行测定的工作电极与对电极，该试样供给状态的检测方法的特征在于，包括：
检测所述检测电流是否超过预先设定的阈值的第一步骤；
在所述第一步骤中检测出所述检测电流超过所述阈值的情况下，在从所述检测电流超过所述阈值开始到经过一定时间的期间，检测所述检测电流的时间过程中的峰值的有无的第二步骤；
在所述第二步骤中检测出所述峰值的情况下，检测在检测出所述峰值后的检测电流是否单调减少的第三步骤；和
基于所述第一至第三步骤的检测结果，判断是否对所述流路适当供给有必要量的试样的第四步骤，
其中，所述工作电极和所述对电极具有用于与试样接触的活性部，所述工作电极和所述对电极中的一个电极的活性部包括在所述流路内被分割的第一活性部分和第二活性部分，
所述工作电极和所述对电极具有在将该分析用具安装在所述分析装置中时与所述分析装置的端子接触的接触端部，
所述工作电极和所述对电极中的至少一个电极具备：具有所述接触端部和所述第一活性部分的第一电极部，和具有所述第二活性部分的第二电极部。
2.根据权利要求1所述的试样供给状态的检测方法，其特征在于：
在所述第四步骤中，当在所述第二步骤中经过所述一定时间后也未检测出所述峰值的情况下，判断为未对所述流路适当供给有分析所必要的量的试样。
3.根据权利要求1所述的试样供给状态的检测方法，其特征在于：
在所述第四步骤中，当在所述第三步骤中在经过所述一定时间的期间中已确认检测出所述峰值后的所述检测电流未单调减少的情况下，判断为未对所述流路适当供给有分析所必要的量的试样。
4.根据权利要求1所述的试样供给状态的检测方法，其特征在于：
在所述第四步骤中，当在所述第二步骤中在经过所述一定时间的期间中检测出所述峰值、并且在所述第三步骤中在经过所述一定时间的期间已确认检测出所述峰值后的所述检测电流单调减少的情况下，判断为对所述流路适当供给有分析所必要的量的试样。
5.根据权利要求1所述的检测方法，其特征在于：
所述一定时间为选自0.1～3.0秒的范围的时间。
6.根据权利要求1所述的检测方法，其特征在于：
所述检测电流的时间过程基于在每个特定时间测定的多个检测电流值而取得。
7.根据权利要求1所述的试样供给状态的检测方法，其特征在于：
所述第一活性部分和所述第二活性部分在与所述流路中的试样的流动方向交叉的方向上并列。
8.根据权利要求1所述的试样供给状态的检测方法，其特征在于：
所述对电极具有与所述第二活性部分相连且用于与试样接触的追加的活性部分；
所述追加的活性部分、所述工作电极的活性部分、所述对电极的活性部分依次并列配置在所述流路中的试样的流动方向上。
9.根据权利要求1所述的试样供给状态的检测方法，其特征在于，还具备：
连续地覆盖所述工作电极的活性部和所述对电极的活性部、且含有电子传递物质的试剂层。
10.根据权利要求8所述的试样供给状态的检测方法，其特征在于，还具备：
连续地覆盖所述追加的活性部分、所述工作电极的活性部分、所述对电极的活性部分，且含有电子传递物质的试剂层。
11.根据权利要求1所述的试样供给状态的检测方法，其特征在于：
所述流路构成为通过毛细管力使试样移动。
12.一种分析用具，其具备用于使试样移动的流路和用于向已被供给至所述流路中的试样施加电压并且具有用于与试样接触的活性部的工作电极与对电极，且安装在分析装置中进行使用，其特征在于：
所述工作电极和所述对电极中的一个电极的活性部包括在所述流路内被分割的第一活性部分和第二活性部分，
所述工作电极和所述对电极具有将该分析用具安装在所述分析装置中时与所述分析装置的端子接触的接触端部，
所述工作电极和所述对电极中的至少一个电极具备：具有所述接触端部和所述第一活性部分的第一电极部，和具有所述第二活性部分的第二电极部。
13.根据权利要求12所述的分析用具，其特征在于：
所述第一活性部分和所述第二活性部分在与所述流路中的试样的流动方向交叉的方向上并列。
14.根据权利要求12所述的分析用具，其特征在于：
所述对电极具有与所述第二活性部分相连且用于与试样接触的追加的活性部分；
所述追加的活性部分、所述工作电极的活性部分、所述对电极的活性部分依次并列配置在所述流路中的试样的流动方向上。
15.根据权利要求12所述的分析用具，其特征在于，还具备：
连续地覆盖所述工作电极的活性部和所述对电极的活性部、且含有电子传递物质的试剂层。
16.根据权利要求14所述的分析用具，其特征在于，还具备：
连续地覆盖所述追加的活性部分、所述工作电极的活性部分、所述对电极的活性部分，且含有电子传递物质的试剂层。
17.根据权利要求12所述的分析用具，其特征在于：
所述流路构成为通过毛细管力使试样移动。
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