WO2007026683A1 - 試料供給状態の検出方法および分析用具 - Google Patents

Abstract

　本発明は、試料を移動させるための流路と、流路に供給された試料に接触させるための活性部１５ｃ，１６ｃ，１６ｄを有する作用極１５および対極１６と、を備え、かつ分析装置に装着して使用する分析用具１に関する。対極１６の活性部１６ｃ，１６ｄは、流路内において分断された第１活性部分１６ｃおよび第２活性部分１６ｄを含んでいる。作用極１５および対極１６は、分析用具１を分析装置に装着したときに分析装置の端子に接触させられる接触端部１５ａ，１６ａを有している。作用極１５および対極１６のうちの少なくとも一方の電極は、接触端部１６ａおよび第１活性部分１６ｃを有する第１電極部１６Ｂと、第２活性部分１６ｄを有する第２電極部１６Ｃとを備えている。  

Description

明 細 書

試料供給状態の検出方法および分析用具

技術分野

[0001] 本発明は、バイオセンサなどの流路を備えた分析用具において、流路に対して適 切に試料が供給された力否かを検出するための技術に関する。

背景技術

[0002] 生化学的試料に含まれる特定成分の分析を行う場合には、分析用具と分析装置と を組み合わせて使用する方法が採用されて!ヽる。たとえば血液中に含まれるダルコ ース濃度 (血糖値)を測定する場合には、ノィォセンサと血糖値測定装置とを組み合 わせて使用する方法が採用されている。

[0003] バイオセンサとしては、図 9ないし図 11に示したものがある。これらの図に示したバ ィォセンサ 8は、電気化学的手法により血糖値を測定するものであり、基板 80に対し てスぺーサ 81を介してカバー 82を接合した構成を有している。スぺーサ 81には、ス リット 83力設けられており、このスリット 83によって基板 80とカバー 82との間にキヤピ ラリ 84が規定されている。キヤビラリ 84は、試薬層 85が内部に設けられたものであり、 血液が導入されたときに、血液と試薬層 85に含まれる試薬を反応させるための反応 場を提供するものである。また、基板 80には、作用極 86および対極 87が設けられて いる。作用極 86および対極 87は、反応場に対して電圧を印加し、そのときに得られ る応答電流を測定する際に利用されるものである。

[0004] このようなバイオセンサ 8を使用する場合には、血糖値測定装置としては、図 12に 示したものが使用される。同図に示した血糖値測定装置 9は、作用極 86または対極 87に接触させ、作用極 86と対極 87との間に電圧を印加するためのコネクタ 90, 91 を備えたものである。コネクタ 90は、作用極 86に接触させるためのものであり、電流 Z電圧変換回路 92および AZD変換回路 93に接続されている。コネクタ 91は、対 極 86に接触させるためのものであり、グランド接続されている。

[0005] このような血糖値測定装置 9では、作用極 86と対極 87とが液絡したことが検出され たときにキヤビラリ 84に血液が導入されたことを検知する一方で、血液の導入が検知 されてから一定時間経過後の応答電流値に基づ 、て血糖値の演算を行って 、る。

[0006] し力しながら、血糖値測定装置 9では、作用極 86と対極 87とが液絡したことが検出 された時点でキヤビラリ 84に血液が導入されたと判断している。すなわち、一定の閾 値よりも大きな応答電流値が測定された場合にキヤビラリ 84に血液が導入されたと判 断される。そのため、血糖値測定装置 9では、キヤビラリ 84に血液が導入されているも のの、測定に必要な十分量の血液がキヤビラリ 84に導入されていなくても、血糖値測 定が行われてしまう。その結果、得られた血糖値が低値である場合には、血液量が不 十分なために低値を示した可能性を否定できな!、。

[0007] ノィォセンサとしてはさらに、図 13および図 14に示したものがある（たとえば特許文 献 1参照）。なお、図 13および図 14においては、図 9ないし図 11に示したバイオセン サ 8と同様な要素については同一の符号を付してある。

[0008] バイオセンサ^ は、作用極 86および対極 87に加え、検知電極 88をさらに備えた ものである。検知電極 88は、キヤビラリ 84に血液が導入された力否かを検知する際 に利用されるものであり、血液を接触させるための部分力 キヤビラリ 84において血 液の流れ方向の下流側（奥側）に位置している。すなわち、検知電極 88に血液が接 触した場合には、作用極 86および対極 87の双方に血液が接触しており、キヤビラリ 8 4に十分な量の血液が導入されて 、ることになる。

[0009] このようなバイオセンサ^ を使用する場合には、血糖値測定装置としては、図 15 に示したものが使用される。なお、図 15においては、図 12に示した血糖値測定装置 9と同様な要素については同一の符号を付してある。

[0010] 血糖値測定装置^ は、コネクタ 90, 91に加え、検知電極 88に接触させるための コネクタ 94をさらに備えたものである。コネクタ 94は、グランド接続されている。また、 コネクタ 91は、 CPU95によりスィッチ 96を開閉することにより、グランド接続される状 態とグランド接続されな 、状態とが選択されるように構成されて 、る。

[0011] この血糖値測定装置^ では、キヤビラリ 84に血液が導入された力否かを検知する 場合には、スィッチ 96が閉じた状態とされ、検知電極 88が作用極 86と液絡したこと が検出されたときに、キヤビラリ 84に血液が導入されたことを検知する。血糖値測定 装置^ ではさらに、スィッチ 96を開けた状態とし、コネクタ 90, 91を介して作用極 8 6と対極 87との間に電圧を印加する一方で、そのときに得られる応答電流値を測定し 、血液の導入が検知されて力 一定時間経過後の応答電流値に基づ 、て血糖値の 演算を行っている。

[0012] ノィォセンサ^ では、検知電極 88を設け、この検知電極 88における血液と接触 させる部分を、作用極 86および対極 87における血液と接触させる部分よりも奥側に 位置させている。そのため、キヤビラリ 84に対する血液の導入が十分な場合にのみ、 キヤビラリ 84に血液が導入されたと判断することが可能となる。

[0013] し力しながら、バイオセンサ^ では、キヤビラリ 84に血液が導入されたことを検知 するために、作用極 86および対極 87とは別に検知電極 88を設けている。そのため、 検知電極 88が必要な分だけ製造コストが高くなる。

[0014] また、バイオセンサ^ のために使用する血糖値測定装置^ は、検知電極 88の ためのコネクタ 94を別途設ける必要が生じる。その上、コネクタ 91がグランド接続され る状態とグランド接続されない状態とを選択させるためのスィッチ 96を設ける必要が 生じるばかりか、スィッチ 96の開閉制御を行う必要も生じる。そのため、検知電極 88 を設けて!/ヽな 、バイオセンサ 8 (図 9な 、し図 12参照）のために使用する血糖値測定 装置 9 (図 12参照）に比べて装置構成が複雑ィ匕するとともに、余分な制御が必要とさ れる。その結果、血糖値測定装置 9' では、血糖値測定装置 9 (図 12参照）に比べて 、構成が複雑となって製造コストが高くなる。

[0015] 特許文献 1 :特開 2001— 208715号公報

発明の開示

発明が解決しょうとする課題

[0016] 本発明は、簡単な構成により分析用具および分析装置の製造コスト上昇を抑制し つつも、分析用具のキヤビラリに導入された試料に不足がある場合には、それを確実 に検知できるようにし、試料の不足に起因する誤測定を抑制することを課題としてい る。

課題を解決するための手段

[0017] 本発明の第 1の側面により提供される試料供給状態の検出方法は、試料を移動さ せるための流路と、上記流路に供給された試料に電圧を印加し、かつ電圧を印加し ているときに検出される検出電流を測定するための作用極および対極と、を備えた分 析用具を用 ヽて試料を分析する場合にぉ ヽて、上記流路に対して必要量の試料が 供給された力否かを検出する方法であって、上記検出電流が予め設定された閾値を 超えたか否かを検出する第 1ステップと、上記第 1ステップにおいて、上記検出電流 が上記閾値を越えたことが検出された場合、上記検出電流が上記閾値を超えてから 一定時間経過するまでの間において、上記検出電流のタイムコースにおけるピーク の有無を検出する第 2ステップと、上記第 2ステップにおいて上記ピークが検出され た場合、上記ピークの検出後の検出電流が単調減少するか否かを検出する第 3ステ ップと、上記第 1ないし第 3ステップでの検出結果に基づいて、上記流路に対して必 要量の試料が適切に供給されたか否かを判断する第 4ステップと、を含んでいること を特徴としている。

[0018] 第 4ステップでは、たとえば第 2ステップにおいて検出電流が上記閾値を越えたこと が検出されて力も一定時間経過しても上記ピークが検出されない場合に、流路に対 して分析に必要な量の試料が適切に供給されて 、な 、と判断される。

[0019] 第 4ステップではまた、第 3ステップにおいて検出電流が上記閾値を超えたことが検 出されてから一定時間経過するまでの間に、上記ピークの検出後の検出電流が単調 減少しないことが確認された場合に、流路に対して分析に必要な量の試料が適切に 供給されて 、な!、と判断するようにしてもょ 、。

[0020] 第 4ステップではさらに、第 1ステップにおいて検出電流が上記閾値を越えたことが 検出されてから一定時間経過するまでの間に、第 2ステップにおいて上記ピークが検 出され、かつ第 3ステップにおいて上記ピークの検出後の検出電流が単調減少する ことが確認された場合に、流路に対して分析に必要な量の試料が適切に供給された と判断するようにしてもよい。

[0021] 上記一定時間は、たとえば 0. 1〜3. 0秒の範囲力も選択される時間である。

[0022] 検出電流のタイムコースは、たとえば特定時間毎に測定される複数の検出電流値 に基づいて取得される。この場合の特定時間は、たとえば 25〜200msecの範囲か ら選択される。

[0023] 本発明に係る検出方法では、分析用具としては、たとえば作用極および対極のうち の少なくとも一方の電極力 試料に接触させるための活性部を有しており、作用極お よび対極のうちの少なくとも一方の電極の活性部は、流路内にぉ 、て分断された第 1 および第 2活性部分を含んでいるものが使用される。

[0024] 本発明の第 2の側面において提供される分析用具は、試料を移動させるための流 路と、上記流路に供給された試料に電圧を印加するためのものであり、かつ試料に 接触させるための活性部を有する作用極および対極と、を備え、かつ分析装置に装 着して使用する分析用具であって、上記作用極および上記対極のうちの少なくとも一 方の電極の活性部は、上記流路内において分断された第 1および第 2活性部分を含 んで 、ることを特徴として！/、る。

[0025] 本発明の第 1および第 2の側面における分析用具は、たとえば作用極および対極 が分析用具を分析装置に装着したときに分析装置の端子に接触させられる接触端 部を有するものとされる。この場合、作用極および対極のうちの少なくとも一方の電極 は、接触端部および第 1活性部分を有する第 1電極部と、第 2活性部分を有する第 2 電極部と、を備えたものとされる。

[0026] 第 1活性部分および第 2活性部分は、たとえば流路における試料の流れ方向に交 差する方向に並ぶように設けられる。第 1活性部分および第 2活性部分は、流路にお ける試料の流れ方向に並ぶように設けてもよぐまた流路における試料の流れ方向お よび上記流れ方向に交差する方向の双方に沿って分断された配置、あるいはその他 の配置であってもよい。

[0027] 対極は、たとえば第 2活性部分に繋がり、かつ試料に接触させるための追加の活性 部分を有するものとされる。この場合、追加の活性部分、作用極の活性部分、および 対極の活性部分は、この順序で、流路における試料の流れ方向に並んで配置される

[0028] 本発明に係る分析用具は、たとえば電子伝達物質を含む試薬層をさらに備えたも のとして構成される。試薬層は、たとえば作用極の活性部および対極の活性部を一 連に覆うように配置される。追加の活性部分、作用極の活性部分、および対極の活 性部分が試料の流れ方向に並んで配置されて 、る場合には、これらの活性部分を 一連に覆うように配置してもよ 、。 [0029] 流路は、たとえば毛細管力により試料を移動させるように構成される。 図面の簡単な説明

[0030] [図 1]本発明に係る分析用具の一例としてのバイオセンサを示す全体斜視図である。

[図 2]図 1の Π-Π線に沿う断面図である。

[図 3]図 1に示したバイオセンサの分解斜視図である。

[図 4]図 1に示したバイオセンサにおけるキヤビラリに対する血液の導入不足状態を示 す模式図である。

[図 5]本発明に係る血糖値測定装置にバイオセンサを装着した状態を示すものであり 、分析装置についてはブロック図として、バイオセンサについては平面図として示し たものである。

[図 6]図 5に示した血糖値測定装置において測定される応答電流値のタイムコースを 示すグラフである。

[図 7]本発明に係るバイオセンサの他の例を説明するためものであり、バイオセンサ 力もカバーおよびスぺーサを取り除いた状態の平面図である。

[図 8]本発明に係るバイオセンサのさらに他の例を説明するためのものであり、バイオ センサ力 カバーおよびスぺーサを取り除いた状態の平面図である。

[図 9]従来のバイオセンサの一例を示す全体斜視図である。

[図 10]図 9の X-X線に沿う断面図である。

[図 11]図 9に示したバイオセンサの分解斜視図である。

[図 12]図 9に示したバイオセンサを血糖値測定装置に装着した状態を示すものであり 、分析装置についてはブロック図として、バイオセンサについては平面図として示し たものである。

[図 13]従来のバイオセンサの他の例を示す分解斜視図である。

[図 14]図 13に示したバイオセンサにおける図 10に相当する断面図である。

[図 15]図 13に示したバイオセンサを血糖値測定装置に装着した状態を示すものであ り、分析装置についてはブロック図として、バイオセンサについては平面図として示し たものである。

符号の説明 [0031] 1, 3A, 3B, 4A, 4B, 4C バイオセンサ（分析用具）

13, 84 キヤビラリ（流路）

15, 40A, 40B, 40C 作用極

15a (作用極の)端部 (接触端部）

15c (作用極の)活性部

16, 30A, 30B 対極

16B 第 1部分 (第 1電極部）

16C 第 2部分 (第 2電極部）

16a (対極の)端部 (接触端部）

16b (対極の)活性部（追加の活性部分）

16c, 31A (対極の)活性部 (第 1活性部分）

16d, 32A (対極の)活性部 (第 2活性部分）

18 試薬層

2 血糖値測定装置 (分析装置）

20, 21 端子

発明を実施するための最良の形態

[0032] 以下、本発明に係る分析用具の一例としてのバイオセンサ、このバイオセンサと血 糖値測定装置とを用いた血液供給量不足の検出方法について、図面を参照しつつ 説明する。

[0033] 図 1ないし図 3に示したバイオセンサ 1は、血糖値測定装置 2 (図 5参照）に装着して 使用するものであり、使い捨てとして構成されている。このバイオセンサ 1は、略長矩 形状の基板 10に対して、スぺーサ 11を介してカバー 12を接合した構成を有している 。ノィォセンサ 1においては、各要素 10〜12により、基板 10の長手方向に延びるキ ャビラリ 13が規定されている。

[0034] スぺーサ 11は、基板 10の上面 10Aからカバー 12の下面 12Aまでの距離、すなわ ちキヤビラリ 13の高さ寸法を規定するためのものであり、たとえば両面テープにより構 成されている。このスぺーサ 11には、先端部が開放したスリット 11Aが形成されてい る。スリット 11Aは、キヤビラリ 13の幅寸法を規定するためのものであり、スリット 11A における先端の開放部分は、キヤビラリ 13の内部に血液を導入するための導入口 1 3Aを構成している。

[0035] カバー 12は、キヤビラリ 13の内部の気体を外部に排気するための排気口 12Bを有 している。このカバー 12は、たとえばビニロンや高結晶化 PVAなどの濡れ性が高い 熱可塑性榭脂により形成されている。

[0036] 基板 10は、たとえば PETなどの絶縁榭脂材料によりカバー 12よりも大きな形状に 形成されている。この基板 10は、カバー 12の側方に突出した端部 10Bを有している 。基板 10の上面 10Aには、作用極 15、対極 16、絶縁マスク 17、および試薬層 18が 形成されている。

[0037] 作用極 15および対極 16は、キヤビラリ 13に導入された血液に電圧を印加するため のものであり、端部 15a, 16a力 カバー 12に覆われずに、基板 10の端部 10Bにお いて露出している。これらの端部 15a, 16aは、バイオセンサ 1を血糖値測定装置 2に 装着したときに、血糖値測定装置 2の端子 20, 21 (図 5参照）に接触させられる部分 である。

[0038] 作用極 15の端部 15bは、基板 10の短手方向に延びており、その一部がキヤビラリ 13の内部に位置している。

[0039] 対極 16は、 S字状に屈曲した屈曲部 16Aを有しており、この屈曲部 16Aにおいて 作用極 15の端部 15bを囲い込んでいる。この対極 16は、屈曲部 16Aが、キヤビラリ 1 3の内部において、基板 10の長手方向（キヤビラリ 13における血液の移動方向）に延 びるスリット 16Bを介して分断されており、端部 16aを含む第 1部分 16Cと、第 1部分 1 6C以外の部分であって、作用極 15の端部 15bを囲い込む部分を含む第 2部分 16D と、からなつている。

[0040] このような作用極 15および対極 16は、たとえば導電性を有するカーボンインクを用 いたスクリーン印刷により同時に形成することができる。

[0041] 絶縁マスク 17は、作用極 15と対極 16とが短絡するのを抑制するためのものであり、 スリット 17Aを有している。このスリット 17Aは、キヤビラリ 13の内部において作用極 1 5および対極 16の目的部分を露出させるためのものであるとともに、試薬層 18を形 成するための領域を規定するためのものである。このスリット 17Aは、試薬作用極 15 および対極 16における試薬層 18と接触する部分は、活性部 15c, 16b, 16c, 16d を構成しており、血液の流れ方向において、活性部 16b、活性部 15c、および活性部 16c, 16dの順序で並んでいる。対極 16の活性部 16c, 16dは、実質的に検知電極 の役割を果たしている。

[0042] ただし、絶縁マスク 17は、試薬層 18を形成すための開口部を有する構成であれば よぐ図示した例に限らず、たとえば、スリットとは異なる形態の開口部を有するもので あってもよぐまたカバー 11と同様な平面視形態 (作用極 15および対極 16の端部 15 a, 16aおよび活性部 15c, 16b, 16c, 16d以外を覆う構成）であってもよい。

[0043] 試薬層 18は、絶縁マスク 17のスリット 17Aにおいて、作用極 15および対極 16の活 性部 15c, 16b, 16c, 16dを一連に覆うように設けられており、キヤビラリ 13の内部に 配置されている。この試薬層 18は、たとえば電子伝達物質および酸ィ匕還元酵素を含 んでいる。この試薬層 18は、血液に対して容易に溶解する多孔質の固体状に形成さ れている。

[0044] 電子伝達物質としては、たとえばルテニウム錯体ゃ鉄錯体を使用することができ、 典型的には [Ru(NH ) ]C1や K [Fe(CN) ]を使用することができる。酸化還元酵素と

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しては、たとえばグルコースォキシダーゼ（GOD)やグルコースデヒドロゲナーゼ（GD H)を用いることができ、典型的には PQQGDHが使用される。

[0045] ただし、試薬層は、必ずしも作用極 15および対極 16の活性部 15c, 16b, 16c, 16 dを一連の覆うように設ける必要はない。たとえば、試薬層は、活性部 15c, 16bを覆 う第 1試薬層と、この第 1試薬層とは分離して設けられ、かつ活性部 16c, 16dを覆う 第 2試薬層と、を含む構成のように、互いに分離して設けられた複数の試薬層からな る構成であってもよい。また、複数の試薬層を含む構成においては、各試薬層にお いて、異なる試薬を含ませるようにしてもよい。

[0046] キヤビラリ 13は、導入口 13Aから導入された血液を、毛細管現象を利用して基板 1 0の長手方向に移動させ、導入された血液を保持するためのものである。すなわち、 キヤビラリ 13においては、導入口 13Aを介して血液が導入された場合には、排気口 1 2B力もキヤビラリ 13の内部の気体を排出させつつ血液が移動する。このとき、キヤピ ラリ 13の内部においては、試薬層 18が溶解させられて、電子伝達物質、酸化還元酵 素およびグルコースを含む液相反応系が構築される。キヤビラリ 13のおける血液の 移動は、血液力 S排気口 12Bの縁に到達したときに停止させられる。

[0047] バイオセンサ 1では、図 4Aおよび図 4Bに示したようにキヤビラリ 13に導入された血 液 BLの量が不十分で、作用極 15の活性部 15cと、対極 16における第 1部分 16Cの 活性部 16cが血液 BLによって液絡しない場合には、電流が流れない。また、図 4C に示したように、作用極 15の活性部 15cと対極 16における第 1部分 16Cの活性部 1 6cと、が血液 BLによって液絡した場合であっても、対極 16における第 2部分 16Dの 活性部 16dと、作用極 15の活性部 15cとが血液 BLによって液絡しない場合 (対極 1 6における第 1部分 16Cの活性部 16cと第 2部分 16Dの活性部 16dが液絡しない場 合）には、あるいは図 4Dに示したように対極 16における第 1部分 16Cの活性部 16c と第 2部分 16Dの活性部 16dとが、それらの一部において液絡する場合には、液絡 電流が流れるものの、その大きさは、対極 16がキヤビラリ 13の内部において分断され ているために極めて小さなものとなるか、あるいは正常とは異なる乱れたものとなる（ 図 6の鎖線、一点鎖線、二点鎖線)。すなわち、ノィォセンサ 1では、作用極 15と対 極 16と血液により液絡する場合であっても、キヤビラリ 13に導入された血液の量が十 分な場合と不十分な場合とで測定される電流の大きさの差を大きくすることができる。

[0048] 図 5に示した血糖値測定装置 2は、バイオセンサ 1に供給された血液のグルコース 濃度 (血糖値)を測定するためのものであり、端子 20, 21、電流 Z電圧変換回路 22 、 AZD変換回路 23および制御 ·演算回路 24を備えて 、る。

[0049] 端子 20, 21は、バイオセンサ 1における作用極 15および対極 16の端部 15a, 16a に接触させるための部分であり、作用極 15と対極 16との間に電位差を生じさせるた めに利用されるものである。端子 20は電流 Z電圧変換回路 22に接続されており、端 子 21はグランド接続されて 、る。

[0050] 電流 Z電圧変換回路 22は、電流を電圧 (アナログ信号）に変換して出力するもの であり、端子 20および AZD変換回路 23に接続されて 、る。

[0051] AZD変換回路 23は、電流 Z電圧変換回路 22から出力されたアナログ信号をデ ジタル信号に変換して出力するものであり、電流 Z電圧変換回路 22および制御 -演 算回路 24に接続されている。 [0052] 制御，演算回路 24は、各種要素の制御を行うとともに、 AZD変換回路 23から出力 されるデジタル信号に基づ ヽて、キヤビラリ 13に血液が導入されたカゝ否かを判断し、 キヤビラリ 13に導入された血液に不足がないかを検出し、あるいは血糖値の演算を 行うものである。この制御 ·演算回路 24は、たとえば CPU、 RAMおよび ROMにより 構成されている。

[0053] 次に、バイオセンサ 1および血糖値測定装置 2を用いた血糖値測定動作について 説明する。

[0054] 血糖値測定は、血糖値測定装置 2にバイオセンサ 1を装着した上で、バイオセンサ 1に対して血液が供給することにより、血糖値測定装置 2において自動的に行われる

[0055] 血糖値測定装置 2にバイオセンサ 1を装着した場合、バイオセンサ 1における作用 極 15および対極 16の端部 15a, 16aが血糖値測定装置 2の端子 20, 21に接触させ られた状態とされる。そして、バイオセンサ 1では、導入口 13Aを介してキヤビラリ 13 に導入された血液が、キヤビラリ 13において生じる毛細管現象により、排気口 12Bに 向けて進行する。適切な量の血液がキヤビラリ 13に導入された場合には、血液により 試薬層 18が即座に溶解させられ、キヤビラリ 13の内部に液相反応系が構築される。 液相反応系においては、たとえば酸ィ匕還元酵素が血液中のグルコースと特異的に 反応してグルコースから電子が取り出され、その電子が電子伝達物質に供給されるこ とによって電子伝達物質が還元型とされる。

[0056] 一方、血糖値測定装置 2では、端子 20, 21の間に電位差を生じさせることにより、 作用極 15と対極 16との間に電位差を生じさせる。そして、対極 16における第 1部分 16Cの活性部 16cに血液が到達し、この活性部 16cが作用極 15の活性部 15cとの 間が液絡したときに、作用極 15と対極 16との間に電流が流れる。この電流は、電流 Z電圧変換回路 22において電圧に変換されてから AZD変換回路 23に入力され、 AZD変換回路 23から電流の大きさに応じたレベルのデジタル信号として出力され て制御 ·演算回路 24に入力される。また、液相反応系が構築された状態で作用極 15 と対極 16との間に電位差を生じさせた場合には、還元型とされた電子伝達物質から 作用極 15の活性部 15cに電子が供給される。作用極 15の活性部 15cに対する電子 の供給量は、応答電流として、最終的には制御 ·演算回路 24に入力されたデジタル 信号のレベルに相関させて特定時間毎（たとえば 50msec毎）に把握される。

[0057] ここで、バイオセンサ 1のキヤビラリ 13に十分な量の血液が導入された場合 (正常時 )には、血液の導入後即座に、対極 16における第 1部分 16Cの活性部 16c, 16dに血 液が到達する。これにより、活性部 16c, 16dが作用極 15の活性部 15cと液絡するとと もに、試薬層 18が即座に溶解する。そのため、正常時には、制御 ·演算回路 24に入 力されるデジタル信号のレベル (応答電流の大きさ）のタイムコースは、図 6に実線で 示したように、キヤビラリ 13に対する血液の導入直後にピークを有するものとなるとと もに、ピーク後は単調減少する曲線となる。なお、同図におけるピーク値の大きな実 線は血糖値が中程度あるいは高 、場合のタイムコースに相当し、ピーク値の小さ ヽ 実線は血糖値が低 、場合のタイムコースに相当して！/、る。

[0058] 一方、キヤビラリ 13に導入される血液の量が不十分な場合の応答電流値のタイムコ ースは、たとえば同図に鎖線、一点鎖線および二点鎖線で模式的に例示したような ものとなる。すなわち、血液の量が不十分な場合には、血液の導入後即座に、対極 1 6における第 1部分 16Bの活性部 16c, 16dの全体には血液が到達せず (たとえば図 4A〜図 4D参照）、また試薬層 18は即座には溶解しない。そのため、キヤビラリ 13に 導入される血液が不十分な場合には、たとえば同図に鎖線として模式的に示したよう に応答電流が低値で単調増加するタイムコースとなり、同図に一点鎖線として模式的 に示したようにピークが得られるものの、ピークが正常時よりも遅れて得られタイムコー スとなり、あるいは同図に二点鎖線として模式的に示したように正常時と同様なタイミ ングでピークが得られるものの、ピーク後に単調減少しない、すなわちピーク後の一 定時期から単調増加に転じ、あるいは再びピークが表れるタイムコースとなる。また、 最初のピーク後に単調減少しな 、ケースとして、図示して ヽな 、が最初のピーク後に 応答電流値が複数回上下変動するケースも想定しうる。

[0059] 制御 ·演算回路 24では、入力されたデジタル信号のレベル (電流の大きさ）を一定 時間毎に連続的に把握し、そのレベルが予め定められた閾値よりも大きいか否かを 判断する。この場合の閾値は、たとえば対極 16における第 1部分 16Cの活性部 16c および第 2部分 16Dの活性部 16dが相互に適切に液絡したときの電流の大きさに対 応した値に設定される。そして、制御 ·演算回路 24では、入力されたデジタル信号の レベル力 予め定められた閾値よりも大きいと判断した場合には、当該判断時点をゼ 口点とし、特定時間毎（たとえば 200msec毎）に入力されたデジタル信号のレベルを 把握する。

[0060] 制御 ·演算回路 24はさらに、ゼロ点を設定した後に、連続的に得られるデジタル信 号に基づいてキヤビラリ 13に十分な量の血液が供給されたか否かを検知する。この 検知は、ゼロ点から一定時間（たとえば 0. 1〜3. 0秒）が経過後においてタイムコー スにピークが現れる力否かを判断するピーク検出ステップと、このピーク検出ステップ においてピークが検出された場合に、ピークの検出後の応答電流が単調減少するか 否かを検出する単調減少検出ステップと、ピーク検出ステップおよび単調減少検出ス テツプでの検出結果に基づいて、キヤビラリ 13に十分な量の血液が導入された力否 かを判断する判断ステップと、を含んでいる。

[0061] 制御'演算回路 24における判断ステップでは、ピーク検出ステップにおいて、ゼロ 点から一定時間経過後までにタイムコースにピークが検出されない場合に、キヤビラ リ 13に十分な量の血液が導入されて 、な 、と判断する。このようなケースにお!、て十 分な量の血液が導入されていないと判断することにより、たとえば図 6に鎖線または 一点鎖線として模式的に例示したタイムコースとなるような血液不足時についても、キ ャビラリ 13に十分な量の血液が導入されて 、な 、と判断することができる。

[0062] 制御 ·演算回路 24における判断ステップではさらに、ピーク検出ステップにおいて ピークが検出され、そのピーク以降力 応答電流が単調減少しないことが確認された 場合に、キヤビラリ 13に十分な量の血液が導入されていないと判断する。このような ケースにお 、て十分な量の血液が導入されて ヽな 、と判断することにより、図 6に二 点鎖線として模式的に例示したタイムコースとなるような血液不足時、あるいは最初の ピーク後に応答電流値が複数回上下変動するケースについて、キヤビラリ 13に十分 な量の血液が導入されて 、な 、と判断することができる。

[0063] そして、制御 ·演算回路 24では、キヤビラリ 13に十分な量の血液が導入されていな いと判断した場合には、血糖値の演算を行わずにエラー処理を行い、血糖値測定処 理を終了する。エラー処理を行った場合には、その旨が、たとえば血糖値測定装置 2 の表示パネル（図示略）に表示される。

[0064] その一方で、制御'演算回路 24は、ピーク検出ステップにおいて、ゼロ点から一定 時間経過後までにタイムコースにピークが検出され、そのピーク以降から応答電流が 単調減少することが確認された場合には、キヤビラリ 13に十分な量の血液が導入さ れたと判断し、血糖値測定処理を続行する。すなわち、制御'演算回路 24において は、たとえばキヤビラリ 13に対して血液が導入されたことが確認された時点（セロ点） から一定時間（たとえば 5秒)が経過したときに測定される応答電流値 (AZD変換回 路 23からのデジタル信号のレベル)をサンプリングし、この応答電流値を予め決定し ておいた検量線に当てはめることにより血糖値が演算される。血糖値の演算結果は、 たとえば血糖値測定装置 2の表示パネル（図示略）に表示される。

[0065] 本発明では、バイオセンサ 1として、対極 16がキヤビラリ 13内で分断されたものを使 用しているため、作用極 15と対極 16と血液により液絡する場合であっても、キヤビラリ 13に導入された血液の量が十分な場合と不十分な場合とで測定される電流の大きさ の差を大きくすることができるのは上述した通りである。そのため、キヤビラリ 13に導入 される血液に不足がある場合を確実に検知することができるようになる。また、対極 1 6の活性部 16bおよび作用極 15の活性部 15cよりも血液の流れ方向の下流側に、実 質的に検知電極として機能する対極 16の活性部 16c, 16dを設けることにより、対極 16の活性部 16bおよび作用極 15の活性部 15cに血液が到達していることを確実に 検出することができる。このようなバイオセンサ 1の作用は、従来のように検知電極を 設けることなぐ対極 16の形状を工夫するとともに、対極 16の一部を分断すること〖こ より得ることができる。その結果、バイオセンサ 1では、製造コストの上昇を抑制しつつ 、キヤビラリ 13に対する血液の導入をより確実に検出できるようになる。

[0066] 本発明ではさらに、応答電流値のタイムコースを把握するとともに、そのタームコー スのピークの有無、あるいはピークが現れる場合におけるピーク後の応答電流値の 挙動（単調減少するか否か）によって、キヤビラリ 13に対する血液の導入が十分であ る力否かを判断している。そのため、キヤビラリ 13に導入される血液に不足がある場 合を確実に検知することができるようになる。このような血糖値測定装置 2の作用は、 バイオセンサ 1に検知電極を設けな 、ために、検知電極用の端子やスィッチを設ける ことなぐまたスィッチの開閉制御を行うことなく得ることができる。その結果、血糖値 測定装置 2では、製造コストの上昇を抑制しつつ、キヤビラリ 13に対する血液の導入 をより確実に検出できるようになる。

[0067] 以上に説明したように、本発明では、バイオセンサ 1の対極 16の形状を工夫し、ま た血糖値測定装置 2において得られる応答電流値のデータ処理を工夫することによ り、キヤビラリ 13に導入される血液に不足がある場合をより確実に、かつ安価な構成 により検知することができるようになる。その結果、キヤビラリ 13に対する血液導入量 の不足により測定値が低値として測定され得るケースを、エラーとして確実に処理す ることが可能となるばかりか、血糖値が低い場合であっても、それを血液導入量の不 足の場合と区別することが可能となり、血糖値が低い場合の測定信頼性を向上させ ることがでさる。

[0068] 次に、本発明に係るバイオセンサの他の例について、図 7Aおよび図 7B、ならびに 図 8A〜図 8Cを参照しつつ説明する。なお、図 7Aおよび図 7Bにおいては、図 1ない し図 3を参照して先に説明したバイオセンサ 1と同様な要素については同一の符号を 付してあり、図 8A〜図 8Cにおいては、図 10ないし図 12を参照して先に説明したバ ィォセンサ 8と同様な要素については同一の符号を付してある。

[0069] 図 7Aに示したバイオセンサ 3Aは、先に説明したバイオセンサ 1 (図 1ないし図 3参 照）において、対極 30Aにおけるキヤビラリ 13の奥側に位置する部分を、血液の流れ 方向（基板 10の長手方向）に交差する方向（基板 10の短手方向）に沿って分断し、 活性部 31A, 32Aを基板 10の長手方向に並べて配置したものである。図 7Bに示し たバイオセンサ 3Bは、キヤビラリ 13の内部において、対極 30Bを血液の流れ方向（ 基板 10の長手方向）および、これに交差する方向（基板 10の短手方向）の双方に沿 つて分断したものである。

[0070] 図 8A〜図 8Cに示したバイオセンサ 4A, 4B, 4Cは、従来例として説明したバイオ センサ 8 (図 10〜図 12参照）【こお!/、て、作用極 40A, 40B, 40Cのキヤビラリ 84の内 部で分断したものである。図 8Aには血液の流れ方向（基板 80の長手方向に沿って 作用極 40Aを分断示した例を、図 8Bには血液の流れ方向（基板 80の長手方向）に 交差する方向（基板 80の短手方向）に沿って作用極 40Bを分断した例を、図 8Cに は血液の流れ方向（基板 80の長手方向）および、この方向に交差する方向（基板 80 の短手方向）の双方に沿って作用極 40Cを分断した例を示した。

[0071] もちろん、作用極および対極の一部を分断させる構成は、図 1ないし図 3、図 7およ び図 8に示した例には限定されず、それらの電極を、血液の流れ方向に交差する斜 め方向に延びるスリットを介して分断されたものであってもよぐまた曲線状のスリット のように非直線的なスリットを介して分断されていてもよぐその他の形態であってもよ い。

[0072] 本発明の血液供給量不足検出方法、すなわち応答電流のタイムコースにおけるピ ークの有無、あるいはキヤビラリに対する血液導入から一定時間経過以降の応答電 流の挙動 (応答電流が単調減少するか否か）に基づく血液供給量の不足検知の手 法は、作用極や対極が分断されたバイオセンサに限らず、従来より用いられている作 用極や対極が分断されて 、な 、バイオセンサ（図 10な 、し図 12参照）を用いた血糖 値測定において適用することができる。この場合、ピーク検出後に再びピークが検出 されるとき（図 6において 2点鎖線として模式的に例示したタイムコースとなるとき）には 、それを血液の追い出しがあったものとして判断することも可能である。

[0073] 本発明はさらに、同一平面上に作用極および対極が設けられた分析用具に限らず 、作用極および対極が、それらの厚み方向に離間して設けられた分析用具に対して 適用することもできる。この場合、作用極および対極の双方について、キヤビラリ内に ぉ 、て分断した構成を採用してもょ 、。

[0074] また、本発明は、血糖値を測定するように構成されたバイオセンサを使用する分析 装置に限らず、他の分析用具に使用する分析装置に対しても適用することができる。 本発明を適用できる他の分析用具としては、たとえば血液中のダルコース以外の成 分 (たとえば乳酸やコレステロール)を測定するように構成されたもの、血液以外の試 料を用いた分析を行うように構成されたものが挙げられる。

Claims

請求の範囲

[1] 試料を移動させるための流路と、上記流路に供給された試料に電圧を印加し、 つ電圧を印加しているときに検出される検出電流を測定するための作用極および対 極と、を備えた分析用具を用いて試料を分析する場合において、上記流路に対して 必要量の試料が供給された力否かを検出する方法であって、

上記検出電流が予め設定された閾値を超えた否かを検出する第 1ステップと、 上記第 1ステップにおいて上記検出電流が上記閾値を越えたことが検出された場 合、上記検出電流が上記閾値を超えて力 一定時間が経過するまでの間において、 上記検出電流のタイムコースにおけるピークの有無を検出する第 2ステップと、 上記第 2ステップにおいて上記ピークが検出された場合、上記ピークの検出後の検 出電流が単調減少するカゝ否かを検出する第 3ステップと、

上記第 1ないし第 3ステップでの検出結果に基づいて、上記流路に対して必要量の 試料が適切に供給されたか否かを判断する第 4ステップと、

を含んでいることを特徴とする、試料供給状態の検出方法。

[2] 上記第 4ステップでは、上記第 2ステップにおいて上記一定時間が経過しても上記 ピークが検出されな力つた場合に、上記流路に対して分析に必要な量の試料が適切 に供給されて!ヽな ヽと判断する、請求項 1に記載の試料供給状態の検出方法。

[3] 上記第 4ステップでは、上記第 3ステップにおいて上記一定時間が経過するまでの 間に、上記ピークの検出後の上記検出電流が単調減少しないことが確認された場合 に、上記流路に対して分析に必要な量の試料が適切に供給されていないと判断する

、請求項 1に記載の試料供給状態の検出方法。

[4] 上記第 4ステップでは、上記第 2ステップにおいて、上記一定時間が経過するまで の間に上記ピークが検出され、かつ上記第 3ステップにおいて、上記一定時間が経 過するまでの間、上記ピークの検出後の上記検出電流が単調減少することが確認さ れた場合に、上記流路に対して分析に必要な量の試料が適切に供給されたと判断 する、請求項 1に記載の試料供給状態の検出方法。

[5] 上記一定時間は、 0. 1〜3. 0秒の範囲から選択される時間である、請求項 1に記 載の検出方法。

[6] 上記検出電流のタイムコースは、特定時間毎に測定される複数の検出電流値に基 づいて取得する、請求項 1に記載の検出方法。

[7] 上記作用極および上記対極のうちの少なくとも一方の電極は、試料に接触させるた めの活性部を有しており、

上記作用極および上記対極のうちの少なくとも一方の電極の活性部は、上記流路 内にお 、て分断された第 1および第 2活性部分を含んで 、る、請求項 1に記載の試 料供給状態の検出方法。

[8] 上記分析用具は、分析装置に装着して使用するものであり、

上記作用極および上記対極は、当該分析用具を上記分析装置に装着したときに 上記分析装置の端子に接触させられる接触端部を有しており、

上記作用極および上記対極のうちの少なくとも一方の電極は、上記接触端部およ び上記第 1活性部分を有する第 1電極部と、上記第 2活性部分を有する第 2電極部と

、を備えている、請求項 7に記載の試料供給状態の検出方法。

[9] 上記第 1活性部分および上記第 2活性部分は、上記流路における試料の流れ方向 に交差する方向に並んで 、る、請求項 7に記載の試料供給状態の検出方法。

[10] 上記対極は、上記第 2活性部分に繋がり、かつ試料に接触させるための追加の活 性部分を有しており、

上記追加の活性部分、上記作用極の活性部分、上記対極の活性部分は、この順 序で、上記流路における試料の流れ方向に並んで配置されている、請求項 7に記載 の試料供給状態の検出方法。

[11] 上記作用極の活性部および上記対極の活性部を一連に覆い、かつ電子伝達物質 を含む試薬層をさらに備えて ヽる、請求項 7に記載の試料供給状態の検出方法。

[12] 上記追加の活性部分、上記作用極の活性部分、上記対極の活性部分を一連に覆 い、かつ電子伝達物質を含む試薬層をさらに備えている、請求項 10に記載の試料 供給状態の検出方法。

[13] 上記流路は、毛細管力により試料を移動させるように構成されている、請求項 7に 記載の試料供給状態の検出方法。

[14] 試料を移動させるための流路と、上記流路に供給された試料に電圧を印加するた めのものであり、かつ試料に接触させるための活性部を有する作用極および対極と、 を備え、かつ分析装置に装着して使用する分析用具であって、

上記作用極および上記対極のうちの少なくとも一方の電極の活性部は、上記流路 内において分断された第 1および第 2活性部分を含んでいることを特徴とする、分析 用具。

[15] 上記作用極および上記対極は、当該分析用具を上記分析装置に装着したときに 上記分析装置の端子に接触させられる接触端部を有しており、

上記作用極および上記対極のうちの少なくとも一方の電極は、上記接触端部およ び上記第 1活性部分を有する第 1電極部と、上記第 2活性部分を有する第 2電極部と

、を備えている、請求項 14に記載の分析用具。

[16] 上記第 1活性部分および上記第 2活性部分は、上記流路における試料の流れ方向 に交差する方向に並んでいる、請求項 14に記載の分析用具。

[17] 上記対極は、上記第 2活性部分に繋がり、かつ試料に接触させるための追加の活 性部分を有しており、

上記追加の活性部分、上記作用極の活性部分、上記対極の活性部分は、この順 序で、上記流路における試料の流れ方向に並んで配置されている、請求項 14に記 載の分析用具。

[18] 上記作用極の活性部および上記対極の活性部を一連に覆い、かつ電子伝達物質 を含む試薬層をさらに備えて ヽる、請求項 14に記載の分析用具。

[19] 上記追加の活性部分、上記作用極の活性部分、上記対極の活性部分を一連に覆 い、かつ電子伝達物質を含む試薬層をさらに備えている、請求項 17に記載の分析 用具。

[20] 上記流路は、毛細管力により試料を移動させるように構成されている、請求項 14に 記載の分析用具。