传感器芯片、生物传感器系统、生物试样的温度测定方法、血液试样的温度测定方法、血液试样中的分析物的浓度测定方法

摘要

传感器芯片(200)具有测定部(41)及测定部(42)。测定部(41)具有：包括电极(11)的部分(31)及电极(12)的部分(32)的电极系统(温度电极)、和收纳部分(31)及部分(32)的毛细管(40)的一部分。测定部(42)具有：包括传感器电极(13)的部分(33)及电极(14)的部分(34)的电极系统(分析电极)、和收纳反应试剂层(20)以及部分(33)及部分(34)的毛细管(40)的一部分。根据流过温度电极的电流的大小来获得与血液试样的温度相关的数据(a)，根据流过分析电极间的电流的大小来获得与血液试样中的分析物的浓度相关的数据b。

说明书

技术领域

本发明涉及传感器芯片、生物传感器系统、生物试样的温度测定方法、血液试样的温度测定方法、血液试样中的分析物的浓度测定方法。

背景技术

为了测定血液试样中的分析物浓度例如血中葡萄糖浓度(血糖值)，使用具备具有运算部的测定器、和可以自由装卸于测定器的传感器芯片的便携型生物传感器系统。关于分析物的浓度，可以通过基于氧化剂或还原剂的量的电化学式手法或光学式手法算出，所述氧化剂或还原剂由借助以分析物为底物的氧化还原酶的酶循环反应产生。酶循环反应的速度依赖于反应在进行时的温度(反应温度)。为此，分析物的浓度优选基于反应温度来校正。

反应温度例如可以通过配置于测定器的温度传感器来测定(专利文献1)。但是，在专利文献1的生物传感器系统中，对测定器的内部温度进行测定，测定的反应温度未准确反映血液试样的温度。为此，分析物浓度的测定会产生误差。

专利文献2～4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。专利文献2及3的生物传感器系统，在传感器芯片的血液试样保持部的附近具有热传导构件，通过在测定器配置的温度传感器来检测借助该热传导构件传输的血液试样的温度。在专利文献2及3的生物传感器系统中，在热传导构件和血液试样保持部之间配置有树脂板，所以热传导构件不会接触血液试样。在专利文献4的生物传感器系统中，在用于装配传感器芯片的测定器的安装部配置有温度传感器及热传导构件，血液试样的温度借助热传导构件向温度传感器传输。

【现有技术文献】

专利文献1：日本特开2003-156469号公报

专利文献2：日本特开2001-235444号公报

专利文献3：日本特开2003-42995号公报

专利文献4：国际公开第2003/062812号国际公开文本

【发明想要解决的课题】

携带了生物传感器系统的使用者，当在冷暖差大的场所移动(例如冬季或夏季从屋外向屋内移动)时，测定器无法追随环境温度的急剧变化，不久就与移动目的地的环境相比成为高温或低温。例如使测定器从40℃或10℃的环境向25℃的环境移动时，测定器的温度停止到25℃也需要约30分钟(专利文献1)。

在利用测定器的温度传感器的反应温度测定中，不容易完全排除测定器的温度所致的影响。由此，在使用传感器的环境的温度急剧变化时，即便是专利文献2～4中记载的生物传感器系统，分析物浓度的测定也容易产生误差。

另外，在专利文献2～4记载的生物传感器系统中，血液试样的温度借助树脂板及热传导构件被热传输给温度传感器，所以测得的反应温度未准确反映血液试样的温度。

发明内容

本发明的目的在于，提供一种对血液试样的温度进行测定并能够抑制由使用环境的温度引起的测定误差的发生的生物传感器系统、及适于该传感器系统的传感器芯片。另外，本发明的目的在于，提供能使血液试样中的分析物浓度的测定精度提高的测定方法。

【用于解决课题的手段】

本发明的第1观点涉及的传感器芯片，是对生物试样的温度进行测定的传感器芯片，具备：为了对生物试样的温度进行测定而至少具有工作电极和反电极并被施加直流电压的温度电极、和将生物试样导入到温度电极的毛细管。温度电极的工作电极及/或反电极配置成与导入到毛细管的生物试样接触，以在施加直流电压时使血细胞比容对温度测定结果的影响减小的方式设定直流电压。

在该传感器芯片中，每当温度电极对生物试样的温度进行测定时，血细胞比容的影响少的规定直流电压被施加给温度电极。

由此，可以进行不依赖于生物试样中的血细胞比容值的生物试样的温度的测定。其结果，可以提高生物试样的温度测定的精度，且也可以提高与利用了生物试样的温度的各种校正有关的精度。

本发明的第2观点涉及的传感器芯片，是在第1观点涉及的传感器芯片中，毛细管中生物试样的摄入量为5μL以下，温度电极中的直流电压的施加时间为15秒以下。

本发明的第3观点涉及的传感器芯片，是在第1或第2观点涉及的传感器芯片中，规定的直流电压是生物试样的溶剂发生电解的范围。

本发明的第4观点涉及的传感器芯片，是在第1～第3观点的任意一种涉及的传感器芯片中，为一次性的。

本发明的第5观点涉及的传感器芯片，是对血液试样中的分析物的浓度进行测定的传感器芯片，具备：配置成与血液试样接触且为了对血液试样的温度进行测定而至少具有工作电极和反电极的温度电极、和用于与测定血液试样的分析物的浓度相关项目的测定中的浓度测定部。

由此，与以往的具备对借助树脂板、热传导构件等传输的热进行测定的温度电极的传感器芯片不同，可以直接测定血液试样的温度。其结果，可以抑制由使用环境的温度引起的测定误差的发生，提高血液试样中的分析物浓度的测定精度。

本发明的第6观点涉及的传感器芯片，是在第5观点涉及的传感器芯片中，浓度测定部是至少具备工作电极和反电极的分析电极。

本发明的第7观点涉及的传感器芯片，是在第6观点涉及的传感器芯片中，温度电极和分析电极分开设置。

由此，可以准确测定血液试样中的分析物的浓度。

本发明的第8观点涉及的传感器芯片，是在第6或第7观点涉及的传感器芯片中，还具备：试样导入口、和将血液试样从试样导入口导入到温度电极及分析电极的毛细管。温度电极配置在比分析电极更接近试样导入口的位置。

本发明的第9观点涉及的传感器芯片，是在第5～第8观点的任意一种涉及的传感器芯片中，温度电极以不与氧化还原酶及电子媒介体的至少1种接触的方式配置。

由此，可以准确测定血液试样的温度。

本发明的第10观点涉及的传感器芯片，是在第5～第9观点的任意一种涉及的传感器芯片中，浓度测定部还具有发生氧化还原反应的反应试剂，温度电极配置成不与引起氧化还原反应的反应试剂接触。

由此，可以避免温度电极接触反应试剂，可以准确测定血液试样的温度。

本发明的第11观点涉及的传感器芯片，是在第5～第9观点的任意一种涉及的传感器芯片中，被配置成不与任何试剂接触。

由此，可以避免温度电极与任何试剂接触，可以准确测定血液试样的温度。

本发明的第12观点涉及的传感器芯片，是在第6观点涉及的传感器芯片中，温度电极的工作电极至少与分析电极的工作电极或反电极的任意共用。

本发明的第13观点涉及的传感器芯片，是在第6观点涉及的传感器芯片中，温度电极的反电极至少与分析电极的工作电极或反电极的任意共用。

本发明的第14观点涉及的传感器芯片，是在第6～第8观点的任意一种涉及的传感器芯片中，浓度测定部具有1个以上的工作电极及反电极以外的电极，工作电极及反电极以外的浓度测定部的电极中的至少1个，与温度电极的工作电极及反电极中的至少1个共用。

如第12～第14观点所述，浓度测定部所含的电极可以兼作温度电极的工作电极及反电极中的至少1个。

第12及第13观点的传感器芯片，作为分析电极，可以具备多个工作电极及/或多个反电极。该多个工作电极及/或反电极中的至少1个，可以兼作温度电极的工作电极及/或反电极。

作为第14观点中的工作电极及反电极以外的电极的例子，可以举出如下电极：

-血细胞比容测定用电极、

-还原物质的浓度或量的测定用电极、

-对血液的导入进行探测的探测电极、

-除了葡萄糖浓度、血细胞比容、或还原物质的浓度或量的测定用电极以外而设置的其他测定用电极。

本发明的第15观点涉及的传感器芯片，是在第6观点涉及的传感器芯片中，温度电极中工作电极的面积与温度电极中反电极的面积相同或比其小。

本发明的第16观点涉及的传感器芯片，是在第5～第15观点的任意一种涉及的传感器芯片中，分析物的浓度涉及的项目至少包括血细胞比容。

本发明的第17观点涉及的传感器芯片，是在第5～第16观点的任意一种涉及的传感器芯片中，分析物的浓度涉及的项目至少包括还原物质的量或浓度。

本发明的第18观点涉及的生物试样的温度测定方法，是在具备由工作电极及反电极形成的温度电极、和毛细管的传感器芯片中，对生物试样的温度进行测定的温度测定方法，其中，包括：通过毛细管将生物试样导入到温度电极的导入步骤、对温度电极施加直流电压的施加步骤、和将在施加步骤中施加的直流电压调节为第一电压的调节步骤。第一电压被设定成在向温度电极施加第一电压时使血细胞比容对温度的测定结果的影响减小。

通过该方法，可以测定不依赖于生物试样中的血细胞比容值的生物试样的温度。其结果，可以提高生物试样的温度测定的精度，也可提高与利用了生物试样的温度的各种校正有关的精度。

本发明的第19观点涉及的温度测定方法，是在第18观点涉及的温度测定方法中，预先测定及存储使血细胞比容对温度的测定结果的影响减小的直流电压的值，调节步骤是根据存储的直流电压来调节成第一电压的步骤。

本发明的第20观点涉及的生物试样的温度测定方法，是在第18或第19观点涉及的生物试样的温度测定方法中，摄入步骤中生物试样的摄入量为5μL以下，施加步骤中直流电压的施加时间为15秒以下。

本发明的第21观点涉及的血液试样的温度测定方法，是对具备由工作电极和反电极形成的温度电极的传感器芯片所使用的血液试样的温度进行测定的方法，包括：对与血液试样接触的温度电极施加电压的步骤、根据通过施加电压而在血液试样中流动的电流的大小获得与血液试样的温度有关的数据a的步骤、和根据数据a算出血液试样的温度t的步骤。

在这里，根据能够通过对与血液试样相接触的温度电极施加电压而获得的与血液试样的温度有关的数据a，算出血液试样的温度t。

由此，根据准确获得的与血液试样的温度有关的数据a，可以算出血液试样的温度t，所以可以抑制由使用环境的温度引起的测定误差的发生。

本发明的第22观点涉及的血液试样中的分析物的浓度测定方法，包括：根据通过对与血液试样接触的一对电极施加电压而在血液试样中流动的电流的大小，获得与血液试样的温度有关的数据a的步骤；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在血液试样中流动的电流的大小，获得与分析物的浓度有关的数据b的步骤；和根据数据a及数据b来决定血液试样中的分析物浓度的浓度测定步骤。

在这里，获得不借助树脂板、热传导构件而是通过直接测定血液试样的温度获得的数据a，根据与血液试样的温度有关的数据a及与分析物的浓度有关的数据b，决定血液试样中的分析物浓度。

由此，可以提高血液试样中的分析物浓度的测定精度。

本发明的第23观点涉及的血液试样中的分析物的浓度测定方法，是在第22观点涉及的血液试样中的分析物的浓度测定方法中，浓度测定步骤包含根据数据a对数据b进行校正的步骤。

由此，可以提高血液试样中的分析物浓度的测定精度。

本发明的第24观点涉及的血液试样中的分析物的浓度测定方法，是在第22观点涉及的血液试样中的分析物的浓度测定方法中，浓度测定步骤包括：根据数据b算出血液试样的分析物的浓度x的步骤、和根据数据a对浓度x进行校正的步骤。

由此，可以提高血液试样中的分析物浓度的测定精度。

本发明的第25观点涉及的血液试样中的分析物的浓度测定方法，是在第22观点涉及的血液试样中的分析物的浓度测定方法中，浓度测定步骤包括：根据数据a算出血液试样的温度t的步骤、和根据温度t对数据b进行校正的步骤。

由此，可以提高血液试样中的分析物浓度的测定精度。

本发明的第26观点涉及的血液试样中的分析物的浓度测定方法，是在第22观点涉及的血液试样中的分析物的浓度测定方法中，浓度测定步骤包括：根据数据a算出血液试样的温度t的步骤、根据数据b算出血液试样的分析物的浓度x的步骤、和根据温度t对浓度x进行校正的步骤。

由此，可以提高血液试样中的分析物浓度的测定精度。

本发明的第27观点涉及的血液试样中的分析物的浓度测定方法，是在第22～第26观点的任意一种涉及的血液试样中的分析物的浓度测定方法中，获得数据a的步骤在获得数据b的步骤之前进行。

由此，可以更准确地反映获得数据b时的温度。

本发明的第28观点涉及的血液试样中的分析物的浓度测定方法，是在第22观点涉及的血液试样中的分析物的浓度测定方法中，浓度测定步骤包括：在获得数据b之后，根据通过对与血液试样接触的一对电极施加规定的电压而在血液试样中流动的电流的大小，获得与血液试样的温度有关的数据c的步骤；通过对数据a和数据c进行运算求出与血液试样的温度有关的数据d的步骤；和根据数据d对数据b进行校正的步骤。

由此，可以更准确地反映获得数据b时的温度，可以提高血液试样中的分析物浓度的测定精度。

本发明的第29观点涉及的血液试样中的分析物的浓度测定方法，是在第22观点涉及的血液试样中的分析物的浓度测定方法中，浓度测定步骤包括：根据数据a算出血液试样的温度t的步骤；根据数据b算出血液试样的分析物的浓度x的步骤；对血液试样的周围的环境温度t1进行测定的步骤；对温度t和环境温度t1的差与温度阈值Z进行比较的步骤；和在满足|t-t1|≥Z时根据温度t对浓度x进行校正，在满足|t-t1|＜Z时根据温度t1对浓度x进行校正的步骤。

在这里，根据数据a算出血液试样的温度t，根据数据b算出血液试样的分析物的浓度x，进而，对血液试样周围的环境温度t1进行测定。此外，对温度t和环境温度t1的差与温度阈值Z进行比较，如下所示进行校正。

在满足|t-t1|≥Z时根据温度t对浓度x进行校正

在满足|t-t1|＜Z时根据温度t1对浓度x进行校正

由此，可以使用与外部温度环境对应的合适温度对浓度x进行校正，所以可以提高血液试样中的分析物浓度的测定精度。

本发明的第30观点涉及的血液试样中的分析物的浓度测定方法，是在第22～第29观点的任意一种涉及的血液试样中的分析物的浓度测定方法中，与血液试样的温度有关的数据a包括温度，与分析物的浓度有关的数据b包括葡萄糖浓度。

在这里，作为以数据a获得的数据项目，包括温度，作为以获得数据b的数据项目，包括葡萄糖浓度。

本发明的第31观点涉及的血液试样中的分析物的浓度测定方法，是在第30观点涉及的血液试样中的分析物的浓度测定方法中，与分析物的浓度有关的数据b包括血细胞比容。

在这里，作为以获得数据b的数据项目，包括血细胞比容。

本发明的第32观点涉及的血液试样中的分析物的浓度测定方法，是在第30或第31观点涉及的血液试样中的分析物的浓度测定方法中，与分析物的浓度有关的数据b包括还原物质的量或浓度。

在这里，作为以获得数据b的数据项目，包括还原物质的量或浓度。

本发明的第33观点涉及的血液试样中的分析物的浓度测定方法，是在第30～第32观点的任意一种涉及的血液试样中的分析物的浓度测定方法中，同时测定数据a及数据b所含的数据中的至少2个项目。

在这里，在对数据a及数据b所含的数据进行测定时，同时测定2个以上的项目。例如，同时测定葡萄糖浓度和还原物质的量或浓度。

本发明的第34观点涉及的血液试样中的分析物的浓度测定方法，是在第30～第32观点的任意一种涉及的血液试样中的分析物的浓度测定方法中，数据a及数据b所含的数据的测定分别独立进行。

在这里，在对数据a及数据b所含的数据进行测定时，不是同时测定2个以上的项目，而是一个一个依次进行。再有，测定各项目的顺序可以为任意。

本发明的第35观点涉及的血液试样中的分析物的浓度测定方法，是在第30～第32观点的任意一种涉及的血液试样中的分析物的浓度测定方法中，数据a及数据b所含的数据的测定，按照温度、葡萄糖浓度及还原物质的量或浓度、血细胞比容的顺序进行。

在这里，确定对数据进行测定的顺序。由此，在速度、准确性、对电极的负担方面，可以获得有利的效果。

本发明的第36观点涉及的血液试样中的分析物的浓度测定方法，是在第30～第35观点的任意一种涉及的血液试样中的分析物的浓度测定方法中，数据a及数据b所含的数据的测定借助独立的电极进行。

在这里，在对数据a及数据b所含的数据进行测定时，借助分别独立的电极进行。

本发明的第37观点涉及的生物传感器系统，是具有第1～第17观点的任意一种涉及的传感器芯片、和包含向传感器芯片的温度电极施加电压的控制电路的测定器的对血液试样中的分析物的浓度进行测定的生物传感器系统，具备：按照控制电路对温度电极施加电压的电压施加部；根据流过与血液试样接触的温度电极的电流的大小，获得与血液试样的温度有关的数据a的温度测定部；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在血液试样中流动的电流的大小，获得与分析物的浓度有关的数据b的分析物测定部；和根据数据a及数据b决定血液试样中的分析物浓度的浓度决定部。

在这里，获得不是借助树脂板、热传导构件而是通过直接测定血液试样的温度而获得的数据a，根据与血液试样的温度有关的数据a及与分析物的浓度有关的数据b，浓度决定部决定血液试样中的分析物浓度。

由此，可以抑制由使用环境的温度引起的测定误差的发生，提高血液试样中的分析物浓度的测定精度。

本发明的第38观点涉及的生物传感器系统，是在第37观点涉及的生物传感器系统中，浓度决定部具有根据数据a对数据b进行校正的第一分析物校正部。

在这里，根据不是借助树脂板、热传导构件而是通过直接测定血液试样的温度获得的数据a，第一分析物校正部对与血液试样中的分析物浓度有关的数据b进行校正。

由此，可以抑制由使用环境的温度引起的测定误差的发生，提高血液试样中的分析物浓度的测定精度。

本发明的第39观点涉及的生物传感器系统，是在第37观点涉及的生物传感器系统中，浓度决定部具有：根据数据b算出血液试样的分析物的浓度x的算出部、和根据数据a对浓度x进行校正的第二分析物校正部。

在这里，在分析物校正部根据数据b算出了血液试样的分析物的浓度x之后，第二分析物校正部根据通过直接测定血液试样的温度而获得的数据a来对浓度x进行校正。

由此，可以抑制由使用环境的温度引起的测定误差的发生，提高血液试样中的分析物浓度的测定精度。

本发明的第40观点涉及的生物传感器系统，是在第37观点涉及的生物传感器系统中，浓度决定部具有：根据数据a算出血液试样的温度t的算出部、和根据温度t对数据b进行校正的第三分析物校正部。

在这里，在算出部根据通过直接测定血液试样的温度而获得的数据a，算出了血液试样的温度t之后，第三分析物校正部根据温度t对数据b进行校正。

由此，可以抑制由使用环境的温度引起的测定误差的发生，提高血液试样中的分析物浓度的测定精度。

本发明的第41观点涉及的生物传感器系统，是在第37观点涉及的生物传感器系统中，浓度决定部具有：根据数据a算出血液试样的温度t的算出部、根据数据b算出血液试样的分析物的浓度x的算出部、和根据温度t对浓度x进行校正的第四分析物校正部。

在这里，在算出部根据通过直接测定血液试样的温度而获得的数据a算出了血液试样的温度t，根据数据b算出了血液试样的分析物的浓度x之后，第四分析物校正部根据温度t对浓度x进行校正。

由此，可以抑制由使用环境的温度引起的测定误差的发生，提高血液试样中的分析物浓度的测定精度。

本发明的第42观点涉及的生物传感器系统，是在第37～第41观点的任意一种涉及的生物传感器系统中，在通过温度测定部获得与试样的温度有关的数据a之后，通过分析物测定部获得与分析物的浓度有关的数据b。

由此，可以更准确地反映获得数据b时的温度。

本发明的第43观点涉及的生物传感器系统，是在第37观点涉及的生物传感器系统中，浓度决定部具有：温度测定部，其在获得数据b后，根据流过与血液试样接触的温度电极的电流的大小，获得与血液试样的温度有关的数据c；运算部，其对数据a和数据c进行运算，求出与血液试样的温度有关的数据d；和算出部，其根据数据d，算出对应于血液试样的温度校正后的分析物的浓度x。

在这里，在获得数据b后，再一次利用与数据a相同的获得方法获得与血液试样的温度有关的数据c，运算部对数据a和数据c进行运算，由此获得与血液试样的温度有关的数据d。此外，算出部根据该数据d对浓度x进行校正。

由此，可以更准确地反映获得数据b时的温度，可以提高血液试样中的分析物浓度的测定精度。

本发明的第44观点涉及的生物传感器系统，是在第37观点涉及的生物传感器系统，其中，浓度决定部具有：根据数据a算出血液试样的温度t的温度算出部；根据数据b算出血液试样的分析物的浓度x的浓度算出部；对血液试样的周围的环境温度t1进行测定的环境温度测定部；对温度t和环境温度t1的差与温度阈值Z进行比较的比较部；和校正部，其在满足|t-t1|≥Z时根据温度t对浓度x进行校正，在满足|t-t1|＜Z时根据环境温度t1对浓度x进行校正。

在这里，根据数据a算出血液试样的温度t，根据数据b算出血液试样的分析物的浓度x，进而对血液试样周围的环境温度t1测定。此外，对温度t和环境温度t1的差和温度阈值Z进行比较，如下所示进行校正。

在满足|t-t1|≥Z时，根据温度t对浓度x进行校正

在满足|t-t1|＜Z时，根据温度t1对浓度x进行校正

由此，可以使用与外部温度环境对应的合适温度，对浓度x进行校正，所以可以提高血液试样中的分析物浓度的测定精度。

本发明的第45观点涉及的生物传感器系统，是在第37～第44观点的任意一种涉及的生物传感器系统中，与血液试样的温度有关的数据a包含温度，与分析物的浓度有关的数据b包含葡萄糖浓度。

在这里，作为以数据a获得的数据项目，包括温度，作为以数据b获得的数据项目，包括葡萄糖浓度。

本发明的第46观点涉及的生物传感器系统，是在第45观点涉及的生物传感器系统中，与分析物的浓度有关的数据b包含血细胞比容。

在这里，作为以数据b获得的数据项目，包括血细胞比容。

本发明的第47观点涉及的生物传感器系统，是在第45或第46观点涉及的生物传感器系统中，与分析物的浓度有关的数据b包含还原物质的量或浓度。

在这里，作为以数据b获得的数据项目，包括还原物质的量或浓度。

本发明的第48观点涉及的生物传感器系统，是在第45～第47观点的任意一种涉及的生物传感器系统中，还具备次序控制部，所述次序控制部按照同时测定数据a及数据b所含的数据中的至少2个项目的方式对控制电路加以控制。

在这里，在获得数据a及数据b所含的数据时，次序控制部按照同时测定同时2个以上的项目的方式对控制电路加以控制。例如，次序控制部按照同时获得葡萄糖浓度和还原物质的量或浓度的方式对控制电路加以控制。

本发明的第49观点涉及的生物传感器系统，是在第45～第47观点的任意一种涉及的生物传感器系统中，还具备次序控制部，所述次序控制部按照使数据a及数据b所含的数据的测定分别独立进行的方式对控制电路加以控制。

在这里，在获得数据a及数据b所含的数据时，次序控制部按照不是同时测定2个以上的项目而是一个一个按顺序进行的方式对控制电路加以控制。再有，各项目的获得顺序可以为任意。

本发明的第50观点涉及的生物传感器系统，是在第45～第47观点的任意一种涉及的生物传感器系统中，还具备次序控制部，所述次序控制部按照使数据a及数据b所含的数据的测定以温度、葡萄糖浓度及还原物质的量或浓度、血细胞比容的顺序进行的方式对控制电路加以控制。

在这里，确定对数据进行测定的顺序。由此，在速度、准确性、对电极的负担方面，可以得到有利的效果。

本发明的第51观点涉及的生物传感器系统，是在第45～第50观点的任意一种涉及的生物传感器系统中，还具有电极选择部，所述电极选择部按照使数据a及数据b所含的数据的测定借助独立的电极进行的方式对控制电路加以控制。

在这里，当对数据a及数据b所含的数据进行测定时，电极选择部按照借助分别独立的电极进行的方式对控制电路加以控制。

【发明的效果】

根据本发明涉及的传感器芯片、生物传感器系统、血液试样的温度测定方法、血液试样中的分析物的浓度测定方法，可以抑制由使用环境的温度引起的测定误差的发生，提高血液试样中的分析物浓度的测定精度。

附图说明

图1是本发明的一个实施方式涉及的生物传感器系统的立体图。

图2是本发明的一个实施方式涉及的生物传感器芯片的分解立体图。

图3是本发明的一个实施方式涉及的生物传感器芯片的透视俯视图。

图4是本发明的一个实施方式涉及的生物传感器系统中的电路构成图。

图5是本发明的一个实施方式涉及的生物传感器系统中血液试样中的分析物浓度的测定方法的流程图。

图6(a)及(b)是表示本发明的其他实施方式涉及的生物传感器系统中血液试样中的分析物浓度的测定方法的流程图、生物传感器系统中的电路构成图。

图7(a)及(b)是表示本发明的其他实施方式涉及的生物传感器系统中血液试样中的分析物浓度的测定方法的流程图、生物传感器系统中的电路构成图。

图8(a)、(b)及(c)是表示使用本发明的一个实施方式涉及的生物传感器芯片得到的电流的变化特性的曲线图。

图9是本发明的一个实施方式涉及的传感器芯片的分解立体图。

图10是本发明的一个实施方式涉及的传感器芯片的透视俯视图。

图11(a)、(b)、及(c)是实施例1中与图8对应的电流特性曲线图。

图12是实施例1中对规定的温度得到的电流特性曲线图。

图13(a)、(b)、及(c)是实施例7中的温度为4度时对规定的施加电压、规定的血细胞比容值得到的电流特性曲线图。

图14(a)、(b)、及(c)是实施例7中的温度为13度时对规定的施加电压、规定的血细胞比容值得到的电流特性曲线图。

图15(a)、(b)、及(c)是实施例7中的温度为21度时对规定的施加电压、规定的血细胞比容值得到的电流特性曲线图。

图16(a)、(b)、及(c)是实施例7中的温度为30度时对规定的施加电压、规定的血细胞比容值得到的电流特性曲线图。

图17(a)、(b)、及(c)是实施例7中的温度为38度时对规定的施加电压、规定的血细胞比容值得到的电流特性曲线图。

图18是表示实施例10中对规定的温度得到的电流值的关系的曲线图。

图19是表示实施例11中的传感器芯片的电极间距离的立体图。

图20(a)～(d)是表示实施例11中血液试样为11℃时不同电极间距离、不同血细胞比容的应答电流值的曲线图。

图21(a)～(d)是表示实施例11中血液试样为21℃时不同电极间距离、不同血细胞比容的应答电流值的曲线图。

图22(a)～(d)是表示实施例11中血液试样为30℃时不同电极间距离、不同血细胞比容的应答电流值的曲线图。

图23(a)及(b)是表示实施例12中的传感器芯片的立体图。

图24(a)及(b)是表示实施例12中血液试样为11℃时不同电极形状、不同血细胞比容的应答电流值的曲线图。

图25(a)及(b)是表示实施例12中血液试样为21℃时不同电极形状、不同血细胞比容的应答电流值的曲线图。

图26(a)及(b)是表示实施例12中血液试样为30℃时不同电极形状、不同血细胞比容的应答电流值的曲线图。

图27(a)及(b)是表示实施例13中的传感器芯片的立体图。

图28(a)～(d)是表示实施例13中血液试样为30℃时不同引线(lead)宽度、不同血细胞比容的应答电流值的曲线图。

图29是表示实施例14中的传感器芯片的毛细管高度的立体图。

图30(a)及(b)是表示实施例14中血液试样为11℃时不同毛细管高度、不同血细胞比容的应答电流值的曲线图。

图31(a)及(b)是表示实施例14中血液试样为21℃时不同毛细管高度、不同血细胞比容的应答电流值的曲线图。

图32(a)及(b)是表示实施例14中血液试样为30℃时不同毛细管高度、不同血细胞比容的应答电流值的曲线图。

图33(a)及(b)是表示实施例15中血液试样为4℃时不同钯电阻的应答电流值的曲线图。

图34(a)及(b)是表示实施例15中血液试样为13℃时不同钯电阻的应答电流值的曲线图。

图35(a)及(b)是表示实施例15中血液试样为21℃时不同钯电阻的应答电流值的曲线图。

图36(a)及(b)是表示实施例15中血液试样为30℃时不同钯电阻的应答电流值的曲线图。

图37(a)及(b)是表示实施例15中血液试样为38℃时不同钯电阻的应答电流值的曲线图。

图38是表示实施例16中血液试样为24℃时不同葡萄糖浓度的应答电流值的曲线图。

图39是表示实施例17中血液试样为24℃时不同抗坏血酸浓度的应答电流值的曲线图。

图40是表示实施例18中在24℃的环境下导入了血液试样时不同温度的应答电流值的曲线图。

图41是表示实施例19中的传感器芯片的升上、降下的立体图。

图42是表示实施例19中在24℃的环境下升上、降下过程中附着有血液时应答电流值的曲线图。

图43是表示实施例20中在24℃的环境下用手指捏住传感器芯片的前端部时和未捏住时应答电流值的曲线图。

图44是表示实施例21中的测定次序的说明图。

图45(a)是表示实施例21中测定的葡萄糖的应答电流值的曲线图，(b)是表示实施例21中测定的温度、Hct的应答电流值的曲线图。

图46(a)是表示实施例21中的温度测定的应答电流值的曲线图，(b)是表示实施例21中测定了温度时的不同温度的应答电流值的曲线图。

图47是表示实施例21中的其他测定次序的说明图。

图48(a)及(b)是表示本发明的变形例1涉及的生物传感器系统中血液试样中的分析物浓度的测定方法的流程图。

图49(a)及(b)是表示本发明的变形例1涉及的生物传感器系统中血液试样中的分析物浓度的测定方法的流程图。

图50(a)及(b)是本发明的变形例1涉及的生物传感器系统中的电路构成图。

图51(a)及(b)是本发明的变形例1涉及的生物传感器系统中的电路构成图。

图52是本发明的变形例2涉及的生物传感器系统中的电路构成图。

图53是本发明的一个实施方式涉及的生物传感器系统中的电路构成图。

具体实施方式

本发明的生物传感器系统，通过在传感器芯片配置的测定部，从分析物的温度获得血液试样。

图1是用于说明基于本发明的生物传感器系统的一例的图。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的侧壁面形成有矩形形状的孔即安装口102。传感器芯片200以能在安装口102自由装卸的状态与测定器101连接。在测定器101的一个主面的大致中央部配置有对测定结果进行显示的显示部103。

图2是传感器芯片200的分解立体图，图3是其俯视图。该传感器芯片200，隔着形成有矩形形状的切口部204的隔离物202，且残留绝缘基板201的一个端部(图2中的右侧端部)，在绝缘基板201上配置有遮盖物203。

各构件201、202、203，例如通过粘接或热熔敷而一体化。隔离物202的切口部204在各构件的一体化之后作为保持血液试样的毛细管40发挥功能。毛细管40是沿着传感器芯片200的长边的长形状，在隔离物202的一个端部(图2、图3中的左侧端部)与外部连通。换言之，毛细管40与在传感器芯片200的外部开口的血液试样导入口17连通。此外，遮盖物203在毛细管40中与血液试样导入口17侧相反一侧的端部附近具有排气口16。由此，通过毛细现象，血液试样被容易地从血液试样导入口17吸引到毛细管40的内部。

在绝缘基板201上，电极(电压施加部)11、12、13、14、15分别配置成其一部分(部分31、32、33、34、35)面向毛细管40。电极11的部分31及电极12的部分32与电极13的部分33及电极14的部分34相比配置在更接近血液试样导入口17的位置。

在绝缘基板201上，以覆盖电极13的部分33的全体且部分覆盖电极14的部分34及电极15的部分35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、和电子媒介体。

反应试剂层20形成在远离电极11的部分31及电极12的部分32的位置。优选不在电极11的部分31及电极12的部分32上配置含有氧化还原酶或电子媒介体的反应试剂，更优选不配置任何反应试剂。

与上述相反，电极13的部分33及电极14的部分34，与电极11的部分31及电极12的部分32相比配置在接近血液试样导入口17的位置时，在从血液试样导入口17导入血液试样时，由于电极13的部分33及电极14的部分34上的反应试剂层20的流动，由此可以到达电极13的部分33及电极14的部分34。由此，应该避免这样的配置。

传感器芯片200具有测定部41(测定部A)。测定部A具有：包含电极11的部分31及电极12的部分32的电极系统(温度电极)、和收纳部分31及部分32的毛细管40的一部分空间。

进而，传感器芯片200具有测定部42(测定部B)。测定部B具有：包含电极13的部分33及电极14的部分34的电极系统(分析电极)、和收纳反应试剂层20以及部分33及部分34的毛细管40的一部分空间。

在测定部A的温度电极中，电极11作为工作电极发挥功能，电极12作为反电极发挥功能。在测定部B的分析电极中，电极13作为工作电极发挥功能，电极14作为反电极发挥功能。

测定部A(温度测定部)根据流过温度电极的电流的量，获得与血液试样的温度有关的数据a。在温度电极上发生电化学反应的物质，主要是血液试样中的成分，可以是水，还可以是红细胞及白细胞等血细胞成分。

测定部B(分析物测定部)根据流过分析电极间的电流的量，获得与血液试样中的分析物的浓度有关的获得数据b。在分析电极上发生电化学反应的物质，主要是与氧化还原酶之间进行电子授受的电子媒介体。由测定部B获得的数据b，使用数据a进行基于温度的校正。分析物的浓度使用校正后的数据b算出。

电极13的部分33及电极14的部分34的双方或单方，可以兼作电极11的部分31及电极12的部分32的双方或单方。但是，这些电极优选分开设置。

电极15的部分35配置在毛细管40的里侧的端部附近，换言之，配置在与连通外部的端部相反的一侧的端部附近。通过向电极15和电极13之间施加电压，容易地探测到血液试样被导入到毛细管40里面。再有，可以代替电极13向电极14和电极15之间施加电压。

电极11、12、13、14、15分别与引线(未图示)连结。关于引线的一端，按照可以向各电极间施加电压的方式，在未被隔离物202及遮盖物203覆盖的绝缘基板201的端部，露出到传感器芯片200的外部。

血液试样中的分析物，可以举出除了血细胞之外物质、例如葡萄糖、白蛋白、乳酸、胆红素及胆固醇。氧化还原酶可以使用以对象分析物为底物的物质。作为氧化还原酶，可以例示出葡萄糖氧化酶、葡萄糖脱氢酶、乳酸氧化酶、乳酸脱氢酶、胆红素氧化酶及胆固醇氧化酶。作为反应试剂层中氧化还原酶的量，例示出0.01～100单位(U)，优选0.05～10U，更优选0.1～5U的范围。

反应试剂层20优选含有所谓铁氰化钾、对-苯酮、对-苯酮衍生物、氧化型吩嗪硫酸二甲酯、亚甲蓝、二茂铁及二茂铁衍生物的具有与电极交换由酶反应产生的电子的功能的电子媒介体。关于反应试剂层20，为了提高反应试剂层的成形性，可以含有水溶性高分子化合物。作为水溶性高分子化合物，可以例示出从羧甲基纤维素及其盐、羟乙基纤维素、羟丙基纤维素、甲基纤维素、乙基纤维素、乙基羟基乙基纤维素、羧乙基纤维素及其盐、聚乙烯基醇、聚乙烯基吡咯烷酮、称为聚赖氨酸的聚氨基酸、聚苯乙烯磺酸及其盐、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、琼脂糖及其衍生物选择的至少1种。

作为绝缘基板201、隔离物202及遮盖物203的材料，可以例示出聚对苯二甲酸乙二醇酯、聚碳酸酯、聚亚酰胺、聚乙烯、聚丙烯、聚苯乙烯、聚氯乙烯、聚甲醛、单体铸塑尼龙、聚对苯二甲酸丁二醇酯、称为甲基丙烯酸树脂及ABS树脂的树脂，进而可以例示玻璃。

电极11、12、13、14、15可以由例如钯、铂、金、银、钛、铜、镍及碳等公知的导电性材料形成。

图4是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电路构成的一例的图。测定器101具有：向传感器芯片200中的电极11、12、13、14、15当中的至少2个电极间施加电压的控制电路300、和对测定结果进行显示的显示部400。

控制电路300具有5个连接器301a、301b、301c、301d、301e，切换电路302，电流/电压变换电路303，模拟/数字(A/D)变换电路304，基准电压源305和运算部306。控制电路300能够借助切换电路302按照能将1个电极用作正极或负极的方式，对向该电极施加的电位进行切换。

运算部(浓度决定部)306具有公知的中央处理装置(CPU)、和用于根据上述的数据a及数据b来决定血液试样中的分析物浓度的换算表。运算部306通过参照记述有基于环境温度的校正系数的换算表，对分析物浓度进行校正。更具体而言，参照临时测定用换算表而临时算出分析物浓度之后，运算部306通过参照温度校正用的换算表对分析物浓度进行校正。

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，例如如图5所示，如下所示加以实施。

首先，根据运算部306的CPU的指令，电极13借助连接器301b与电流/电压变换电路303连接，电极15借助连接器301c与基准电压源305连接。

然后，按照CPU的指令，向两电极间施加一定的电压(步骤S1)。该电压例如在将电极15示为正极、将电极13示为负极时为0.01～2.0V，优选0.1～1.0V，更优选0.2～0.5V。该电压在传感器芯片插入到测定器101后至血液试样被导入到毛细管40里面期间被施加。从传感器芯片200的血液试样导入口向毛细管40导入血液试样时，在电极15和电极13之间有电流流过。CPU通过识别此时的每单位时间的电流的增加量来探测毛细管40已被血液试样充满。该电流的值在通过电流/电压变换电路303变换成电压值之后，通过A/D变换电路304变换成数字值，然后向CPU输入。CPU根据该数字值探测血液试样已被导入到毛细管里面。

在导入了血液试样之后，例如以0～60秒、优选0～15秒、更优选0～5秒的范围使血液试样中的分析物和酶及酶和电子媒介体发生反应。

接着，如下所示获得上述的数据a(步骤S2)。

首先，按照CPU的指令，电压切换电路302进行工作，电极11借助连接器301a与电流/电压变换电路303连接，电极12借助连接器301e与基准电压源305连接。接着，按照CPU的指令，向测定部A中的两电极间施加一定的电压。如后所述，该电压在例如将电极11示为正极、将电极12示为负极时为0.1～5.0V，优选1.0～3.0V，更优选1.5～2.5V。电压的施加时间为0.1～30秒、优选0.5～10秒、更优选1～5秒的范围。关于随着该电压的施加在两电极间流动的电流量，通过指示获得数据a的信号从控制电路被提供给测定部A，经由电流/电压变换电路303变换成电压值，然后，经由A/D变换电路304变换成数字值，向CPU输入，作为数据a在运算部306的存储器中储存。

然后，如下所示获得上述的数据b(步骤S3)。

首先，按照CPU的指令，切换电路302进行工作，电极13借助连接器301b与电流/电压变换电路303连接，电极14借助连接器301d与基准电压源305连接。然后，按照CPU的指令，测定部B中的测定次序被输入。此时，该电压在例如将电极13示为正极、将电极14示为负极时为0.05～1.0V，优选0.1～0.8V，更优选0.2～0.6V。电压的施加时间为0.1～30秒、优选0.1～15秒、更优选0.1～5秒的范围。关于随着该电压的施加在两电极间流动的电流量，通过指示获得数据b的信号从控制电路被提供给测定部B，从而经由电流/电压变换电路303变换成电压值，然后，经由A/D变换电路304变换成数字值，向CPU输入，作为数据b在运算部306的存储器中储存。从使分析物浓度的测定迅速化的观点出发，控制电路优选在血液试样被导入到传感器芯片的毛细管40的时刻起0.5秒以上且低于5秒的范围内，将指示获得数据b的信号提供给测定部B。

再有，数据b可以比数据a先获得。不过，在获得数据b之前，试剂的溶解、酶反应、电子媒介体和酶间的反应等需要足够的时间，所以数据b优选后获得。另外，数据b和数据a可以同时获得，此时在1个溶液体系内，同时对2组电极系统施加电压，所以会有各自的电流相互干涉的情况。为此，数据a的获得和数据b的获得优选分开进行。

另外，如图6(a)所示，为了使浓度的测定结果更准确地反映获得数据b时的温度，在获得数据b的前后，可以分别获得与血液试样的温度有关的数据。即，生物传感器系统100向两电极间施加一定的电压(步骤S101)，获得与血液试样的温度有关的数据a(步骤S102)，然后，获得与血液试样中的分析物的浓度有关的数据b(步骤S103)，进而然后，再次获得与血液试样的温度有关的数据c(步骤S104)。然后，运算部306通过将数据a和数据c平均等运算求出数据d(步骤S105)，使用数据d对数据b进行温度的校正，算出分析物的浓度(步骤S106)。此时，生物传感器系统100中的运算部(浓度决定部)306(参照图4)如图6(b)所示具备：在获得数据b后根据在接触血液试样的温度电极流过的电流的大小而获得与血液试样的温度有关的数据c的温度测定部307、对数据a和数据c进行运算而求出与血液试样的温度有关的数据d的运算部308、和根据数据d算出对应于血液试样的温度进行校正后的分析物的浓度x的浓度算出部309。

接着，运算部306参照换算表，根据数据a及数据b决定血液试样中的分析物浓度(步骤S4)。此外，所决定的分析物浓度以图像的形式显示于显示部400。如果对数据a准备温度换算表，运算部306可以算出血液试样中的温度，将其温度以图像的形式显示于显示部400。用于该决定的运算程序，对应于换算表的数据构造适当设计。在与数据a及数据b完全一致的数值数据未记述于换算表中的情况下，运算部306从在该换算表中记述并与数据a及数据b相近似的数据，使用公知的线形插补法来决定分析物浓度即可。

进而，如果需要，电极11及电极12可以兼用作温度计量用途的电极及其他分析用途的电极。其他分析用途是指例如血液试样内的血细胞比容值的测定、或血液试样内的物质且有可能对数据b产生影响的抗坏血酸、尿酸、胆红素、对乙酰氨基酚等还原物质的测定。使用电极11或电极12作为工作电极(正极)、使用电极13或电极14作为反电极(负极)的方法是公知的。

本发明中，测定部A中的温度电极间的电压可以受电极面积、电极的材料等传感器芯片的构成左右，所以需要事先决定最合适的电压。关于施加与最佳值错开的电压时获得的电流量受到血液试样内的血细胞比容值(Hct值)的影响。Hct值是指表示血液中所占的血细胞成分的容积的比例的数值。

将最佳电压值设为Vm、比最佳电压值高的电压值设为Vh、比最佳电压值低的电压值设为Vl时(Vl＜Vm＜Vh)的电流量的变化示于图8。在为比最佳电压值低的电压值Vl的情况下，如图8(a)所示，Hct值越高电流量越大。相反，在使比最佳电压值高的电压值为Vh的情况下，如图8(c)所示，Hct值越低电流量越大。在为最佳电压值Vm的情况下，如图8(b)所示，不依赖于Hct值而示出一定的电流量。这样的Hct值所致的电流量的背离，在电流量大的高温条件下可明显看到，所以优选需要事先由必要的温度测定区域的上限温度来决定。Vm的范围为0.1～5.0V，优选1.0～3.0V，更优选1.5～2.5V。

本发明中，在测定部A中的温度电极间流动的电流量受电极面积左右。即使电极11(工作电极)的一部分31的面积及电极12(反电极)的一部分32的面积的任一者增加，就可以得到更高的电流量。不过，优选反电极侧的一部分32的面积更大。具体而言，优选工作电极侧的面积/反电极侧的面积的比率的范围为1～0.25。

本实施方式的生物传感器系统，即便在使用传感器的环境的温度急剧变化的情况下，也可以高精度地测定分析物浓度。为此，以热敏电阻为代表的环境温度测定部没有必要设置于测定器。

但是，通过传感器的状态或结构，也会使由测定部A获得的电流量的精度低。例如，在毛细管40的体积小的传感器中，测定所需的血液试样的容量可以降低，但测定部A的温度电极的面积也必须减小。由此，由测定部A获得的电流量减少，其结果，预测到由测定部A获得的电流量的精度下降。在这样的情况下，如图53的电路构成图所示，可以在测定器设置环境温度测定部315。所设置的环境温度测定部315的数量可以仅为1个，也可以为2个以上。在设置2个以上的环境温度测定部315的情况下，各自的环境温度测定部315相互监控精度，由此环境温度的更准确的测定结果得到保证。

另外，也可以边对从传感器的测定部A得到的温度数据和从设置于测定器的热敏电阻得到的温度数据进行比较，边进行温度校正；也可以监控各自的温度变化并选择最佳的温度有效用于温度校正。进而，也可以执行将测定部A的温度和热敏电阻的温度之差作为参考进行温度校正的方法、及取得多个温度之差并选择最佳的温度校正值的方法等。当然，也可以执行未有效利用温度之差而是有效利用平均值的数据的方法。

在图53的生物传感器系统100中，运算部306对由测定部A获得的温度t和由测定器的环境温度测定部315获得的温度t1(步骤S43)进行比较，仅在两者产生差时，采用由测定部A获得的温度t。也就是说，如图7(a)所示，运算部306根据数据a算出温度t(步骤S41)。运算部306根据数据b算出浓度x(步骤S42)。环境温度测定部315对环境温度t1进行测定(步骤S43)。

在外部环境温度和血液试样温度没有差异的情况下，运算部306采用温度t1(步骤S45)。这是因为环境温度测定部315的测定精度高。

在由于温度的急剧变化等而外部环境温度和血液试样温度产生了差异的情况下，测定器的环境温度测定部315无法与该差相对应。因此，采用由测定部A获得的温度t(步骤S46)。更具体而言，温度阈值Z被预先设定。运算部306对|t-t1|的值和温度阈值Z进行比较(步骤S44)。此外，运算部306在|t-t1|的值为温度阈值Z以上的情况下，根据温度t对浓度x进行校正(步骤S45)，在比温度阈值Z小的情况下，根据环境温度t1对浓度x进行校正(步骤S46)。

温度阈值Z的范围是考虑测定器的环境温度测定部的精度和传感器芯片的测定部A的精度之后决定的，为0.01～5.0℃、优选0.1～2.0℃、更优选0.2～1.0℃的范围。

生物传感器系统100中的运算部(浓度决定部)306(参照图4、图52)如图7(b)所示具有温度算出部310和浓度算出部311。温度算出部310根据数据a算出血液试样的温度t。浓度算出部311根据数据b算出血液试样的分析物的浓度x。

测定器具有环境温度测定部312、比较部313、和校正部314。环境温度测定部312对血液试样的周围的环境温度t1进行测定。比较部313对温度t与环境温度t1的差别和温度阈值Z进行比较。校正部314在满足|t-t1|≥Z时。根据温度t对浓度x进行校正，在满足|t-t1|＜Z时，根据环境温度t1对浓度x进行校正。

[实施例]

以下利用实施例进一步详细说明本发明。

(实施例1)

制作了图9及图10所示的传感器芯片210。将毛细管设计成宽1.2mm、长(深度)4.0mm、高0.15mm。作为绝缘基板，使用了聚对苯二甲酸乙二醇酯。在绝缘基板蒸镀了钯之后，按照使电极11的部分31的面积为0.12mm²、电极12的部分32的面积为0.48mm²的方式，用激光器在钯层形成狭缝，形成了各电极。

准备了分别具有25％、45％、65％的Hct值的3种血液试样。使血液试样的温度为23℃。将这些血液试样导入不同的传感器芯片的毛细管。然后，使用电极11作为工作电极(正极)，使用电极12作为反电极(负极)，向两电极(温度电极)间施加了2.0V、2.2V、或2.4V的电压。对随着电压的施加在工作电极和反电极之间流过的电流(应答电流)进行测定。

测定的结果分别示于图11(a)、图11(b)、图11(c)的曲线图。

在施加电压为2.0V的情况下，如图11(a)所示，Hct值越高应答电流越大。其结果与图8(a)对应。

如图11(b)所示，在施加电压为2.2V的情况下，与Hct值无关而应答电流一定。其结果与图8(b)对应。

如图11(c)所示，在施加电压为2.4V的情况下，Hct值越低应答电流越大。其结果与图8(c)对应。

接着，进行了使用Hct值45％、4℃～38℃的血液试样的实验。在每个温度下向不同的传感器芯片的毛细管导入了血液试样。然后，使用电极11作为工作电极(正极)，使用电极12作为反电极(负极)，测定向两电极(温度电极)间施加了2.2V的电压时的应答电流。将测定的结果示于图12的曲线图。如图12所示，随着温度的上升，应答电流增加。

根据图11及图12的结果发现，向电极11和电极12之间施加2.2V大小的电压，对应答电流进行测定，由此可以检测血液试样温度。

(实施例2)

使用实施例1中记载的构成的传感器芯片，将Hct值45％、温度23℃的血液试样导入到传感器芯片的毛细管中。然后，使用电极11作为工作电极(正极)，使用电极12作为反电极(负极)，测定向两电极(温度电极)间施加了2.2V的电压时的应答电流。将开始施加电压起3秒后的电流值示于以下的表1。实施例2中的电流值为1.88μA。

【表1】

(实施例3)

按照使传感器芯片的电极11的部分31的面积为0.24mm²、电极12的部分32的面积为0.48mm²的方式，形成了电极。其他条件与实施例2中记载的传感器芯片一样。将开始施加电压起3秒后的电流值示于上述表1。实施例3中的电流值成为2.47μA，与实施例2进行比较时的结果为电流值增加32％。实施例3中的传感器芯片的工作电极的面积，与实施例2的情况相比为其2倍。

(实施例4)

按照使传感器芯片的电极11的部分31的面积为0.48mm²、电极12的部分32的面积为0.48mm²的方式，形成了电极。其他条件与实施例2中记载的传感器芯片一样。将开始施加电压起3秒后的电流值示于上述表1。实施例4中的电流值成为3.13μA，与实施例2进行比较时，是电流值增加67％的结果。实施例4中的传感器芯片的工作电极的面积，与实施例2的情况相比为其4倍，另外，与实施例3的情况相比为其2倍。即，可知随着工作电极的面积增加，电流值增加。

(实施例5)

按照使传感器芯片的电极11的部分31的面积为0.12mm²、电极12的部分32的面积为0.96mm²的方式，形成了电极。其他条件与实施例2一样。将开始施加电压起3秒后的电流值示于上述表1。实施例5中的电流值为3.08μA，与实施例2进行比较时，电流值增加了65％。实施例5中的传感器芯片的反电极的面积，与实施例2的情况相比为其2倍。即，可知随着反电极的面积增加，电流值增加。另外，与实施例3进行比较时，在工作电极的面积为2倍的条件中，电流值的增加率停留在32％。由此，认为与工作电极相比增加反电极的面积会得到更高的应答值。

(实施例6)

按照使传感器芯片的电极11的部分31的面积为0.24mm²、电极12的部分32的面积为0.96mm²的方式，形成了电极。其他条件与实施例2一样。将开始施加电压起3秒后的电流值示于上述表1。实施例6中的电流值为3.65μA，与实施例2进行比较时，电流值增加了94％。实施例6中的传感器芯片的工作电极及反电极的面积，与实施例2的情况相比均为其2倍。即，在电极面积的比率相同的情况下，电流值也与电极面积的增加成比例地增加。

(实施例7)

准备了实施例1中记载的传感器芯片。将3种Hct值和5种温度分别加以组合，准备了15种血液试样，3种Hct值为25％、45％、及65％，5种温度为4℃、13℃、21℃、30℃、及38℃。

接着，将上述的各血液试样导入到传感器芯片的毛细管。然后，使用电极11作为工作电极(正极)，使用电极12作为反电极(负极)，向两电极(温度电极)间施加了2.1V、2.15V、2.2V的电压，测定了此时的应答电流。

图13～图17是表示每个温度条件及施加电压条件下的应答电流的曲线图。另外，各曲线图中的温度条件和施加电压条件如下所示。

(温度条件)

图13(a)、(b)、(c)：4℃

图14(a)、(b)、(c)：13℃

图15(a)、(b)、(c)：21℃

图16(a)、(b)、(c)：30℃

图17(a)、(b)、(c)：38℃

(施加电压条件)

图13(a)、图14(a)、图15(a)、图16(a)、图17(a)：2100mV

图13(b)、图14(b)、图15(b)、图16(b)、图17(b)：2150mV

图13(c)、图14(c)、图15(c)、图16(c)、图17(c)：2200mV

在这里，在应答电流小的4℃及13℃的低温条件下，任何施加电压条件都一样，示出不依赖于Hct值的应答电流。

另一方面，在应答电流大的30℃及38℃的高温条件下，应答电流可见到容易因Hct值发生变化的倾向。特别是在施加电压2.1V条件下为4秒以下、施加电压2.2V条件下为3秒以上的区域，与施加电压2.15V条件相比可见显著差异。

如此，即便在温度条件不同的情况下应答电流也不依赖于Hct值，所以重要的是以高温区域的应答电流为目标，决定最佳施加电压条件。在实施例7中如上所述决定的最佳施加电压为2.15V。此时，如以下的表2所示，导入了Hct值45％、温度21℃的血液试样时的3秒后的电流值为1.93μA。

【表2】

(实施例8)

按照使传感器芯片的电极11的部分31的面积为0.20mm²、电极12的部分32的面积为0.40mm²的方式，形成了电极。其他传感器芯片的构成与实施例1一样。如实施例7所示，以高温区域下的应答电流为目标决定的实施例8的最佳施加电压为2.1V。此时，如上述表2所示，导入了Hct值45％、温度21℃的血液试样时的3秒后的电流值为1.69μA。

(实施例9)

按照使传感器芯片的电极11的部分31的面积0.30mm²、电极12的部分32的面积0.30mm²的方式，形成了电极。其他传感器芯片的构成与实施例1一样。

如实施例7所示，以高温区域下的应答电流为目标，决定了最佳施加电压。实施例9的最佳施加电压为2.05V。此时，如上述表2所示，导入了Hct值45％、温度21℃的血液试样时的3秒后的电流值为1.48μA。根据实施例7、8及9的结果可知，电极面积不同时，最佳施加电压也不同，应答电流的大小也发生变化。另外，在工作电极的面积和反电极的面积之和相同的条件下，反电极的面积大时，可以得到更大的应答电流。

(实施例10)

制作了图2及图3的构成的传感器芯片。将毛细管设计成宽1.2mm、长(深度)4.0mm、高0.15mm。作为绝缘基板，使用聚对苯二甲酸乙二醇酯，在绝缘基板上蒸镀了钯。然后，按照电极11的部分31的面积为0.30mm²、电极12的部分32的面积为0.48mm²的方式，用激光器在钯层形成了狭缝，形成了各电极。

如下所示形成了反应试剂层。制作了含有葡萄糖脱氢酶、铁氰化钾(关东化学公司制)、牛磺酸(Nakalai Tesque公司制)、葡萄糖脱氢酶的水溶液。将葡萄糖脱氢酶的浓度调节为2.0U/传感器的浓度。在该水溶液中进而溶解铁氰化钾量1.7质量％、牛磺酸量1.0质量％，由此得到了试剂液。在将该试剂液涂布到聚对苯二甲酸乙二醇酯基板上之后，在湿度45％、温度21℃的气氛下加以干燥。

血液试样的Hct值为25％、45％、65％，葡萄糖浓度为40mg/dl、80mg/dl、200mg/dl、400mg/dl、600mg/dl。血液试样的温度为4℃、13℃、22℃、30℃、39℃。

关于各电极间的施加电压和施加时间，如下所述加以设定。在刚刚导入了血液试样到3秒后，向电极11(正极)和电极12(负极)的两电极(温度电极)间施加了2.075V。在3秒后至5秒后，向电极13(正极)和电极14(负极)的两电极(分析电极)间施加了0.25V。导入血液试样后5秒期间，测定结束。

将温度电极间的3秒后的应答电流值示于表3及图18的曲线图。3秒后的应答电流值不依赖于Hct值，但依赖于温度。作为针对温度的换算表格，使用图18所示的表格，由此可以将3秒后的应答电流值换算成血液试样的温度。另外，在不同的葡萄糖浓度下，3秒后的应答电流值未见有差异。将分析电极间的5秒后的应答电流值示于以下的表4。5秒后的应答电流值在各温度下随着葡萄糖浓度的增加而增加，另外，在各葡萄糖浓度下多是随着温度的上升而增加。如果温度已知，则作为针对葡萄糖浓度的换算表格，使用以下的表4所示的表格，由此可以将5秒后的应答电流值换算成血液试样的葡萄糖浓度。

【表3】

【表4】

(实施例11)

准备了具有图9及图10的构成的4种传感器芯片。在这些第1～第4种传感器芯片中，图19的电极间距离分别为100μm、300μm、500μm、700μm。

组合25％、45％、及65％的Hct值和11℃、21℃、及30℃的温度，由此准备了9种血液试样。

接着，在向上述的各传感器芯片中的毛细管导入了上述的各血液试样之后，向两电极(温度电极)间施加2.2V的电压，测定了各情况下的应答电流。

将如此测定的结果示于图20(a)～(d)、图21(a)～(d)、图22(a)～(d)的曲线图。图20(a)～(d)示出血液试样为11℃时不同电极间距离、不同血细胞比容的应答电流值，图21(a)～(d)示出血液试样为21℃时不同电极间距离、不同血细胞比容的应答电流值，图22(a)～(d)示出血液试样为30℃时不同电极间距离、不同血细胞比容的应答电流值。

根据上述曲线图，即便电极间距离发生变化，应答电流值未见有意义的差异。根据实施例11的结果可知，应答电流几乎不受电极间距离的影响。

(实施例12)

准备了电极形状不同的2种传感器芯片。

第一种传感器芯片具有图9、图10、及图23(a)的构成。在第一种传感器芯片中，电极11部分(工作电极)31的面积为0.24mm²，电极12部分(反电极)32的面积为0.96mm²，电极间距离为300μm。

第二种传感器芯片具有图23(b)的构成。在第二种传感器芯片中，图23(b)中的电极11部分(工作电极)31的面积为0.24mm²，电极12部分(反电极)32在2处为不同的形状。部分32的2个部分的面积分别为0.48mm²，部分32的作为电极12部分的合计值为0.96mm²。在第二种传感器芯片中，电极间距离为300μm。

组合25％、45％、及65％的Hct值、和11℃、21℃、及30℃的温度，由此准备了9种血液试样。

接着，在向上述的各传感器芯片中的毛细管导入了上述的各血液试样之后，向两电极(温度电极)间施加了2.2V的电压，测定了各情况下的应答电流。

将如此测定的结果示于图24(a)、(b)、图25(a)、(b)、图26(a)、(b)的曲线图。图24(a)、(b)示出血液试样为11℃时不同电极形状、不同血细胞比容的应答电流值，图25(a)、(b)示出血液试样为21℃时不同电极形状、不同血细胞比容的应答电流值，图26(a)、(b)示出血液试样为30℃时不同电极形状、不同血细胞比容的应答电流值。

根据上述曲线图，结果是即便电极形状发生变化，应答电流值也未见有显著性差异。根据实施例12的结果可知，应答电流几乎不受电极形状的影响。

(实施例13)

准备了反电极12的引线宽度不同的4种传感器芯片。各种传感器芯片具有图2、图3、及图27(a)所示的构成。在各种传感器芯片中，电极11部分(工作电极)31的面积为0.30mm²，电极12部分(反电极)32的面积为0.30mm²，电极间距离为100μm。在第一～第四种传感器芯片中，图27(b)所示的反电极12的引线宽度分别为0.5mm、1.0mm、1.5mm、2.0mm。

准备了3种血液试样。第一～第三种血液试样的Hct值分别为25％、45％、及65％。各种血液试样的温度为23℃(室温)。

接着，在向上述的各传感器芯片的毛细管中导入了上述的各血液试样之后，向两电极(温度电极)间施加2.05V的电压，测定了各情况下的应答电流。

将如此测定的结果示于图28(a)～(d)的曲线图。

根据上述曲线图，即便血细胞比容不同，应答电流也几乎未见变化。另外，结果是即便引线宽度发生变化，应答电流值也未见有显著性差异。根据实施例13的结果可知，应答电流几乎不受引线宽度(电阻)的影响。

(实施例14)

准备了2种传感器芯片。第一及第二种传感器芯片具有图9及图10所示的构成。在第一及第二种传感器芯片中，电极11部分(工作电极)31的面积为0.12mm²，电极12部分(反电极)32的面积为0.48mm²，电极间距离为300μm。在第一种及第二种传感器芯片中，图29所示的间隔物202的厚度(毛细管高度)分别为0.15mm及0.09mm。

组合25％、45％及65％的3种Hct值、和11℃、21℃、及30℃的3种温度，由此准备了9种血液试样。

接着，在向上述的各传感器芯片中的毛细管中导入了上述的各血液试样之后，向两电极(温度电极)间施加2.2V的电压，测定了各情况下的应答电流。

将如此测定的结果示于图30(a)、图30(b)、图31(a)、图31(b)、图32(a)、及图32(b)的曲线图。图30(a)及(b)示出血液试样为11℃时不同毛细管高度及不同血细胞比容的应答电流值，图31(a)及(b)示出血液试样为21℃时不同毛细管高度及不同血细胞比容的应答电流值、图32(a)及(b)示出血液试样为30℃时不同毛细管高度及不同血细胞比容的应答电流值。

根据上述曲线图，即便毛细管高度发生变化，应答电流值也未见有显著性差异。根据实施例14的结果可知，应答电流几乎不受毛细管高度的影响。

(实施例15)

准备了2种传感器芯片。各种传感器芯片具有图9及图10的构造。在各种传感器芯片中，电极11部分(工作电极)31的面积为0.12mm²，电极12部分(反电极)32的面积为0.48mm²，电极间距离为100μm。在第一种及第二种传感器芯片中，蒸镀了钯的基板的表面电阻率分别为115Ω/□及60Ω/□。

组合25％、45％、65％的3种Hct值、和4℃、13℃、21℃、30℃、38℃的温度，由此准备了15种血液试样。

接着，在向上述的各传感器芯片中的毛细管导入了上述的各血液试样之后，向两电极(温度电极)间施加2.15V的电压，测定了各情况下的应答电流。

将如此测定的结果示于图33～图37(a)及(b)的曲线图。图33(a)及(b)示出血液试样为4℃时不同钯电阻的应答电流值，图34(a)及(b)示出血液试样为13℃时不同钯电阻的应答电流值，图35(a)及(b)示出血液试样为21℃时不同钯电阻的应答电流值，图36(a)及(b)示出血液试样为30℃时不同钯电阻的应答电流值，图37(a)及(b)示出血液试样为38℃时不同钯电阻的应答电流值。

根据上述曲线图，即便钯电阻发生变化，应答电流值也未见有显著性差异。根据实施例15的结果可知，应答电流几乎不受基板电阻的影响。再有，基板即便使用所谓铂、金、银、钛、铜、镍及碳等公知的导电性材料，不用说当然可以得到同样的结果。

(实施例16)

准备了具有图9及图10的构成的传感器芯片。在传感器芯片中，电极11部分(工作电极)31的面积为0.12mm²，电极12部分(反电极)32的面积为0.48mm²，电极间距离为100μm。

向Hct值为45％、温度为24℃的血液中添加葡萄糖浓缩液，由此准备了3种血液试样。第一～第三种血液试样的葡萄糖浓度分别为0mg/dL、205mg/dL、640mg/dL。

接着，向上述的各传感器芯片中的毛细管导入了上述的血液试样。然后，向两电极(温度电极)间施加2.15V的电压，测定了各情况下的应答电流。

将如此测定的结果示于图38的曲线图。图38示出血液试样为24℃时不同葡萄糖浓度的应答电流值。

根据上述曲线图，即便葡萄糖浓度发生变化，应答电流值也未见有显著性差异。根据例16的结果可知，应答电流几乎不受葡萄糖浓度的影响。其结果可知，即便在将本发明用于血糖值传感器(葡萄糖传感器)的情况下，葡萄糖浓度也不会控制测定精度，可以没有问题地加以使用。

(实施例17)

准备了图9、图10所示的电极11部分(工作电极)31的面积为0.12mm²、电极12部分(反电极)32的面积为0.48mm²、电极间距离为100μm的传感器芯片。

向Hct值为45％、温度为24℃的血液中添加抗坏血酸浓缩液，由此准备了抗坏血酸浓度不同的3种血液试样。第一～第三血液试样的葡萄糖浓度分别为0mg/dL、10mg/dL、20mg/dL。

接着，向上述的各传感器芯片中的毛细管导入了上述的血液试样。然后，向两电极(温度电极)间施加2.15V的电压，测定了各情况下的应答电流。

将如此测定的结果示于图39的曲线图。图39示出血液试样为24℃时不同抗坏血酸浓度的应答电流值。

根据上述曲线图，即便抗坏血酸浓度发生变化，应答电流值也未见有显著性差异。根据实施例17的结果可知，应答电流几乎不受抗坏血酸浓度的影响。也就是说，在本实施例中，作为血液中的还原物质的抗坏血酸的浓度不会左右血糖值的测定精度。由此可知，本实施例的传感器芯片可以没有问题地使用血糖值传感器。

(实施例18)

准备了具有图9及图10的构成的传感器芯片。在传感器芯片中，电极11部分(工作电极)31的面积为0.12mm²，电极12部分(反电极)32的面积为0.48mm²，电极间距离为100μm。

准备了温度不同的2种血液试样。在第一种血液试样中，Hct值为45％，温度为4℃。在第二种血液试样中，Hct值为45％、温度为42℃。

将上述的血液试样移至24℃的环境下1分钟后导入到上述的各传感器芯片中的毛细管。然后，向两电极(温度电极)间施加2.15V的电压，测定了各情况下的应答电流。

将如此测定的结果示于图40的曲线图。在这里，图40中的点线示出在24℃的环境下导入了24℃的血液时(以后作为“通常导入”示出)的应答电流。图40中的实线示出将上述4℃的血液试样移至24℃的环境下1分钟后导入后(以后作为“4℃导入”示出)的应答电流。图40中的虚线示出将上述42℃的血液试样移至24℃的环境下1分钟后导入后(以后作为“42℃导入”示出)的应答电流。

根据上述曲线图，在测定时间早的时间带中，4℃导入所示的温度低于通常导入所示的温度，42℃导入所示的温度高于通常导入所示的温度。此外，随着测定时间的经过，42℃导入和4℃导入和42℃导入的温度差消失。如此，就随着测定时间的时间经过而温度差消失而言，认为通过将4℃或42℃的血液试样带到24℃的环境下，两者均随着时间的经过移行到作为传感器芯片的温度的24℃。

根据本实施例18可知，可以计量针对血液试样的温度的经时变化。

另外，传感器芯片具备配置成接触血液试样且对血液试样的温度进行测定的温度电极。由此，使用该传感器芯片时，可以得到考虑了经时变化的血液试样的温度，可以使用其对葡萄糖浓度等进行校正。即，可以使各种校正的精度提高。

(实施例19)

准备了具有图9及图10的构成的传感器芯片。在该传感器芯片中，电极11部分(工作电极)31的面积为0.12mm²，电极12部分(反电极)32的面积为0.48mm²，电极间距离为100μm。

另外，准备了血液试样。在该血液试样中，Hct值为45％。

如图41所示，向传感器芯片中预先滴下了约3μL的血液。此时，血液被滴到遮盖物203的上部。以下将如此滴下血液称为“升上”。

向其他传感器芯片预先滴下约10μL的血液。此时，血液被滴到绝缘基板201的下部。以下将如此滴下血液称为“降下”。

在24℃的环境下向各传感器芯片的毛细管204导入了上述的血液试样。然后，向两电极(温度电极)间施加2.15V的电压，测定了各情况下的应答电流。

将如此测定的结果示于图42的曲线图。在这里，图42中的虚线表示在24℃的环境下预先升上滴下血液时的应答电流，图42中的实线表示在24℃的环境下预先降下滴下血液时的应答电流，图42中的点线表示在24℃的环境下升上和降下都未滴下血液时(以下作为通常导入示出)的应答电流。

根据上述曲线图，与通常导入时相比，升上及降下中的应答电流值低。认为这是因为，在毛细管204的范围外过剩附着的升上、降下的血液通过气化热降低毛细管204内的血液试样的温度。

根据本实施例19，可以准确把握图42所示的气化热的影响。

另外，传感器芯片具备配置成接触血液试样且对血液试样的温度进行测定的温度电极。由此，可以得到考虑了气化热的影响的血液试样的温度，可以使用其对葡萄糖浓度等进行校正。为此，可以提高各种校正的精度。

(实施例20)

准备图9、图10所示的电极11部分(工作电极)31的面积为0.12mm²、电极12部分(反电极)32的面积为0.48mm²、电极间距离为100μm的传感器芯片。另外，准备Hct值被设定成45％的血液。

接着，在用指尖捏5秒上述传感器芯片的前端部并安装于测定器之后、立刻在不用手指捏住上述传感器芯片的前端部指尖的情况下安装于测定器之后不久的各情况下，在24℃的环境下导入了上述的血液试样之后，向两电极(温度电极)间施加2.15V的电压，测定了各情况下的应答电流。

将如此测定的结果示于图43的曲线图。在这里，图43中的实线示出在24℃的环境下用手指捏5秒传感器芯片的前端部时的应答电流，图43中的实线示出在24℃的环境下用手指捏5秒传感器芯片的前端部时(以下作为通常导入示出)的应答电流。

根据上述曲线图，在用手指捏5秒传感器芯片的前端部时，与通常导入时相比，结果是应答电流值升高。考虑这是因为，在用手指捏传感器前端部时，指尖的温度借助传感器前端部传递给血液试样。

根据本实施例20，可以把握图43所示的指尖温度所致的误差。

另外，本发明的传感器芯片具备配置成接触血液试样且对血液试样的温度进行测定的温度电极，可以得到考虑了指尖温度的影响的血液试样的温度，可以使用其对葡萄糖浓度等进行校正。为此，可以提高各种校正的精度。

(实施例21)

准备了以图2及图3所示的电极11部分(工作电极)31的面积为0.30mm²、电极12部分(反电极)32的面积为0.48mm²、电极间距离为100μm的方式形成的实施例10中记载的传感器芯片。另外，准备葡萄糖浓度为209mg/dL、Hct值为25、45％、65％、温度为22℃的各血液。

接着，在向上述的各传感器芯片中的毛细管导入了血液试样之后，按照图44所示的顺序向规定的电极间施加了规定的电压。即，自0秒到3.0秒向电极11和电极12之间(图44所示的电极11-12间)施加2075mV的电压，自3.0秒到5.0秒向电极13和电极14之间(图44所示的电极13-14间)施加250mV的电压，自5.1秒到5.5秒向电极11和电极13之间(图44所示的电极11-13间)施加2500mV的电压。此外，测定了此时的应答电流。

将如此测定的结果示于图45(a)、图45(b)的曲线图。根据上述曲线图，关于成为测定对象的葡萄糖、Hct(血细胞比容)，可以得到与血细胞比容的值对应的应答电流值。另外，如图46(a)所示，关于温度，可以得到图46(b)所示的针对规定的温度的应答电流值。

根据实施例21可知，可以按顺序对葡萄糖、温度、Hct各项目进行计量。

另外，关于葡萄糖、温度、Hct的计量顺序，不仅仅是上述所示的情况，可以任意改变排列。例如，可以是温度、Hct、葡萄糖等的顺序。

进而，如图47所示，可以对葡萄糖、温度、Hct、还原物质的项目进行测定。即，如图47所示，可以从0秒到3.0秒向电极11和电极12之间(图47所示的电极11-12间)施加电压，从3秒到4.95秒向电极12和电极14之间(图47所示的电极12-14间)施加电压，与此大致同时(从3秒到5.0秒)向电极13和电极14之间(图47所示的电极13-14间)施加电压，此外，从5.1秒到5.5秒向电极11和电极13之间(图47所示的电极11-13间)施加电压。即便是该情况，也可以得到与各条件对应的应答电流。

再有，在同时计量2个以上的项目的情况下，有必要注意工作电极和反电极的组合不相互混同。例如，在对葡萄糖和温度同时进行测定时，测定电极13和电极14(图47所示的电极13-14间)的应答电流来计测葡萄糖、测定电极11和电极12(图47所示的电极11-12间)的应答电流来计量温度。此时，在葡萄糖的应答电流流过电极13-12间、温度的应答电流流过电极11-14间的情况下，无法得到想要的应答电流。为此，在对2个以上的项目同时计量的情况下，为了不发生如上所述的混同，重要的是选择施加的电极的合适组合、以及合适施加电压、施加时间。

(变形例1)

在上述其他实施方式中，如图6(a)所示，关于步骤S4中决定血液试样中的分析浓度的步骤(浓度决定步骤)，举出了包括步骤S101～步骤S106的例子加以说明。但是，本发明并不限于此。

例如，浓度决定步骤S4可以如图48(a)所示含有根据数据a对数据b校正的步骤141。此时，生物传感器系统100中的运算部(浓度决定部)306(参照图4)如图50(a)所示含有根据数据a对数据b进行校正的第一分析物校正部321。

另外，浓度决定步骤S4可以如图48(b)所示含有根据数据b算出血液试样的分析物的浓度x的步骤S241、和根据数据a对浓度x进行校正的步骤S242。此时，生物传感器系统100中的运算部(浓度决定部)306(参照图4)可以如图50(b)所示含有根据数据b算出血液试样的分析物的浓度x的浓度算出部331、和根据数据a对浓度x进行校正的第二分析物校正部332。

另外，浓度决定步骤S4可以如图49(a)所示含有根据数据a算出血液试样的温度t的步骤S341、和根据温度t对数据b进行校正的步骤S342。此时，生物传感器系统100中的运算部(浓度决定部)306(参照图4)可以如图51(a)所示含有根据数据a算出血液试样的温度t的温度算出部341、和根据温度t对数据b进行校正的第三分析物校正部342。

另外，浓度决定步骤S4可以如图49(b)所示含有根据数据a算出血液试样的温度t的步骤S441、根据数据b算出血液试样的分析物的浓度x的步骤S442、和根据温度t对浓度x进行校正的步骤S443。此时，生物传感器系统100中的运算部(浓度决定部)306(参照图4)可以如图51(b)所示含有根据数据a算出血液试样的温度t的温度算出部351、根据数据b算出血液试样的分析物的浓度x的浓度算出部352、和根据温度t对浓度x进行校正的第四分析物校正部353。

(变形例2)

上述实施方式中的控制电路300，可以如图52所示还具有次序控制部501、和电极选择部502。

次序控制部501可以在测定温度、葡萄糖、血细胞比容、还原物质时，按照同时测定至少2个项目的方式对控制电路300进行控制。另外，次序控制部501可以在测定温度、葡萄糖、血细胞比容、还原物质时，按照分别独立进行的方式对控制电路300进行控制。此时，测定各项目的顺序可以任意设定。另外，次序控制部501可以在测定温度、葡萄糖、血细胞比容、还原物质时，以按照温度、葡萄糖浓度及还原物质、血细胞比容的顺序进行的方式来控制控制电路300。

电极选择部502可以在测定温度、葡萄糖、血细胞比容、还原物质时，按照借助独立的电极进行的方式来控制控制电路300。

【产业上的可利用性】

本发明在血液试样中的分析浓度的测定中，抑制由实施该测定的温度引起的测定误差的发生，在要求测定的高精度化的各领域中，具有很大的利用价值。

【符号的说明】

11、12、13、14、15 电极(电压施加部)

16 排气口

17 血液试样导入口

20 反应试剂层

31 面向毛细管的电极11的一部分

32 面向毛细管的电极12的一部分

33 面向毛细管的电极13的一部分

34 面向毛细管的电极14的一部分

35 面向毛细管的电极15的一部分

40 毛细管

41 测定部A(温度测定部)

42 测定部B(分析物测定部)

100 生物传感器系统

101 测定器

102 安装口

103 显示部

200 传感器芯片

201 绝缘基板

202 隔离物

203 遮盖物

204 切口部

210 传感器芯片

300 控制电路

301a、301b、301c、301d、301e 连接器

302 切换电路

303 电流/电压变换电路

304 模拟/数字(A/D)变换电路

305 基准电压源

306 运算部(浓度决定部)

307 温度测定部

308 运算部

309 浓度算出部

310 温度算出部

311 浓度算出部

312 环境温度测定部

313 比较部

314 校正部

315 环境温度测定部

321 第一分析物校正部

331 浓度算出部

332 第二分析物校正部

341 温度算出部

342 第三分析物校正部

351 温度算出部

352 浓度算出部

353 第四分析物校正部

400 显示部

501 次序控制部

502 电极选择部

S   步骤