CN1282870C - 测量用具、安装体和浓度测量装置 - Google Patents

Abstract

本发明涉及具有用于移取试料液(B)的毛细管(5)；与毛细管(5)连通，用于保持应导入毛细管(5)中的试料液(B)的存液部(4)；和选择是否将保持在存液部(4)中的试料液(B)导入毛细管(5)内的液体导入选择机构(12)的测量用具(X)。本发明还涉及具有测量用具(X)的安装体以及使用时安装着该安装体的浓度测量装置。

Description

测量用具、安装体和浓度测量装置

技术领域

本发明涉及测量试料液中的特定成分的浓度时所用的测量用具，具有该测量用具的安装体和在安装该安装体后使用的浓度测量装置。

背景技术

在作为浓度测量装置的一例的血糖值测量装置中，广泛采用利用以氧化还原酶为触媒的氧化还原反应测量血液中所含的葡萄糖浓度的方法。在使用血糖值测量装置时，将用于提供酶反应场所的测量用具安装在浓度测量装置上，向该测量用具供血，从而进行血糖值的测量。用于血糖值测量装置中的测量用具，广泛使用将血液导入酶反应场所时利用毛细管现象的毛细管式生物传感器等。

图16和图17为采用毛细管式生物传感器的一个示例。图16为生物传感器90的分解立体图，图17为在装配有生物传感器90的状态下与沿图16的XVII-XVII线的剖面的相应的剖面图。

生物传感器90具有将隔片92和覆盖层93层积在基板91上的结构，由此构成毛细管94。毛细管94开有吸入口94a和形成在覆盖层93上的排气口94b。在基板91上设有作用极95、反电极96和试药部97。在试药部97上含有氧化还原酶和电子传递物质。

当使用该生物传感器90测量血糖值时，将生物传感器90安装在血糖值测量装置上，即可经吸入口94a导入血液。导入的血液因毛细管现象而在毛细管94内移动，进而到达试药部97，使试药部97溶解，形成液相反应体系。此时，由于酶的作用，血液中的葡萄糖被氧化，而另一方面，电子传递物质被还原。被还原的电子传递物质通过将电位赋予与液相反应体系接触的作用极95和反电极96而被氧化。在血糖值测量装置中，该电位作为氧化电流测量。在血糖值测量装置中，根据测得的氧化电流值计算葡萄糖浓度。

用于采取血液将其导入生物传感器90中的方法通常使用日本特开平9-266898号公报中所揭示的穿刺装置。穿刺装置是利用穿刺针将用户皮肤刺破取出血液的装置。用户通过将取出的血液与生物传感器90的吸入口94a接触，经吸入口94a将血液导入毛细管94中。

另一方面，近年来，如日本特开2000-231号公报所示，提出了具有可在一个装置中施行用穿刺针对皮肤进行穿刺(将血液导入生物传感器90)和测量血糖值的穿刺功能的血糖值测量装置。

但在生物传感器90中，当导入血液时，必须使血液与小的吸入口94a恰当接触。因此，在使用穿刺装置取出血液后将血液导入生物传感器90的方法中，用户需要花费很多精力用肉眼观察血液供给。

另一方面，在具有穿刺功能的血糖值测量装置中，由于大多数情况下，用肉眼确认血液出血的位置很困难，因此会产生下列问题。第一个问题是，在向生物传感器90供给血液时，难以实现高再现性。第二个问题是，血液与吸入口94a接触供给血液时，不能得到足够的出血量。在这种情况下，将测量所必需的血量导入毛细管94时所需时间取决于皮肤的出液速度。出液速度随采血部位的不同而不同，且人和人之间也有差别，因此，确保测量所需血量的时间会有偏差。而且在采用毛细管式的生物传感器90中，血液在毛细管94内的移动速度取决于血液的粘性。而另一方面，血液的粘性因不同用户以及用户的身体状况的变化而存在偏差，因此，血液粘性的偏差对血液导入细的毛细管94的所需时间也有很大影响。

当每种血液的血液导入时间有很大不同时，试药部97溶解在血液中而开始酶反应的进程将受到影响，而不能得到稳定的测量结果。这种血液导入时间的偏差在谋求缩短测量时间的基础上，在很多情况下都是有害的。

发明内容

本发明的目的在于，在向测量用具供给试料液时，不必通过目测严格确认就可将必要量的试料液适当导入毛细管中，从而以良好的再现性实现精确测量。

由本发明第一方面提供的测量用具具有：用于移取试料液的毛细管；与上述毛细管连通，并用于保持应导入上述毛细管中的试料液的存液部；和用于选择是否将保持在上述存液部中的试料液导入上述毛细管内的液体导入选择机构。

本发明的测量用具还具有基板和与该基板一起构成上述毛细管的覆盖层。

上述存液部具有与上述毛细管连通并用于导入试料液的导入口。上述存液部优选为形成使上述基板和上述覆盖层沿其厚度方向一气贯通的形式。上述存液部的内部容积优选为大于等于上述毛细管的内部容积。

上述导入口形成在上述基板或上述覆盖层上。导入口优选为开口宽于毛细管的入口。这与直接将试料液导入毛细管的情况相比更易于实现试料液的导入。导入口附近优选为设有与皮肤的附着性高于与基板或覆盖层的密合层。粘接层可由嵌入导入口的密封件构成。密封件可以配置成覆盖导入口周围边缘或周边部的形态。

上述液体导入选择机构具有用于排出上述毛细管内的气体的排出口；在此情况下，上述导入口和上述排出口二者优选为都形成在上述基板或上述覆盖层上。由此，当导入作为试料液的血液时，在测量用具与皮肤密合的情况下，皮肤可以同时将导入口和排出口二者塞住。

本发明的测量用具优选为设有用于检测试料液是否以目的量供给至上述存液部的检测机构。

检测机构具有第1检测用电极和第2检测用电极。第1和第2检测用电极优选为至少有一部分露出在存液部内部。在这种情况下，通过检测是否使上述第1检测用电极和上述第2检测用电极之间由试料液形成液体合流，就可以检测试料液是否以目的量供给至上述存液部。

本发明的测量用具可利用电化学的方法测量试料液中的特定成分的浓度，它具有第1测量用电极和第2测量用电极。此时，在毛细管内部形成试药部。该试药部形成在试料液供给至毛细管时溶解的固体状。此时，该第1测量用电极和第2测量用电极用于在上述试药部溶解时将电压施加于由上述试药部和试料液构成的反应体系。在这种结构中，优选为上述第1检测用电极与上述第1测量用电极相接通电，上述第2检测用电极与上述第2测量用电极相接通电。由此，在浓度测量时，利用必要的电路，就可以检测是否供给了试料液。

本发明的第二方面提供了一种安装体，其特征在于，它安装在用于测量试料液中的特定成分的浓度的浓度测量装置上，该安装体具有测量用具，该测量用具则具有用于移取试料液的毛细管，上述测量用具具有：与上述毛细管连通并用于保持应导入上述毛细管中的试料液的存液部；和选择是否将保持在上述存液部中的试料液导入上述毛细管内的液体导入选择机构。

上述测量用具具有基板和与该基板一起构成上述毛细管的覆盖层。

本发明的安装体还具有带有穿刺针的穿刺体，此时，上述存液部优选为形成使上述基板和上述覆盖层沿其厚度方向一气贯通的形式，以使上述穿刺针穿过。

液体导入选择机构具有用于排出上述毛细管内的气体的排出口，此时，可以通过选择排出口的打开状态或关闭状态来选择是否将试料液导入上述毛细管内。

排出口可根据皮肤等选择开闭，也可在浓度测量装置上设置开闭排出口的机构，利用该机构实现开闭。

本发明的第三方面提供了一种浓度测量装置，其特征在于，使用时安装着具有测量用具的安装体，并可测量试料液中的特定成分的浓度，作为上述测量用具，具有：用于移取试料液的毛细管；与上述毛细管连通，用于保持应导入上述毛细管中的试料液的存液部；用于选择是否将保持在上述存液部中的试料液导入上述毛细管内的液体导入选择机构，且该浓度测量装置还具有选择是否将试料液导入上述毛细管内的选择机构。

上述液体导入选择机构具有用于将上述毛细管内的气体排出至外部的排出口，与此相应，上述选择机构具有用于开闭上述排出口的开闭部件。

在直接将从皮肤采取的体液供给测量用具的情况下，在采取体液时，可通过选择是否与皮肤接触来开闭排出口。此时，在浓度测量装置中，通过选择皮肤隆起的程度来选择是否使皮肤与排出口接触。选择皮肤隆起的程度时，可通过选择作用在皮肤上的负压的程度来进行。为了在皮肤上施加负压，可在浓度测量装置中设置负压发生部。此时，负压发生部构成用于选择液体导入毛细管的选择机构。负压发生部既可为电动，也可为手动。

上述测量用具优选使用具有用于检测是否以目的量将试料液供给上述存液部的检测机构的测量用具。此时，浓度测定装置还具有利用上述检测机构判断是否以目的量将试料液供给至上述存液部的判断机构。

本发明的第四方面提供的浓度测量装置的特征在于，使用时安装着具有测量用具的安装体，并可测量试料液中的特定成分的浓度，上述测量用具使用具有：用于移取试料液的毛细管；与上述毛细管连通，并用于保持应导入上述毛细管中的试料液的存液部；和用于检测是否以目的量将试料液供给至上述存液部的检测机构的用具，且该浓度测量装置还具有利用上述检测机构判断是否以目的量将试料液供给至上述存液部的判断机构。

附图说明

图1为本发明实施方式1的生物传感器的一例的整体立体图；

图2为沿图1的II-II线的剖面图；

图3为图1所示生物传感器的分解立体图；

图4为沿图1的IV-IV线的剖面图；

图5为本发明实施方式1的浓度测量装置的整体立体图；

图6为沿图5的VI-VI线的剖面图；

图7为图5所示浓度测量装置的方框图；

图8为用来说明穿刺动作的与图6相应的剖面图；

图9为用来说明穿刺动作的与图6相应的剖面图；

图10为用来说明穿刺动作的与图6相应的剖面图；

图11为图10的主要部分的放大剖面图；

图12为用于说明血液导入生物传感器的动作的与图11相应的主要部分的放大剖面图；

图13为用于说明本发明实施方式2的浓度测量装置的与沿图5的VII-VII线的剖面相应的剖面图；

图14为图13的主要部分的放大剖面图；

图15为用于说明血液导入生物传感器的动作的与图14相应的主要部分的放大剖面图；

图16为现有生物传感器的分解立体图；

图17为装配状态下的现有生物传感器的与沿图16的XVII-XVII线的剖面相应的剖面图。

具体实施方式

下面参照附图说明本发明的优选实施例。以下对用于测量血糖值而构成的生物传感器、安装体和血糖值测量装置进行说明。

首先，说明本发明的实施方式1。

如图1和图2所示，生物传感器X为使用时安装在血糖值测量装置上的一次性部件。该生物传感器X的结构为覆盖层3层积在基板1上，两者之间夹有隔片2，由此构成存液部4和毛细管5。

如图2和图3所示，基板1具有第1和第2贯通孔11、12。第1贯通孔11构成存液部4，而且还具有当血液等试料液供给至存液部4时用作导入口的功能。而第2贯通孔12用于将毛细管5内部的气体排出至外部。

第1贯通孔11具有贯通部11c，它将第1和第2圆形凹部11a、11b之间连接起来，且其孔径小于第1和第2圆形凹部11a、11b的直径。在第1圆形凹部11a中嵌有密封件13。

密封件13的形状为其中央形成有贯通孔13a的圆环形，其厚度为例如70μm左右。密封件13的外径与第1圆形凹部11a的直径相应，而密封件13的内径(贯通孔13a的孔径)与贯通孔11c的孔径相应。如图2所示，密封件13利用一对粘接层13c、13d夹住吸水层13b。吸水层13b由无纺布等制成厚度为50μm左右的薄膜。粘接层13c、13d具有与皮肤适当密合的附着性。密封件13通过粘接层13c贴在基板1上，粘接层13d的表面与基板1的下表面大致在一个平面上。在进行血糖值测量时，由于密封件13的粘接层13d与用户的皮肤S密合，因此可使暂时保持在存液部4中的血液不致向外渗漏。

密封件13嵌入设于基板1上的第1圆形凹部11a中，而基板上也可不设置与第1圆形凹部相应的部分，而是将密封件13贴在基板的下表面上。密封件也可使用硅橡胶等具有充分弹性的材料代替上述结构。

如图3所示，在基板1的上表面上设有作用极14、反电极15和连接它们的端部的试药部16。作用极14和反电极15分别由基板1的一端边缘1a沿长度方向延伸。作用极14和反电极15的一端14a、15a弯折，并沿基板1的宽度方向延伸，其中的一部分，如图2所示，面向毛细管5的内部。当测量血糖值时，给试料液施加两个电极14、15的一端14a、15a之间产生的电位差。另一方面，如图1和图3所示，作用极14和反电极15的另一端构成端子部14b、15b，如图4所示，可利用该端子部分别与血糖值测量装置的端子66a形成电连接。

图2和图3所示的试药部16为固体形状，内含氧化还原酶和电子传递物质。如图2所示，试药部16与作用极14和反电极15的一端14a、15a连接，且设在毛细管5内。作为氧化还原酶，可以使用利用葡萄糖酸氧化血液中的葡萄糖的同时、还原电子传递物质的葡萄糖氧化酶等。另一方面，作为电子传递物质，可以使用铁氰化钾等。

隔片2采用稍短于基板1的长矩形。隔片2上形成有与基板1的第1和第2贯通孔11、12连通的槽20。槽20的一端20a位于基板1的第1贯通孔11的正上方。如图3所示，隔片2的一端边缘2a上设有一对导通部21、22。如图3和图4所示，该导通部21、22有导电性，沿隔片2的上表面、侧面和下表面连续延伸。

如图3所示，覆盖层3为与隔片2的尺寸大致相同的长矩形。如图2所示，在覆盖层3上设有位于基板1的第1贯通孔11的正上方的通孔30。通孔30构成存液部4。通孔30用于使设于下述血糖值测量装置上的穿刺体的穿刺针穿过。通孔30还在血液导入存液部4中时用于排出存液部4内部的空气。

如图2和图3所示，覆盖层3的下表面设有一对检测电极31、32。如图2所示，该检测电极31、32的一端31a、32a露出到存液部4上。检测电极31、32分别从通孔30附近延伸至覆盖层3的一端边缘3a。

如图4所示，检测电极31在覆盖层3的一端3a与设于隔片2上的导通部21导通连接。导通部21与设于基板1上的作用极14导通连接。导通部21与检测电极31和作用极14的连接是利用导电性粘接剂等实现的。检测电极32经导通部22与反电极15导通连接，这一点图中未标示。因此，利用作用极14和反电极15的端子14a、15a可以检测到检测电极31、32之间是否导通(液体合流)。

如图2所示，存液部4的一端保有应供给至毛细管5的血液。该存液部4由基板1的第1贯通孔11、隔片2上的槽20的一端20a、以及覆盖层3的通孔30构成。因此，存液部4呈贯通生物传感器X的厚度方向的形状，其上方和下方开放。存液部4的内部容积为1.5～2.5μL。

存液部4的第1圆形凹部11a和密封件13的贯通孔13a的开口宽于毛细管5的入口。因此，与直接向毛细管5供血相比，这种方式可容易且可靠地向生物传感器X供血。

如上所述，毛细管5与存液部4和基板1的第2贯通孔12连通。因此，毛细管5可在吸取保有在存液部4的血液后，将血液保持在其内部。毛细管5的内部容积小于存液部4的内部容积，其内部容积为0.9～1.0μL。

为了更好地供给试料液，优选为对构成存液部4和毛细管5的外延的表面实施亲水处理，提高其亲水性。亲水处理可采用设置维尼纶制过滤器或涂布表面活性剂等方法。

生物传感器X采用可将供给存液部4的试料液利用毛细管现象导入毛细管5的结构。在试料液导入毛细管5内的过程中，试料液将试药部16溶解，在毛细管5内形成液相反应体系。此时，利用氧化还原酶由试料的特定成分中取出电子将特定成分氧化，再通过将上述电子供给电子传递物质，将电子传递物质还原。另一方面，当给作用极14和反电极15施加电压时，则电子传递物质所接受的电子由电子传递物质中释放，产生氧化还原电流。

如图5所示，血糖值测量装置6在使用时安装着安装体7，它同时具有穿刺(采血)功能和血糖值测量功能。该血糖值测量装置6具有显示部61、操作开关62、按压开关63和安装部64。

显示部61用于显示测量结果等，可采用液晶显示器或LED显示器等。在开始血糖值测量的一系列相关过程开始等时对操作开关62进行操作。在开始穿刺动作时则对按压开关63进行操作。安装部64为用于安装安装体7的部位。

如图6所示，安装体7具有上述生物传感器X和本体70。本体70具有圆筒部71和底壁部72。圆筒部71可外套在安装部64的前端。底壁部72则具有向上突出的凸部73。凸部73用于保持具有穿刺针74a的穿刺体74，其开口部被贴在底壁部72上的生物传感器X覆盖。在凸部73的上壁设有贯通穿刺体74的受按压部74b的贯通孔73a，而在凸部73的周壁上则设有在驱动下述泵P等时可允许气体移动的贯通孔73b。凸部73内放置着配置在穿刺体74的法兰74c和生物传感器X之间的呈受力状态的螺旋弹簧75。因此，穿刺体74保持着由螺旋弹簧75将法兰74c向上压向凸部73的底壁的状态。

血糖值测量装置6还具有压杆65和一对连接端子66(图中仅示出一个连接端子)。通过按压部63的操作，可向前端方向驱动压杆65。压杆65由利用已知的闩式机构或电磁体等驱动。各连接端子66与图外的电路导通，并具有可沿上下方向往复移动的连接销66a。当将安装体7安装在血糖值测量装置6上时，各连接销66a与生物传感器X的端子14b、15b相接触。

安装部64经与其内部连通的连接管67与泵P连接。在连接管67上设有用于检测安装部64内部压力的压力传感器67a。泵P用于将安装部64内部的气体排出至外部，以及使安装部64内部减压。泵P可以放置在血糖值测量装置6的内部，也可配置在血糖值测量装置6的外部。泵P可为电动泵，也可为手动泵。在本实施方式中采用电动泵。

安装部64上设有开放阀68。该开放阀68吸入外部的空气，以使安装部64的内部压力回复至大气压。开放阀68可采用电磁阀等。不过，开放阀68也可采用手动阀。

图7为血糖值测量装置6的概要方框图。血糖值测量装置6除上述显示部61、操作开关62和压力传感器67a之外，还具有控制部80、电流值测量部81、泵驱动部82、开放阀驱动部83和以及存储部84。

控制部80用于控制61、62、67a、81～84各部分的动作，可由CPU等构成。

电流值测量部81用于将电压加在生物传感器X的作用极14和反电极15上，以测量流过试药部16的电流。在安装体7安装在安装部64上的情况下，电流值测量部83通过一对连接端子66与生物传感器X的作用极14和反电极15导通。

泵驱动部82根据控制部80的指令驱动泵P，而开放阀驱动部83则根据控制部80的指令驱动开放阀68。

存储部84由ROM和RAM构成，它用于存储控制部80实施控制时所必需的程序、校正曲线数据。存储部84具有暂时存储执行程序时所必需的信息的功能，校正曲线数据可表示为由测得的电流值转换求得的电压值和葡萄糖浓度的对应关系而存储。校正曲线数据可以数学式或对应的表格的形式存储。

然后说明使用血糖值测量装置6和安装体7测定血糖值时的操作。首先，如图6所示，将安装体7安装在血糖值测量装置6上，使安装体7的前端压靠在用户的皮肤S的适当部位，例如手腕或指尖。此时，安装体7的前端开口被皮肤S闭塞。

再按下血糖值测量装置6的操作开关62。然后，控制部80将控制信号送至泵驱动部82，以驱动泵P。由此，安装部64和安装体7的内部缓慢变成减压状态。在此期间，控制部80随时监测由压力传感器67a输出的输出值。如图8所示，随着压强减小，皮肤S缓慢隆起而与生物传感器X接触。此时，生物传感器X的第1和第2贯通孔11、12被皮肤S塞住。

到压力传感器67a检测到与生物传感器X密切接触为止皮肤S隆起的压力达到预设的压力时，停止驱动泵P，完成减压过程。此时，减压过程结束的信息显示在显示部61上。

其次，根据用户的操作按下血糖值测量装置6的按压开关63，使按压件65瞬时移动。用户也可在根据显示部61的显示确认减压结束后，按下按压开关63。由此，可使按压件65与穿刺体74的被按压部74b接触，将穿刺体74压向皮肤S。此时，如图9所示，穿刺体74的穿刺针74a由生物传感器X的贯通孔30进入存液部4并由第1贯通孔11拔出，对皮肤S进行穿刺。但在本发明中，也可不使用这种结构，而是在泵P驱动减压开始数秒后，使穿刺针74a自动穿刺皮肤S。

其次，如图10所示，压杆65可利用图中未示出的弹簧的弹力回复到原来位置。另外，穿刺针74a可利用弹簧75的弹力回复至原来位置，将穿刺针74a由皮肤S中拔出。此时，血液B由被穿刺针74a适度穿刺的皮肤S渗出。如图11所示，由于皮肤S的穿刺点面向生物传感器X的存液部4，因此，由皮肤S渗出的血液B被直接导入存液部4，而保持在存液部4中。此时，由于第1贯通孔11被皮肤S塞住，因此，可抑制保持在存液部4内的血液向外部泄漏。

当存液部4中蓄满了目的量的血液B时，露出到存液部4中的一对检测电极31、32的一端31a、32a的液体合流。这种液体合流可通过检测电极31、32和连接销66a由控制部80(参见图7)测得。在控制部80检测到检测用电极31、32的液体合流的情况下，开放阀68根据控制部分80发出的指令打开，使安装体7的内部向大气开放(参见图7和图8)。由此，如图12所示，安装部64(参见图6)内部的负压状态解除，皮肤S不再隆起，生物传感器X的第1和第2贯通孔11、12开放。也可由用户本人将安装体7拿离皮肤S解除负压。

在第2贯通孔12打开的情况下，保持在存液部4中的血液B利用毛细管现象迅速而大量涌入毛细管5中。由此，因生物传感器X确保持液部4中存有目的量的血液B，该血液B迅速而大量涌入毛细管5内部，因此可适当抑制血液B的粘度等对测量血糖值时的血液导入时间的巨大影响。

导入毛细管5内的血液B将试药部16溶解，在毛细管5内形成液相反应体系。此时，血液B中所含的葡萄糖受到试药部16中所含的氧化还原酶的作用而被氧化。因该反应而由葡萄糖中释放出的电子经过酶而被转移至电子传递物质。即，利用酶将电子传递物质还原。然后，当经一对连接端子66将给定电位施加在作用极14和反电极15上时(参见图4)，即由液相反应体系中取出氧化电流。电流值测量部81测得该氧化电流，控制部80根据氧化电流和存储在存储部84中的校正曲线和计算程序来计算葡萄糖浓度(参见图7)。

由控制部80处理的计算结果显示在显示部61，告知用户(参见图5和图7)。使用完毕的生物传感器X和穿刺体74由用户将安装体7由血糖值测量装置6上取下，从血糖值测量装置6中去除。

然后参照图13～图15说明本发明的实施方式2。在该图中，与本发明实施方式1中所述部件或元件相同的以相同符号表示，省略其在本实施方式中的重复说明。

如图13和图14所示，在本实施方式的生物传感器X’中，用于排出毛细管5内的气体的空气排出孔39’不是设在基板1’上，而是设在覆盖层3’上。空气排出孔39’的开口呈向外展开的锥形并与毛细管5连通。在安装体7的底壁72’上，在与空气排出孔39’相应的部分设有贯通孔79’。在血糖值测量装置6’的安装部64’，设有与空气排出孔39’和贯通孔79’相连的贯通孔64a’。贯通孔64a’还通过贯通孔64b’与安装部64’的内部连通。空气排出孔39’、通孔64a’、79’嵌有开闭销69’。开闭销69’可根据由控制部80(参见图1)发出的指令，由图外的驱动机构驱动作往复移动。因此，通过使开闭销69’往复移动，就可以开闭生物传感器X’的空气排出孔39’。

其次，说明使用血糖值测量装置6’和安装体7’测量血糖值的操作。在存液部4中积蓄目的量的血液B，到在控制部80(参见图7)中对其检测为止的操作与本发明的实施方式1相同。

当检测积蓄在存液部4中的目的量的血液时，根据由控制部80(参见图7)发出的指令，使开闭销69’向图中的上方移动，将空气排出孔39’打开。当开闭销69’的前端移动至超过贯通孔64b’时，空气排出孔39’与安装部64’的内部连通。由此，如图15所示，滞留在存液部4中的血液B利用毛细管现象立即大量涌入毛细管5的内部。此后的过程与本发明的实施方式1相同。

利用血糖值测量装置6’和安装体7’测量血糖值时，由于可确保持液部4中的目的量的血液B，该血液B立即大量涌入毛细管5内部，因此也可适当地抑制血液B的粘度等对测量血糖值时的血液导入时间的巨大影响，结果，测量的再现性好。

在上述说明中，作为测量特定物质的浓度的方法，说明了使用电极检测氧化电流的方法，但本发明不仅限于此，也可用比色法测量浓度。具体而言，随着测量对象物质的氧化或还原而被还原或氧化的物质，可使用在该氧还原反应时伴有变色乃至吸收光谱变化的物质，由此，就可利用比色测量来测量浓度。

以上，以用于测量血糖值的生物传感器、安装体和浓度测量装置为例说明了本发明，但本发明的范围不仅限于此。也可以在例如求取胆固醇或乳酸值等浓度而不是葡萄糖浓度的情况下使用上述实施方式的结构，另外，试药部也可采用不含酶等的非生物传感器的结构。

Claims (15)

1.一种测量用具，其特征在于，它具有：

基板；

与所述基板一起构成用于移取试料液的毛细管的覆盖层；

与所述毛细管连通，并为了保持应导入所述毛细管中的试料液由所述基板和所述覆盖层构成的存液部；和

用于选择是否将保持在所述存液部中的试料液导入所述毛细管内的液体导入选择机构；

所述存液部的开口宽于所述毛细管的入口。

2.如权利要求1所述的测量用具，其特征在于，所述存液部具有与所述毛细管连通并用于导入试料液的导入口，

所述导入口形成于所述基板或所述覆盖层上。

3.如权利要求2所述的测量用具，其特征在于，在所述导入口附近设有与皮肤的附着性高于与所述基板或所述覆盖层的密合层。

4.如权利要求2所述的测量用具，其特征在于，

所述液体导入选择机构具有用于排出所述毛细管内的气体的排出口；

所述导入口和所述排出口二者都形成在所述基板或所述覆盖层上。

5.如权利要求2所述的测量用具，其特征在于，所述存液部为使所述基板和所述覆盖层在它们的厚度方向一气贯通的形态。

6.如权利要求1所述的测量用具，其特征在于，所述存液部的内部容积大于或等于所述毛细管的内部容积。

7.如权利要求1所述的测量用具，其特征在于，设有用于检测试料液是否以目的量供给至所述存液部的检测机构。

8.如权利要求7所述的测量用具，其特征在于，所述检测机构具有至少一部分在所述存液部内部露出的第1检测用电极和第2检测用电极，而且通过检测所述第1检测用电极和上述第2检测用电极之间是否由试料液形成液体合流，可以检测试料液是否以目的量供给至所述存液部。

9.如权利要求8所述测量用具，其特征在于，设在所述毛细管内、且在试料液供给至所述毛细管时溶解的试药部；和

在所述试药部溶解时，用于对由所述试药部和试料液构成的反应体系施加电压的第1测量用电极和第2测量用电极，

所述第1检测用电极与所述第1测量用电极导通连接，而所述第2检测用电极与所述第2测量用电极导通连接。

10.一种安装体，其特征在于，它安装在用于测量试料液中的特定成分的浓度的浓度测量装置上，具有用于移取试料液的毛细管的测量用具，

所述测量用具具有：基板；与所述基板一起构成所述毛细管的覆盖层；与所述毛细管连通并为了保持应导入所述毛细管中的试料液由所述基板和所述覆盖层构成的存液部；和选择是否将保持在所述存液部中的试料液导入所述毛细管内的液体导入选择机构；

所述存液部的开口宽于所述毛细管的入口。

11.如权利要求10所述的安装体，其特征在于，还具有带有穿刺针的穿刺体，且

所述存液部形成使所述基板和所述覆盖层沿其厚度方向一气贯通的形式，以使所述穿刺针穿过。

12.如权利要求10所述的安装体，其特征在于，所述液体导入选择机构具有用于排出所述毛细管内的气体的排出口，通过选择所述排出口的打开状态或关闭状态，来选择是否将试料液导入所述毛细管内。

13.一种浓度测量装置，其特征在于，使用时安装着具有测量用具的安装体，并可测量试料液中的特定成分的浓度，

所述测量用具具有：

基板；

与所述基板一起构成用于移取试料液的毛细管的覆盖层；

与所述毛细管连通，并为了保持应导入所述毛细管中的试料液由所述基板和所述覆盖层构成的存液部；和

用于选择是否将保持在所述存液部中的试料液导入所述毛细管内的液体导入选择机构；

且所述存液部的开口宽于所述毛细管的入口。

14.如权利要求13所述的浓度测量装置，其特征在于，

所述液体导入选择机构具有将所述毛细管内的气体排出至外部的排出口，

还具有用于开闭所述排出口的开闭部件。

15.如权利要求13所述的浓度测量装置，其特征在于，所述测量用具使用具有用于检测是否以目的量将试料液供给所述存液部的检测机构的用具，且还具有利用所述检测机构判断是否以目的量将试料液供给至所述存液部的判断机构。

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