CN101495856B - 生物传感器测定***、以及测定方法 - Google Patents
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Abstract
本发明提供一种生物传感器测定***，在存在传感器的掉落等冲击的情况下、或者对于暴露传感器，也可以输出高精度的测定结果。通过与目标物质定量用的电极独立地设置异常波形检测电极，即使在电压施加算法中未进行电压施加的停止期间中，在存在由传感器的掉落等而引起的冲击的情况下，可以对其进行检测。另外，还可以利用由上述异常波形检测电极检测出的异常波形来检测暴露传感器。
Description
技术领域
本发明涉及生物传感器测定***，以及测定方法，特别可以检测生物传感器的掉落等的冲击。
背景技术
以往，有通过毛细管现象和在空腔(cavity)内的上表面涂敷的界面活性层，从而使样品从前端样品供给口导入到空腔内部的生物传感器。传感器电极由作用极以及对极构成，并对对极与作用极间的氧化还原电流值进行测定而对底物进行定量。
即，以往的生物传感器的大多数是使用了酶的酶传感器，酶传感器针对通过目标物质与酶的特异性反应得到的还原型电子转移体使其接触，并且在相互之间隔开一定间隔而配置作用极和对极，在该作用极与对极之间施加一定时间的电压，从而使该还原型电子转移体氧化，通过测定此时得到的电流值(波形)，进行目标物质的定量。
以下，使用图7对利用了酶反应的生物传感器测定***的一个例子进行说明。
生物传感器测定***700具备：生物传感器30，在其前端具有样品附着部30a；以及测定装置10，对在样品附着部30a中点着的液体样品中的特定成分的浓度进行测定。
上述测定装置10具备：支撑部2，安装生物传感器30；以及显示部11，显示测定结果。
作为上述生物传感器30的一个例子，有如图8所示层叠罩31、间隔板33、试剂层35和绝缘性基板36而成的生物传感器。
上述罩31在其中央部具有空气孔32。
上述间隔板33具有大致长方形形状的样品供给路径34。
上述试剂层35承担与液体样品中的特定成分进行酶反应的试剂。
上述绝缘性基板36由聚对苯二甲酸乙二酯等构成，在其表面形成有电极层。该电极层通过激光或印刷等被分割，形成作用极37、检测极38、以及对极39。
在这样的以往的生物传感器中，由于由测定中的掉落等而引起的冲击这样的外部因素、点着的手艺、暴露等中的传感器自身的劣化，引起波形的失真，而发生异常值。
即，在上述那样的以往的生物传感器中，在以下(1)～(4)那样的情况下，作用极上的电子量急剧地变动，有时相对本来的响应值呈现高值或低值，其结果，产生导致测定精度恶化这样的问题。
(1)在将样品点着到传感器时，对空腔内的样品吸引连续性被切断的情况；
(2)从空气孔那样的未预想的位置供给了样品的情况；
(3)在测定开始之后，由于外部因素，空腔内的样品飞散、流出、流动的情况；以及
(4)保存状态的不良(暴露等)
这样，以往，一般情况下，生物传感器对通过在作用极与对极之间施加一定时间的电压而使通过目标物质与酶的特异性反应得到的还原型电子转移物质氧化而得到的电流值(波形)进行测定，进行目标物质的定量，但以往，由传感器和测定机构成的自血糖测定用生物传感器是非常小型的，所以有可能由于操作失误而掉落。
另外，生物传感器在测定时间中，由于由上述掉落等而引起的冲击、以及点着的手艺这样的外部因素，引起波形的失真(异常波形)，测定值呈现从真实值较大地背离的值。
以往，作为以上那样的生物传感器，有以下的生物传感器。
专利文献1：日本特开2004-245836号公报
专利文献2：日本特开2003-4691号公报
专利文献3：日本特开平8-304340号公报
专利文献4：国际公开第99/60391号小册子
专利文献5：日本特表平8-502589号公报
在上述那样的各以往的生物传感器中，作用极上的电子量急剧地变动，有时相对本来的响应值呈现高值或低值。其结果，成为测定精度恶化、以及市场索赔的原因之一，成为问题。
为了去除由于这样的异常波形而产生的异常值，需要在测定中总是监视异常波形。
但是，在对通常的目标物质进行定量时的最佳算法中，设置不施加电压的算法的情况较多，在该部分中无法进行电流测定，所以无法检测异常波形。
发明内容
本发明是鉴于上述以往的问题点而完成的，其目的在于提供一种测定精度高的生物传感器测定***以及测定方法，可以排除由于生物传感器的掉落等而引起的冲击时、或其它异常时的测定结果。
为了解决上述课题，本发明的第1方面的测定方法中，使用具有由作用极和对极构成的目标成分测定用的第一电极***、和配置在上述第一电极***附近且包括用于使上述目标成分氧化还原的氧化还原酶的试剂层的生物传感器，在对上述第一电极***上导入了液体样品之后，对该第一电极***施加电压，检测此时产生的氧化还原电流，将上述电流值换算成目标成分量，其特征在于，上述生物传感器具有与上述第一电极***独立的、由作用极和对极构成的异常检测用的第二电极***，通过对上述第二电极***，在测定期间中施加电压，而检测该测定期间中的异常波形电流。
本发明的第2方面的测定方法在第1方面的测定方法中，其特征在于，向上述第一电极***的电压施加模式具有不施加电压的停止期间。
本发明的第3方面的测定方法在第1或第2方面的测定方法中，其特征在于，对上述第二电极***，在测定期间中一直施加电压。
本发明的第4方面的测定方法在第1～第3中的任意一个方面的测定方法中，其特征在于，对上述第二电极***，在测定期间中一直施加恒定的电压。
本发明的第5方面的测定方法在第1～第4中的任意一个方面的测定方法中，其特征在于，对上述第二电极***的电流波形进行监视，而检测异常波形。
本发明的第6方面的测定方法在第5方面记载的测定方法中，其特征在于，在对上述第二电极***的电流波形进行监视时，预先设定规定的阈值，在所得到的波形成为上述阈值外时，将该波形判断为异常波形。
本发明的第7方面的测定方法在第6方面记载的测定方法中，其特征在于，上述规定的阈值根据正常测定响应值进行设定、或者使用其各测定点之间的响应值的各差分进行设定。
本发明的第8方面的生物传感器测定***的特征在于，具备生物传感器，该生物传感器具有由作用极和对极构成的目标成分测定用的第一电极***、和配置在上述第一电极***附近且包括用于至少使特定的目标成分氧化还原的氧化还原酶的试剂层，在对上述第一电极***上导入了液体之后，对该第一电极***施加电压，检测此时产生的氧化还原电流，将上述电流值换算成上述目标成分量，从而对目标成分进行定量，该生物传感器具有与上述第一电极***独立的、由作用极和对极构成的异常波形检测用的第二电极***，通过对该第二电极***在测定期间中施加电压，而检测该测定期间中的异常电流。
本发明的第9方面的生物传感器测定***在第8方面的生物传感器测定***中，其特征在于，上述第二电极***的对极是与上述第一电极***共用的。
本发明的第10方面的生物传感器测定***在第8或第9方面的生物传感器测定***中，其特征在于，上述第二电极***的至少作用极被配置成不与试剂层接触。
本发明的第11方面的生物传感器测定***在第8～第10中的任意一个方面的生物传感器测定***中，其特征在于，上述第二电极***的至少作用极被配置在从上述第一电极***导入液体样品时的上游侧。
本发明的第12方面的生物传感器测定***在第8～第11中的任意一个方面的生物传感器测定***中，其特征在于，构成上述第二电极***的电极是与上述第一电极***以外的检体检测电极、红细胞压积矫正电极、或妨碍物质矫正电极共用的。
根据本发明的生物传感器测定***，在具有由作用极以及对极构成的目标物质测定用电极***，输出对上述目标物质测定用电极***利用规定的电压施加模式进行电压施加时的、该电压施加期间的氧化还原电流测定值而作为测定值的生物传感器测定***中，具有与上述目标物质测定用电极独立设置的检测异常波形的异常波形检测电极***，利用该异常波形检测电极***检测异常波形，因此在
(1)由于将样品点着到传感器时的追加等，向空腔内的样品吸引连续性被切断的情况；
(2)从空气孔那样的未预想的位置供给了样品的情况；
(3)在测定开始之后，由于外部因素，空腔内的样品飞散、流出、流动的情况；以及
(4)暴露等保存状态不良的情况等
无法期待正常的测定值的输出的情况下，根据所检测出的异常，进行错误显示、不输出上述测定值，从而可以大幅提高生物传感器的测定精度。
附图说明
图1是示出本发明的实施方式1的生物传感器测定***中的用于目标物质测定以及异常波形检测的施加电压算法的图。
图2是示出本实施方式1的生物传感器测定***中的电极的结构的图，图2(a)是示出本实施方式1的第一例的生物传感器100的电极结构的图，图2(b)是示出本实施方式1的第二例的生物传感器200的电极结构的图，图2(c)是示出本实施方式1的第三例的生物传感器300的电极结构的图。
图3是示出本发明的实施方式1的生物传感器的异常波形检测方法的检测流程的图。
图4是示出本实施方式1中的第二例的生物传感器200的电极结构以及测定装置400的块结构的图。
图5是示出本实施方式1的实施例1(<由于冲击而引起的异常波形的检测>)的测定结果的图，图5(a)是示出测定电极电流值的图，图5(b)是示出异常波形检测电极电流值的图。
图6是示出本实施方式1的实施例2(<由于暴露传感器而引起的异常波形的检测>)的测定结果的图，图6(a)是示出测定电极电流值的图，图6(b)是示出异常波形检测电极电流值的图。
图7是示出以往的生物传感器测定***的一个例子的图。
图8是示出生物传感器的结构的一个例子的分解立体图。
标号说明
A作用极
B检体检测极
C对极
D异常波形检测电极
E红细胞压积(hematocrit)矫正电极或妨碍物质矫正电极
100生物传感器
200生物传感器
300生物传感器
400测定装置
C1、C2、C3、C4连接器
SW切换电路
40基准电压源
41电流/电压变换电路
42A/D变换电路
43CPU
44由液晶显示器(LCD)构成的显示部
Tu、Tl上下的阈值
R阈值范围
700生物传感器测定***
30生物传感器
30a样品附着部
31罩
32空气孔
33间隔板
34样品供给路径
34a样品供给口
35试剂层
36绝缘性基板
37作用极
38检测极
39对极
具体实施方式
以下，参照附图对本发明的实施方式进行说明。
(实施方式1)
以下，对本发明的实施方式1的生物传感器测定***、以及生物传感器中的异常波形检测方法进行说明。此处，对将血液用作检体而测定葡萄糖浓度的血糖传感器的情况进行说明。
图1是示出本实施方式1的生物传感器测定***中的目标物质测定电极、以及异常波形检测电极的施加电压算法的图。
如图1(a)所示，在以往技术的作为目标物质的葡萄糖测定中，在其测定算法中，在第一电压施加期间T0～T1(施加电压V1)与第二电压施加期间T2～T3(施加电压V2)之间，具有未施加电压的停止期间，所以在该停止期间T1～T2中，基于葡萄糖测定的氧化电流不被测定。
在该T1～T2的停止期间，由于未施加电压，所以在电极间不流过电流，因此，在该状态下，即使存在由传感器的掉落等引起的冲击等，也无法对其进行检测。
与其相对，在图1(b)所示的异常波形监视输出中，对异常波形电极总是施加V3的电压，而进行异常波形的监视，所以在电压施加开始时T0～电压施加结束时T3的全部期间，进行异常波形的监视输出。
图2是示出本实施方式1的生物传感器中的电极的结构的图。另外，对于罩、间隔板、试剂、样品供给口的配置等基本结构，使用与以往相同的结构。
图2(a)示出本实施方式1的第一例100中的电极结构，A是作用极，C是对极。在这些目标物质测定用电极A、C上，至少配置有用于使特定的目标成分氧化还原的试剂层(未图示)。图中的S表示试剂层配置位置。
另外，D是异常波形检测电极，该异常波形检测电极D被配置成不与上述试剂层接触，不受到由于目标物质与试剂的反应而引起的还原性电子转移物质的影响，而可以仅进行异常波形的检测。
另外，为了不受到由于目标物质与试剂的反应而引起的还原性电子转移物质的影响，该异常波形检测电极D优选被配置于上述目标物质测定用电极***A、C的上游侧、即半圆形的顶点处存在的样品供给口(未图示)侧。
图2(b)示出本实施方式1的第二例200中的电极结构，A是作用极，B是检体检测极，C是对极。在这些目标物质测定用电极***A、B、C上，配置有试剂层(未图示)。
另外，D是异常波形检测电极，该异常波形检测电极D被配置成不与试剂层接触，不受到由于目标物质与试剂的反应而引起的还原性电子转移物质的影响，而可以仅进行异常波形的检测。
另外，与上述第一例同样地，为了不受到由于目标物质与试剂的反应而引起的还原性电子转移物质的影响，该异常波形检测电极D优选被配置于上述目标物质检测电极A、B、C的上游侧、即样品供给口(未图示)侧。
进而，该异常波形检测电极***的对极也可以通过上述目标物质测参用电极***的对极来兼用。
图2(c)示出本实施方式1的第三例300中的电极结构，A、B、C、D与上述第二例200中的相同。
进而，在本第三例子300中，作为电极E，设置有红细胞压积矫正电极、或妨碍物质矫正电极E。另外，上述异常波形检测电极也可以通过上述目标物质测定用电极以外的、与检体检测电极、红细胞压积矫正电极、或妨碍物质矫正电极相同的电极来兼用。在该情况下，可以简单地构成生物传感器。
另外，图3是示出本发明的实施方式1的生物传感器的异常波形检测方法的检测流程的图，在图3中，S1是判定是否设置了生物传感器的步骤，S2是判定是否检测出血液的导入的步骤，S3是在上述判定步骤S2中的判定结果为“是”时利用异常波形检测电极***开始测定的步骤，S4是判定检测是否为异常波形的步骤，S5是在上述判定步骤S4中的判定结果为“是”时，进行错误显示的步骤，S6是在上述判定步骤S2中的判定结果为“是”时，与上述异常波形检测电极的测定开始步骤S3同时开始目标物质的测定的步骤，S7是在上述步骤S6之后，计算出目标物质浓度的步骤，S8是显示目标物质浓度的步骤。
图4是示出本实施方式1中的构成生物传感器测定***的生物传感器200(第二例)的电极结构以及测定装置400的块结构的图。
在该生物传感器200中，A、B、C、D如上所述分别是作用极、检体检测极、对极、异常波形检测电极。
另外，在测定装置400中，C1、C2、C3、C4是连接器，SW是切换电路，40是基准电压源，41是电流/电压变换电路，42是A/D变换电路，43是CPU，44是由液晶显示器(LCD)构成的显示部。
连接器C1、C2、C3、C4分别与生物传感器200的作用极A、检测极B、对极C、异常波形检测用电极D接触。
基准电压源40对连接器C1、C2、C3、C4之间施加电压。切换电路SW切换连接器C1、C2、C3、C4与基准电压源40之间的连接、连接器C1、C2、C3、C4与电流/电压变换电路41之间的连接。
电流/电压变换电路41将各电极***中流过的电流变换成电压。
A/D变换电路42将来自电流/电压变换电路41的输出值变换成脉冲。
CPU 43根据来自A/D变换电路42的脉冲，计算出液体样品中的特定成分的浓度、例如葡萄糖浓度。
由LCD等构成的显示部44显示由CPU 43计算出的葡萄糖浓度等计算结果。
以下，对本实施方式1中的实施例1(<由于冲击而引起的异常波形的检测>)、以及实施例2(<由于暴露传感器而引起的异常波形的检测>)进行说明。
<实施例1：由于冲击而引起的异常波形的检测>
实验详细
传感器：使用上述结构的传感器200、以及测定装置400。
测定概况：使用图1所示的施加算法(全部测定时间5秒)。
测定环境：25℃。
检体：葡萄糖标准液。(葡萄糖浓度已知的假检体水溶液)
异常测定：在检体检测之后对传感器部分用指尖提供冲击。
正常测定：在检体检测后静态放置。
实验内容、以及实验结果
·本实验进行通常测定与人为地提供了冲击的异常测定的比较。
·异常测定中的异常波形检测电极的响应值在被提供了冲击的2.9sec.(秒)的时刻与通常测定的波形相比背离，而检测出由指尖引起的冲击。
·但是，在葡萄糖测定电极中，2.9sec.(秒)是电压施加的停止期间，所以无法检测由于冲击引起的异常波形。
·在无法进行异常波形的检测的以往技术中，根据背离的最终响应值计算出葡萄糖浓度，所以表示异常值。
·以使用了本发明的异常波形检测电极时的通常测定时响应值为基础，设定阈值宽度R(通常测定的响应值±0.65μA)。
·在提供了冲击的2.9sec.(秒)处，在异常测定中异常波形检测电极的响应值是上述设定的阈值范围外，所以可以判断为异常波形。
·另外，在本实施例中，通过异常波形检测电极的异常测定得到的响应值与通过正常测定得到的响应值较大地背离，所以阈值宽度R可以设定成考虑了正常测定时的标准偏差(S.D.)的正常测定±10S.D.，不会将正常测定误判别成异常测定(误判别率：1.5×10-21％)，而可以进行异常波形的检测。
·在通过异常波形检测电极的异常波形得到的响应值与上述阈值宽度(正常测定的±10S.D.)重复，而难以判别异常测定与正常测定的情况下，也可以根据需要将阈值宽度设定成正常测定的±6S.D.或±3S.D.而进行判别。
·在由异常波形电极检测出异常波形的情况下，通过错误显示去除异常值。
·另外，各测定点是0.1sec.(秒)的间隔，为了进一步提高检测精度，优选0.05sec.(秒)间隔左右。另外，在异常波形检测电极中，为了提高所得到的波形的精度，优选在测定期间中，总是施加恒定的电压。
图5是示出本实施方式1的实施例1(<由于冲击而引起的异常波形的检测>)的测定结果的图，图5(a)示出测定电极电流值，图5(b)示出异常波形检测电极电流值。
在图5(a)中，横轴表示测定时间，纵轴表示葡萄糖测定电极电流值(μA)，○点表示正常测定，●点表示异常判定。
另外，在图5(b)中，横轴表示测定时间，纵轴表示异常波形检测电极电流值(μA)，Δ点表示正常测定，▲点表示异常测定，虚线表示上下的阈值Tu、Tl，设定有该上下的阈值Tu、Tl之间的阈值范围R。
即，在本实施例1(<由于冲击而引起的异常波形的检测>)中，在图5(a)(b)中，在时刻2.9秒存在冲击的情况下，在图5(a)的葡萄糖测定电极电流值的波形中，该图5(a)中的●标记的波形的曲线平滑、即●标记的异常测定时的电流值的推移平滑，所以无法观察该●标记的波形的曲线，而立即判定为存在传感器的掉落等冲击。
此处，由于无法判定该冲击的存在，所以●标记的波形的电压施加结束时(时间T3即5秒)的●标记的测定电流值从该传感器的○标记的正常测定时的电流值较大地背离，但将该●标记的测定电流值识别成通常状态时的测定电流值的方案并不是优选的。
然而，在本发明中，此时，通过观察图5(b)所示的异常波形检测电极电流值的波形(▲标记的电流值的迁移)，可以判定为存在上述传感器的掉落等冲击。
即，此时的图5(b)中的异常波形检测电极的电流值(▲标记的电流值)，在2.9sec的时刻，电流值从1.32μA跳越至3.05μA，由于该波形中的“跳越”，可以判定为在图5(a)的无检测输出的期间T1(2秒)～T2(3秒)的期间，在2.9秒处也存在由于冲击引起的异常。
<实施例2：由于暴露传感器而引起的异常波形的检测>
实验详细
传感器：使用上述结构的传感器200、以及测定装置400。
测定概况：使用图1所示的施加算法(全部测定时间5秒)。
测定环境：25℃。
检体：葡萄糖标准液(葡萄糖浓度已知的假检体水溶液)。
暴露传感器：在40℃/80％湿度的环境下24小时暴露而劣化的传感器。
通常传感器：未劣化的通常状态的传感器。
实验内容、以及实验结果
·本实验进行暴露传感器和通常传感器的测定。
·在以往技术中，暴露传感器的葡萄糖测定电极的响应随着传感器的劣化而上升，响应值从通常传感器背离而显示异常值。
·在使用本发明的异常波形检测电极测定了暴露传感器的情况下，与通常传感器相比，试剂的状态根据暴露而变化，所以响应值背离。
·以通常传感器的异常波形检测电极的响应值为基础，设定阈值(通常测定的响应值±0.65μA)。
·暴露传感器测定时的异常波形检测电极的响应值由于是阈值范围外，所以可以判断为异常波形。
·在由异常波形电极检测出异常波形的情况下，通过错误显示去除异常值。
图6是示出本实施方式1的实施例2(<由于暴露传感器而引起的异常波形的检测>)的测定结果的图，图6(a)示出测定电极电流值，图6(b)示出异常波形检测电极电流值。
在图6(a)中，横轴表示测定时间，纵轴表示葡萄糖测定电极电流值(μA)，○点表示通常传感器，●点表示暴露传感器。
另外，在图6(b)中，横轴表示测定时间，纵轴表示异常波形检测电极电流值(μA)，Δ点表示通常传感器，▲点表示暴露传感器，虚线表示上下的阈值Tu、Tl，设定有该上下的阈值Tu、Tl之间的阈值范围R。
即，在本实施例2(<由于暴露传感器而引起的异常波形的检测>)中，通过进行暴露传感器和通常传感器的测定，得到图6(a)(b)的结果，可知以下情况。
即，在以往技术中，由于传感器的劣化，暴露传感器的葡萄糖测定电极的响应值上升，响应值从通常传感器的葡萄糖测定电极的响应值背离，而显示异常值。
与其相对，在用本发明的异常波形检测电极测定了暴露传感器的情况下，与通常传感器相比，试剂的状态由于暴露而变化，所以响应值背离。
因此，通过以通常传感器的异常波形检测电极的响应值为基础，将阈值例如设定成通常测定的响应值的±0.65μA，在暴露传感器测定时的异常波形检测电极的响应值超过该阈值Tu时，可以将该响应值判断为异常波形，可以判断为是暴露传感器。
另外，在如上所述，由异常波形检测电极检测出异常波形的情况下，进行错误显示，并且去除该异常值。
根据这样的本实施方式1的生物传感器测定***，与目标物质定量用的电极独立地新设置异常波形检测电极，所以得到如下效果：在电压施加算法中，即使在未进行电压施加的停止期间中，在存在由于传感器的掉落等而引起的冲击的情况下，可以将其检测出，并且，还可以利用由上述异常波形检测电极检测出的异常波形来检测暴露传感器。
另外，在上述实施方式1中，作为测定对象物质对血糖进行了说明，但该测定对象物质不限于血糖，也可以是胆固醇、甘油三酯、乳酸、尿酸、胆红素、酒精等生物体内采样、环境采样、食品采样等，可以得到与上述同样的效果。
产业上的可利用性
根据本发明的生物传感器，可以低成本地得到测定精度高的自血糖测定用生物传感器，在医院、家庭等中的使用中是有用的。
Claims (13)
1.一种测定方法，该测定方法使用具有由作用极和对极构成的目标成分测定用的第一电极***、和配置在上述第一电极***附近且包括用于使上述目标成分氧化还原的氧化还原酶的试剂层的生物传感器，在对上述第一电极***上导入了液体样品之后，对该第一电极***施加电压，检测此时产生的氧化还原电流，将上述电流值换算成目标成分量，其特征在于，
向上述第一电极***的电压施加模式具有不施加电压的停止期间，
上述生物传感器具有与上述第一电极***独立的、由作用极和对极构成的异常检测用的第二电极***，通过经由上述第一电极***的施加期间中和停止期间中对上述第二电极***施加电压，从而检测上述第一电极***的施加期间中和停止期间中的异常波形电流。
2.根据权利要求1所述的测定方法，其特征在于，对上述第二电极***，在测定期间中一直施加恒定的电压。
3.根据权利要求1或2所述的测定方法，其特征在于，对上述第二电极***的电流波形进行监视，而检测异常波形。
4.根据权利要求3所述的测定方法，其特征在于，在对上述第二电极***的电流波形进行监视时，预先设定规定的阈值，在所得到的波形成为上述阈值外时，将该波形判断为异常波形。
5.根据权利要求4所述的测定方法，其特征在于，上述规定的阈值是根据正常测定响应值进行设定、或者使用其各测定点之间的响应值的各差分进行设定。
6.一种生物传感器测定***，其特征在于，具备生物传感器，该生物传感器具有由作用极和对极构成的目标成分测定用的第一电极***、和配置在上述第一电极***附近且包括用于至少使特定的目标成分氧化还原的氧化还原酶的试剂层，在对上述第一电极***上导入了液体之后，对该第一电极***施加电压，检测此时产生的氧化还原电流，将该电流值换算成上述目标成分量，从而对目标成分进行定量，
向上述第一电极***的电压施加模式具有不施加电压的停止期间，
上述生物传感器还具有与上述第一电极***独立的、由作用极和对极构成的异常波形检测用的第二电极***，通过经由上述第一电极***的施加期间中和停止期间中对该第二电极***施加电压，从而检测上述第一电极***的施加期间中和停止期间中的异常电流。
7.根据权利要求6所述的生物传感器测定***，其特征在于，上述第二电极***的对极是与上述第一电极***共用的。
8.根据权利要求6或7所述的生物传感器测定***，其特征在于，上述第二电极***的至少作用极被配置成不与试剂层接触。
9.根据权利要求6或7所述的生物传感器测定***，其特征在于，上述第二电极***的至少作用极被配置在从上述第一电极***导入液体样品时的上游侧。
10.根据权利要求8所述的生物传感器测定***，其特征在于，上述第二电极***的至少作用极被配置在从上述第一电极***导入液体样品时的上游侧。
11.根据权利要求6或7所述的生物传感器测定***，其特征在于，构成上述第二电极***的电极是与上述第一电极***以外的检体检测电极、红细胞压积矫正电极、或妨碍物质矫正电极共用的。
12.根据权利要求8所述的生物传感器测定***，其特征在于，构成上述第二电极***的电极是与上述第一电极***以外的检体检测电极、红细胞压积矫正电极、或妨碍物质矫正电极共用的。
13.根据权利要求9所述的生物传感器测定***，其特征在于，构成上述第二电极***的电极是与上述第一电极***以外的检体检测电极、红细胞压积矫正电极、或妨碍物质矫正电极共用的。
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