測量用具的制作方法

專利名稱：：測量用具的制作方法
技術領域：
：本發明涉及一種用于測量血液等試料液中的特定成分(例如葡萄糖或者膽固醇)濃度的測量用具。
背景技術：
：作為測量試料液中的特定成分的濃度的方法，例如有利用電化學手段的方法。在該方法中，例如利用試料液、氧化還原酶以及電子傳送物質構筑成反應體系，另一方面，利用電極對該反應體系施加電壓，基于此時的響應電流值來計算特定成分的濃度。這樣的反應體系構筑在設置有例如包含氧化還原酶和電子傳送物質的試藥部的生物傳感器上。在反應體系中，通過氧化還原酶的催化作用而使特定成分與電子傳送物質產生氧化還原反應，因此，作用為還原型(或者氧化型)的電子傳送物質的量就反映了特定成分的濃度。另一方面，響應電流作為與反應體系中生成的還原型(或者氧化型)電子傳送物質和電極間的電子移動量相關的現象而被得到。因此，響應電流的測量精度對濃度測量精度有很大影響。在這種方法中，例如當采用全血(含有血球狀態的血液)作為試料液時，因存在于電極表面上的血球而會阻礙電極和電子傳送物質之間的電子移動。結果，測量的響應電流值隨著血球數的增加而變為低值，從而產生測量誤差。此外，若血液中的血球比例(血球比率值)不同，則即使葡萄糖濃度相同，所測量的響應電流值也不一樣。從而提出了應消除這種不良情況而在測量用具中分離血液中的血球的方法。所謂分離血球的方法，例如有下述方法在測量用具的導入血液等試料液的部分設置分離膜的方法(例如參照日本特開平8-114539號公報和日本特表2002-508698號公報)，或者通過高分子膜覆蓋電極表面的方法(例如參照日本特開平6-130023號公報、日本特開平9-243591號公報以及日本特開2000-338076號公報)。但是，對于在測量用具中過濾血球的方法來說，因為有必要使血漿成分透過分離膜，所以使血漿到達電極表面所用的時間變長，從而使測量時間變長。為了解決這種不良情況，雖然只需確保大量的應使用的全血的量即可，但是，此時增添了使用者的血樣采集負擔。
發明內容本發明的目的在于抑制血液中固體成分的影響、保持較短的測量時間、并能利用較少的試料液精度良好地進行濃度測量。本發明提供一種測量用具，其包括使含有固體成分的試料液移動并用于提供液相反應場的流路、以及用于向上述液相反應場施加電壓的第一和第二電極，其中，上述第一電極具有在介由上述第一和第二電極向上述液相反應場施加電壓時、用于向上述液相反應場供給電子或者從上述液相反應場接受電子的電子授受界面，上述測量用具特征在于具有濃縮機構，用于提高上述液相反應場中的與上述電子授受界面接觸的部分的固體成分的濃度。濃縮機構例如由含有吸水性高分子材料的吸水層所構成。吸水性高分子材料能夠吸收液體成分直到可完成本發明目的程度，而且該吸水量必須對測量結果不產生影響。為此，作為吸水性高分子材料，優選使用具有10500g/g吸水能力的物質。上述測量用具作為例如具有形成有第一和第二電極的基板以及層積于該基板上的蓋體而構成。吸水層例如膜形成于上述蓋體的至少與上述電子授受界面相對的部分上。此時，吸水層優選形成為不吸水時和吸水時的基板厚度方向的尺寸分別為流路的厚度方向尺寸的1/301/10和1/53/5。吸水層可以形成為水溶性。吸水層可以跨越流路的全長或者大致全長而形成。通過作為含有吸水性高分子材料的部件而形成蓋體，由蓋體構成這種吸水層。4吸水層可構成為相對蓋體承載有包含吸水性高分子的粉末。上述粉末在不吸水時的重量平均粒子直徑例如為1001000Pm。這是考慮到在平均粒子直徑為小得不合適的情況下，難以按照可吸收充足的水分以達到實現目的程度的方式而形成吸水層，另一方面，在平均粒子尺寸為大得不合適的情況下，會過于妨礙流路中水分的移動。吸水層可以設置于比電子授受界面更靠近流路的試料液流動方向的下游側。該吸水層例如設置在基板和蓋體的至少一方上。此時的吸水層按照能夠將固體成分濃縮至目標要求的方式，使試料液的流動方向的尺寸為相對于從流路的入口到上述電子授受界面的試料液的流動方向的最下游點之間的距離的1/41/2。根據同樣的理由，吸水層優選以在吸水時、形成流路的吸水層部分的厚度尺寸為015um的方式形成。吸水層以具有相對電子授受界面而在上游側鄰接位置和在下游側鄰接位置中的至少一方的位置上形成的部分的方式而形成。此時的吸水層優選具有相對電子授受界面而在上游側鄰接位置上形成的部分和在下游側鄰接位置上形成的部分的雙方，例如以包圍電子授受界面周圍的方式形成。濃縮機構被設置在比電子授受界面更靠近流路的試料液移動方向的下游側，而且可以由用于阻擋固體成分移動的難吸水性的障礙部所構成。障礙部以形成流路的障礙部的部分的流路厚度尺寸為515Pm的方式而形成，使得能夠以實現目標來濃縮固體成分。作為本發明的測量用具的測量對象的試料液，典型來講，例舉有含有作為固體成分血球的血液。當然，本發明的測量用具可廣泛應用在含有固體成分的試料液，作為測量對象的試料液并不局限于血液。圖1是本發明第一實施方式的生物傳感器的整體立體圖。圖2是圖1所示生物傳感器的分解立體圖。圖3是沿著圖i的in-m線的截面圖。圖4A和圖4B是用于說明在生物傳感器內部流路中的血液移動狀態的與圖3相當的截面圖。圖5是將圖1所示的生物傳感器安裝在濃度測量裝置上的狀態的模式圖。圖6表示的是本發明第二實施方式的生物傳感器的與圖3相當的截面圖。圖7表示的是本發明第三實施方式的生物傳感器的與圖3相當的截面圖。圖8A和8B表示的是本發明第四實施方式的生物傳感器的與圖3相當的截面圖。圖9表示的是本發明第五實施方式的生物傳感器的與圖3相當的截面圖。圖IOA和10B表示的是從圖9所示的生物傳感器上取下蓋體和間隔件后的狀態的立體圖。圖11是第一實施例的生物傳感器的響應電流值的經時過程的曲線圖。圖12是第一比較例的生物傳感器的響應電流值的經時過程的曲線圖。圖13是第一實施例的生物傳感器的血球比率值(Hct)的影響的曲線圖。圖14是第一比較例的生物傳感器的血球比率值(Hct)的影響的曲線圖。具體實施例方式以下，參照附圖對本發明的第一實施方式至第五實施方式進行具體說明。首先，參照圖1至圖5并以測量血糖值的情況為例對本發明的第一實施方式進行說明。圖1以及圖2所示的生物傳感器1用于測量血液中的葡萄糖濃度，其被安裝在濃度測量裝置2(參照圖5)上來使用。該生物傳感器1具有相對長矩形的基板3并介由一對間隔件40、41而層積有蓋體5的結構，如圖3所示，由這些元件3、40、41、5形成空腔6。6空腔6具有利用毛細管現象使血液移動并用于保持血液的內部流路60。該內部流路60沿著基板3的短邊方向延伸，經由端部開口61、62而與外部連通。端部開口61用于向內部流路60導入血液，端部開口62用于當血液在內部流路60中行進時、排出內部流路60的氣體。如圖1至3所示，一對間隔件40、41相對基板3與蓋體5結合、用于規定空腔6的內部流路60的尺寸。一對間隔件40、41沿著基板3的短邊方向延伸，并在基板3的長邊方向隔開間隔來配置。在基板3的上面30形成有沿著基板3的長邊方向延伸的作用極31和對極32。在基板3的上面30還設置有連續橫切作用極31和對極32的試藥部33。作用極31的與試藥部33接觸的部分構成了電子授受部31a。試藥部33例如形成為含有氧化還原酶和電子傳送物質的固體形狀。作為氧化還原酶，例如使用葡萄糖氧化酶或者葡萄糖脫氫酶。電子傳送物質通過施加電壓或者反應而被氧化或者還原，在血糖值的測量中，例如使用鐵氰化鉀作為電子傳送物質。在本實施方式中，在供給血液前的階段作為氧化型含有電子傳送物質。如圖2以及圖3所示，在蓋體5的一側面50上形成有吸水層51。該吸水層51在蓋體5的一側面50上以與作用極31的位于內部流路60的電子授受部31a相對的方式而形成。這樣的吸水層51可以通過將含有吸水性高分子材料的吸水片粘貼在蓋體5上形成。該吸水層51例如形成為不吸水時的厚度尺寸是內部流路60高度的1/301/10、吸水時的厚度尺寸是內部流路60高度尺寸H的1/53/5。作為吸水性高分子材料，可以使用例如吸水能力在10500g/g的材料。更具體地說，作為吸水性高分子材料，例如可以使用丙烯酸鹽聚合物交聯物、乙烯醇-丙烯酸鹽共聚物的交聯物、無水馬來酸接枝聚乙烯醇交聯物、交聯異丁烯-無水馬來酸共聚物、羧甲基纖維素的堿鹽交聯物、聚丙烯酸部分中和物交聯體。對于吸水層51來說，其整體可以由吸水性高分子材料形成，也可作為混合有吸水性高分子材料和另外的非吸水性高分子材料的層而形成。吸水層51例如可以通過當將在溶劑中溶解有吸水性高分子材料的溶液涂敷在蓋體5上以后使其干燥而形成。如圖5所示，濃度測量裝置2具有第一和第二端子20a、20b、電壓施加部21、電流值測量部22、檢測部23、控制部24、運算部25以及顯示部26。對于第一和第二端子20a、20b來說，當相對濃度測量裝置2安裝有生物傳感器1時，其用于與生物傳感器1的作用極31和對極32的端部31b、32b接觸。電壓施加部21用于介由第一以及第二端子20a、20b向生物傳感器1的作用極31和對極32之間施加電壓。電壓施加部21與第一和第二端子20a、20b電氣連接。電壓施加部21例如作為具有干電池或者充電電池的直流電源的結構而構成。電流值測量部22用于在通過電壓施加部21向作用極31和對極32的端部31b、32b之間施加電壓時測量電流值。檢測部23在生物傳感器1被安裝在濃度測量裝置2上以后，根據由電流值測量部22測量的電流值來檢測是否向試藥部33(參照圖l圖3)供給了試料液。控制部24用于控制電壓施加部21選擇向作用極31以及對極32之間施加有電壓的狀態和沒有施加的狀態。運算部25用于根據在電流值測量部22測量到的電流值來計算血糖值。運算部25例如構成為可以根據測定電流的方法來計算血糖值。檢測部23、控制部24以及運算部25例如可以通過向一個CPU連接多個存儲器(例如ROM或RAM)而構成。顯示部26除了顯示運算部25的運算結果以外，還用于顯示例如作為錯誤的目標或者操作順序等，例如由液晶顯示裝置所構成。下面，對使用了生物傳感器1以及濃度測量裝置2的血糖值的測量順序加以說明。如圖5所示，首先將生物傳感器1安裝在濃度測量裝置2上。從而，生物傳感器1的作用極31以及對極32的端部31b、32b與濃度測量裝置2的第一以及第二端子20a、20b接觸。在該狀態下，可以介由第一以及第二端子20a、20b向作用極31以及對極32之間施加電壓。在實際測量中，從將生物傳感器1安裝在濃度測量裝置2的時刻開始向作用極31以及對極32之間施加衡定電壓。施加在作用極31和對極32之間的衡定電壓例如被設定在1001000mV的范圍內。在本實施方式中，向作用極31和對極32之間施加的衡定電壓要持續進行到測量用于計算血糖值的響應電流。接著，經由生物傳感器1的端部開口61供給血液。如圖4A和圖4B所示，血液BL通過毛細管現象從空腔6的端部開口61向著端部開口62而在內部流路60中行進。對于血液BL的導入來說，如圖4B所示，進行到血液BL到達端部開口62、且空腔6的內部流路60由血液BL所填充。在其過程中，由血液BL來溶解試藥部33(參照圖4A)，從而在內部流路60中構筑成液相反應體系。此時，在吸水層51中，血液BL中的血漿成分被吸水，從而吸水層51的厚度變大。因此，血球B1的移動受到吸水層51阻礙，作用極31的電子授受部31a的表面或者周圍的血球B1的濃度變高。在液相反應體系中，利用氧化還原酶來氧化血液BL中的葡萄糖并使電子傳送物質成為還原型。在電壓施加狀態下，作為還原型的電子傳送物質移動到作用極31的電子授受部31a的表面，向電子授受部31a供給電子從而恢復到氧化型的電子傳送物質。供給到電子授受部31a的電子量，經由第一以及第二端子20a、20b而在電流值測量部22作為響應電流而被測量。另一方面，在電流值測量部22中測量的響應電流值在檢測部23中加以監視，在響應電流值超過閾值的時刻，檢知部23檢測到血液被供給到試藥部33、以及試藥部33溶解。當在檢測部23檢測到已供給血液時，在檢測部23判斷從該檢測開始是否經過了一定時間。當在檢測部23判斷經過一定時間時，在電流值測量部22中測量響應電流值，基于該響應電流值在運算部25計算血糖值。血糖值的運算是當將響應電流值換算為電壓值之后、通過使該電壓值與預先作成的表示電壓值和血糖值之間關系的標準線進行對照來運算的。運算部25的運算結果例如顯示在顯示部26上。在本實施方式中，當血液BL已被供給到空腔6的內部流路60內時，在吸水層51中使血液BL的血漿成分吸水，從而作用極31的電子授受部31a的表面或者周圍的血球Bl濃度升高。因此，電子授受部31a的表面或者周圍大致成為與供給高血細胞比容值的血液BL相同的狀9態。此外，作為吸水性高分子材料例如若使用吸水能力為10500g/g的材料，則越是低血細胞比容值的血液BL，吸水層51越吸收更多的血漿。其結果，在吸水層51的周圍無論血細胞比容值的高低，都可以達成相同程度的高血細胞狀態。生物傳感器1還能夠消除在測定用具中分離血液中的血球時產生的不良情況。即，在分離血球的方法中，雖然有必要使血漿成分通過分離膜，但是測定時間變長，此外，相對于供給量來說可供反應使用的血液量變少。與其相對，在生物傳感器l中，因為血液BL在通過空腔6的內部流路60時沒有分離膜這類障礙，所以也不會如使用分離膜時那樣使測定時間變長。此外，在生物傳感器1中，因為供給到空腔6的內部流路60中的大部分血液BL能夠與試藥部33的氧化還原酶反應，所以即使是對于微量血液BL也可以合適地進行濃度測定。接著，參照圖6對本發明的第二實施方式的生物傳感器進行說明。在圖6所示的生物傳感器1A中，吸水層51A跨越空腔6的全長而形成。對于該吸水層51A來說，可以例如使用吸水性高分子材料形成吸水薄片，通過將該吸水薄片貼著在蓋體上而形成。吸水層51A還可以通過將吸水性高分子材料與粘接成分一起溶解于溶劑中的溶液涂敷在蓋體上并使其干燥而形成。因為跨越空腔6的全長而形成吸水層，所以蓋體5的全體具有吸水性，可以將蓋體5的全體作為吸水層而構成。例如可以將吸水性高分子材料和其它樹脂材料混合來作為成形材料、并使用該成形材料進行樹脂成形而形成這種吸水層(蓋體)。接著，參照圖7對本發明的第三實施方式的生物傳感器進行說明。在圖7所示的生物傳感器1B中，吸水層51B作為具備吸水性高分子顆粒的物質而構成。該吸水層51B的結構是使雙面帶51Ba的一面具有吸水性高分子顆粒51Bb，利用兩面帶的另一面的粘接性而粘貼在蓋體上。作為吸水性高分子優選使用重量平均粒子直徑為1001000nm的物質。接著，參照圖8A以及圖8B對本發明的第四實施方式的生物傳感器進行說明。在圖8A所示的生物傳感器1C中，吸水層51C形成于比作用極31的電子授受部31a更靠近血液流動方向的下游側的基板3上。但是，吸水層51C也可以形成于蓋體5上。如圖8B所示，在該生物傳感器1C中，如果血液BL導入到空腔6內，則吸水層51C膨脹，形成空腔6的吸水層51C部分的空間截面積變小。其結果，血球B1的移動由吸水層51C所阻礙，血球B1滯留在電子授受部31a附近，在電子授受部31a周圍的血球Bl的濃度變高。為了這樣有效發揮作用，吸水層51C最好是在血液充滿空腔6時、以吸水層51C和空腔上面的距離L為015Mm的方式而形成。此外，為了進一步可靠地提高電子授受部31a周圍的血球Bl的濃度，優選為較大地設計吸水層51C的血液BL的流動方向的尺寸Wl。這時的尺寸Wl優選設定為從空腔6的入口端68到電子授受部31a的下游側端31a，的距離W2的1/41/2程度。與圖8A以及圖8B所示的吸水層51C相同的功能也可以通過設計非(難)水溶性的障礙部來實現。即，并不是通過吸收血漿成分而膨脹使血球滯留，而是通過形成障礙部而在供給血液以前預先使空腔6的電子授受部31a的下游側的截面尺寸變小。對于該障礙部來說，優選障礙部和基板(或蓋體)的距離(相當于圖8B的L)為515^m而形成。障礙部也可以形成于基板以及蓋體的任何一個上。接著，參照圖9、10A以及圖10B對本發明的第五實施方式的生物傳感器進行說明。在圖9所示的生物傳感器1D中，吸水層51D作為具有與作用極31的電子授受部31a鄰接的部分的吸水層而形成。如圖10A所示，吸水層51D相對于電子授受部31a(參照圖9)可以配置在上游側以及下游側兩個地方。如圖10B所示，也可以形成矩形框狀。在圖10A所示的方式中，可以省略兩個吸水層51D中的一個吸水層51D。以上，雖然基于實例對測定血液中的葡萄糖濃度的情況進行了說明，但是本發明也可以適用于測定血液中的其它成分，例如膽固醇、乳酸、膽紅素等，而且也可以適用于除血液以外的試料液。實施例以下，對本發明的生物傳感器在響應電流值的測定中降低了血液中所含有的血球的影響進行證實。(第一實施例)(葡萄糖傳感器的制成)在本實施例中，形成了與圖1至圖4所示的傳感器相同結構的生物傳感器。在該生物傳感器中，空腔6的內部流路60的長度尺寸L、寬度尺寸W以及高度尺寸H分別為3mm、lmm以及40|am(參照圖1以及圖3)。作用極31以及對極32通過使用碳墨(日本Acheson(7千乂乂)制"Electrodag423SS")的絲網印刷而形成。試藥部33是由導電層以及酶含有層構成的雙層結構。電子傳送層通過將含有導電物質的第一材料液0.4nL涂敷在基板3上以后、再進行送風干燥(30°C、10%Rh)第一材料液而形成。酶含有層通過在將含有氧化還原酶的第二材料液0.3pL涂敷在電子傳送層上以后、再進行送風干燥(30°C、10%Rh)第二材料液而形成。對于第一材料液來說，其是通過放置一至三天以號碼順序混合下述表1的用①④表示的液體成分的混合液以后，將電子傳送物質添加到該混合液中而調制成的。第二材料液是通過使氧化還原酶溶解在0.1%CHAPS中而調制成的。電子傳送物質使用[Ru(nh3)6]Cl3(同仁化學研究所制"LM722")，作為氧化還原酶使用PGGGDH(葡萄糖脫氫活性為800U/mg)。表l:第一材料液的組成(除導電物質以外)<table>tableseeoriginaldocumentpage12</column></row><table>在表1等中，SWN是產品"少一iry卜夕^f卜SWN"的簡略標號，CHAPS是3-[(3-cholamidopropyl)dimethylammonio]propanesulfonicacid(3-[(3-膽氨基丙基)二甲氨]丙磺酸)的簡略標號，ACES是N一(2-acetamido)-2-aminoethanesulfonicacid(N-(2匿乙酷氣基)-2-氛基乙磺酸)簡略標號。作為SWN使用〕一7°亇S力少(CoopChemical)(株)制"3150"，作為CHAPS使用同仁化學研究所制"KC062"，作為ACES使用同仁化學研究所制"ED067"。另夕卜，ACES溶液以pH為7.5的方式調制。吸水層51通過將含有吸水性高分子的涂敷材料O.l)iiL涂敷在蓋體5的目標部位上后、再進行送風干燥(30°C、10%Rh)涂敷材料并以膜厚為2pm的方式而形成。作為涂敷材料使用相對于甲醇100重量份溶解吸水性高分子(住友精化(株)制"7夕了〕一夕(AQUACALK)")7重量份的涂敷材料。(響應電流的測定)對于響應電流來說，是使用上述構成的生物傳感器，對葡萄糖濃度為447mg/dL且血細胞比容值(以下稱為"Hct")不同的三種血液(Hct20%、Hct42%、Hct69%)作為經時過程(timecourse)而測定的。各Hct的血液各測定五次響應電流。此時，相對于生物傳感器1的內部流路60的血液供給量為0.5pL，向作用極31和對極32之間的施加電壓為500mV。其結果如圖11所示。另一方面，基于供給血液五秒后的響應電流值來研究Hct的影響。其結果如圖13所示。在圖13中，橫軸為Hct(%)、縱軸為Hct42。/。時的偏離響應電流值的量(Bias(%))。在圖13中，Bias(%)表示五次測定的平均值。第一比較例在本比較例中，第一實施例的生物傳感器是使用省略吸水層的方式的生物傳感器，與第一實施例一樣，關于Hct不同的三種類的血液，測定響應電流值的經時過程。關于各Hct的血液，各測定五次響應電流值。其結果如圖12所示。另一方面，基于從開始供給血液五秒后的響應電流值，與實施例一樣研究Hct的影響。其結果如圖14所示。實驗結果的考察參照圖11以及圖12可知在測定Hct不同血液的情況下，第一實施例的生物傳感器與第一比較例的生物傳感器相比，有響應電流值更快收束的傾向。具體地說，第一，例如只注意響應電流值的五秒值就可知第一實施例的生物傳感器與第一比較例的生物傳感器相比，Hct20。/。的情況與Hct69。/。的情況的響應電流值的差變小；第二，在第一實施例的生物傳感器中，在八秒左右，各樣品的響應電流值均一化。與其相對，在第一比較例的生物傳感器中，各樣品響應電流值的均一化則需要十五秒左右。其結果意味著第一實施例的生物傳感器與第一比較例的生物傳感器相比，在短的測定時間內可以適當地進行濃度測定。此外，因為當第一實施例以及第一比較例的生物傳感器的空腔6的內部流路60的容積為0.5|aL時的容積小，所以可以說第一實施例的生物傳感器可以精度良好地測定微量血液。另外，第一實施例的生物傳感器與第一比較例的生物傳感器相比，再現性低，這認為是因為由于在形成吸水層51時通過手操作來進行涂敷材料的涂敷，因此在吸水層51上形成狀態有偏差。從而認為只要形成均質的吸水層51就可改善再現性。由圖13以及圖14可知在Hct為2069%的范圍內，關于從開始供給血液五秒后的響應電流值，相對于在第一實施例的生物傳感器中Bias為+5%左右，在第一比較例的生物傳感器中Bias為±20%左右。即，第一實施例的生物傳感器與第一比較例的生物傳感器相比，Hct對響應電流值的影響變小。由該結果可知只要如第一實施例的生物傳感器那樣設計吸水層51，就降低了血液的Hct的影響。如以上說明的那樣，使用本發明的測定用具，抑制了試料液中的固體成分的影響，在縮短測定時間的同時也維持了測定時間，通過少的試料液可以精度良好地測定濃度。1權利要求1.一種測量用具，其包括使含有固體成分和成為測量對象的特定成分的試料液移動并用于提供液相反應場的流路、以及用于向所述液相反應場施加電壓的第一和第二電極，其中，所述第一電極具有在介由所述第一和第二電極向所述液相反應場施加電壓時、用于向所述液相反應場供給電子或者從所述液相反應場接受電子的電子授受界面，所述測量用具特征在于具有濃縮機構，用于提高所述液相反應場中的與所述電子授受界面接觸的部分的固體成分的濃度，所述濃縮機構被設置在比所述電子授受界面更靠近所述流路的所述試料液移動方向的下游側、并且由用于阻擋所述固體成分移動的難吸水性的障礙部所構成。2.如權利要求l所述的測量用具，其特征在于所述障礙部以形成所述流路的所述障礙部的部分的所述流路的厚度尺寸為515um的方式而形成。3.如權利要求1所述的測量用具，其特征在于所述試料液是含有血球的血液。全文摘要本發明涉及一種測量用具，其包括使含有固體成分和成為測量對象的特定成分的試料液移動并用于提供液相反應場的流路、以及用于向所述液相反應場施加電壓的第一和第二電極，其中，所述第一電極具有在介由所述第一和第二電極向所述液相反應場施加電壓時、用于向所述液相反應場供給電子或者從所述液相反應場接受電子的電子授受界面，所述測量用具特征在于具有濃縮機構，用于提高所述液相反應場中的與所述電子授受界面接觸的部分的固體成分的濃度，所述濃縮機構被設置在比所述電子授受界面更靠近所述流路的所述試料液移動方向的下游側、并且由用于阻擋所述固體成分移動的難吸水性的障礙部所構成。文檔編號C12Q1/00GK101561410SQ20091013630公開日2009年10月21日申請日期2003年10月30日優先權日2002年11月1日發明者山岡秀亮,勝木幸治申請人:愛科來株式會社