CN101809437A - 控制液的判别方法及分析装置 - Google Patents

控制液的判别方法及分析装置 Download PDF

Info

Publication number
CN101809437A
CN101809437A CN200880009013A CN200880009013A CN101809437A CN 101809437 A CN101809437 A CN 101809437A CN 200880009013 A CN200880009013 A CN 200880009013A CN 200880009013 A CN200880009013 A CN 200880009013A CN 101809437 A CN101809437 A CN 101809437A
Authority
CN
China
Prior art keywords
value
control liquid
electrode
rate
change
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
CN200880009013A
Other languages
English (en)
Inventor
松田洋和
佐藤义治
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Arkray Inc
Original Assignee
Arkray Inc
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Arkray Inc filed Critical Arkray Inc
Publication of CN101809437A publication Critical patent/CN101809437A/zh
Pending legal-status Critical Current

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28—Electrolytic cell components
    • G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • G01N27/327—Biochemical electrodes, e.g. electrical or mechanical details for in vitro measurements
    • G01N27/3271—Amperometric enzyme electrodes for analytes in body fluids, e.g. glucose in blood
    • G01N27/3274—Corrective measures, e.g. error detection, compensation for temperature or hematocrit, calibration
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/416—Systems
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
    • G01N33/18—Water

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Electrochemistry (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Medicinal Chemistry (AREA)
  • Food Science & Technology (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)
  • Treatment Of Liquids With Adsorbents In General (AREA)
  • Automatic Analysis And Handling Materials Therefor (AREA)
  • Investigating Or Analyzing Materials By The Use Of Electric Means (AREA)

Abstract

本发明涉及在采用具有工作电极和对电极的分析用具分析样品中的特定成分的分析系统中判别样品和控制液的方法。该判别方法包含：对工作电极和对电极之间施加电压的第1步骤；利用工作电极和对电极每隔固定时间测定响应电流的第2步骤；计算相对响应电流峰值或最终值的相对值的第3步骤；计算相对值的变化率的第4步骤；和基于变化率判别样品和控制液的第5步骤。

Description

控制液的判别方法及分析装置
技术领域
本发明涉及在分析样品中的特定成分的分析系统中判别样品和控制液的方法。
背景技术
获知血液中葡萄糖浓度等身体信息，对于各种疾病的发现/治疗来说很重要。作为获得血液中生物体信息的方法，采用生物传感器等的分析用具。该方法中，向设于分析用具中的反应试药层提供血液样品，并使试药和血液样品进行反应，根据此时的反应生成物，利用电化学方法或光学方法在浓度测定装置中检测对应血液样品中特定成分的浓度的信息。
在该浓度测定装置中，为确保测定结果的可靠性，在长时间不使用装置情况下，有必要每隔固定期间检查装置是否能够正常运行。通常，通过用户操作浓度测定装置，在手动选择控制液测定模式的同时，将分析用具安装于装置中，然后将控制液提供给分析用具，从而进行浓度测定装置的检查。
在该方法中，作为用户，不但需要进行装置的工作检查的操作，而且还需要在装置检查结束之后，实施返回普通测定模式的操作，这样，就增加了负担。另外，在进行从普通测定模式变更到控制液测定模式的模式变更之前，需要进行装置的检查，反之，在进行从控制测定模式变更到普通测定模式的模式变更之前，需要进行样品的测定。因此，就产生了这样的问题，即，得不到正确检查结果或测定结果之前，还需要进行再检查及再测定等。
为解决该问题，提出了在浓度测定装置中自动识别控制液、进行装置的检查(例如参照专利文献1-3)。
在专利文献1记载的方法中，注意到全血和控制液之间反应试药层溶解性是不同的，基于全血和控制液之间测定电流值的不同，从而来区分全血和控制液。
和专利文献1一样，专利文献2中也公开了一种在利用电化学方法的测定系统中，基于测定电流值的不同，来判别全血和控制液的方法。
在专利文献3记载的方法中，在利用了电化学方法的测定系统中，对于电极式生物传感器，除了设置工作电极和对电极之外，还设置检测电极，这样，从检测电极得到的氧化电流中自动判别控制液。注意，前面的文献的方法中通过控制液与生物传感器的试药反应层反应得到的氧化电流的举动和在样品与反应试药层反应时得到的氧化电流的举动是不同的，基于经过特定时间后的氧化电流值或氧化电流值的随时间变化，自动区分样品和控制液。
但是，专利文献1到3的方法均是由响应电流的随时间变化来判别控制液和样品。因此，对于多种浓度的控制液及多种浓度的样品而言区分起来很困难。具体地，在测定血液样品中葡萄糖时，由于响应电流受到血液中血球比率(hematocrit)值的影响，所以很难区分各种浓度及血球比率的血液样品与控制液。
专利文献1：特开JP2003-114214号公报
专利文献2：特开JP2005-531760号公报
专利文献3：特开JP2001-208718号公报
发明内容
本发明的课题在于，能够自动判别控制液，能够减轻测定者的负担，且能够抑制误测定的产生，并且能够正确判别控制液。
本发明的第1方面，提供一种控制液判别方法，是在利用具有工作电极和对电极的分析用具对样品中的特定成分进行分析的系统中判别样品和控制液的方法，其特征在于，包含：对所述工作电极和所述对电极之间施加电压的第1步骤；利用所述工作电极和所述对电极，每隔固定时间测定响应电流的第2步骤；计算所述响应电流的相对峰值或最终值的相对值的第3步骤；计算所述相对值的变化率的第4步骤；和基于所述变化率，判别样品和控制液的第5步骤。
在第5步骤中，例如在多个特定时间中的变化率的合计为固定值以上时，判断为样品，在所述合计小于所述固定值时，判断为控制液。
在第5步骤中，在第1特定时间中的变化率与多个第2特定时间的变化率的差值的合计为固定值以上时，判断为样品，在所述差值比所述固定值小时，判断为控制液。
第5步骤中，还可以是，在多个特定时间的变化率的平均值为固定值以上时，判断为控制液，在所述平均值比所述固定值小时，判断为样品。此时，优选控制液中包含甘露糖。
第1步骤例如在工作电极和对电极之间持续施加固定电压。此时，在第3步骤中，例如将第2步骤中得到的响应电流的最大值作为峰值进行计算，或者采用第2步骤中得到的响应电流的最终值进行计算。
第1步骤还可以在工作电极和对电极之间施加固定时间的固定电压之后中止固定时间的电压的施加，然后在工作电极和对电极之间施加固定电压。此时，在第3步骤中，例如采用从第2步骤中得到的响应电流的多个峰值中选择的峰值进行计算，或者采用第2步骤中得到的响应电流的最终值进行计算。
作为样品例如采用全血，特定成分为葡萄糖。
本发明的第2方面，提供一种分析装置，利用具有工作电极和对电极的分析用具对样品中的特定成分进行分析，其特征在于，具备：电压施加单元，对所述工作电极和所述对电极之间施加电压；电流测定单元，每隔固定时间对在所述工作电极和所述对电极之间施加了电压时的响应电流进行测定；计算单元，计算所述响应电流的相对峰值或最终值的相对值，并且计算所述相对值的变化率；和控制单元，基于所述计算单元计算出的所述变化率，判别样品和控制液。
所述控制单元构成为，例如在多个特定时间中的变化率的合计为固定值以上时，判断为样品，在所述合计比所述固定值小时，判断为控制液。
所述控制单元构成为，第1特定时间中的变化率与多个第2特定时间的变化率之差值的合计为固定值以上时，判断为样品，在所述差值比所述固定值小时，判断为控制液。
所述控制单元还可以构成为，在多个特定时间的变化率的平均值为固定值以上时，判断为控制液，在所述平均值比所述固定值小时，判断为样品。
所述控制单元还可以控制所述电压施加单元，例如使得在所述工作电极和所述对电极之间持续施加固定电压。此时的所述计算单元优选构成为，将所述电流测定单元测定的响应电流的最大值作为峰值来计算所述变化率。所述计算单元还可以构成为，采用所述电流测定单元测定的响应电流的最终值来计算所述变化率。
所述控制单元还可以控制所述电压施加单元，使得在所述工作电极和所述对电极之间施加了固定时间的固定电压之后中止固定时间的电压的施加，然后在所述工作电极和所述对电极之间施加固定电压。此时，所述计算单元优选构成为，采用从所述电流测定单元测定的响应电流的多个峰值中选择的峰值计算所述变化率。所述计算单元还构成为，采用所述电流测定单元测定的响应电流的最终值来计算所述变化率。
本发明的分析装置例如构成为，对作为所述样品的全血中的作为所述特定成分的葡萄糖进行分析。
本发明中，在采用分析用具对样品进行分析的分析装置等分析系统中，可自动判别全血等样品和控制液。因此，在测定控制液时，用户无需进行测定控制液的模式选择，减轻了用户的负担。另外，因为能够自动判别控制液，所以无需在从普通测定模式变更到控制液测定模式的模式变更之前进行分析装置的检查，反之，在从控制液测定模式变更到普通测定模式的模式变更之前也无需进行样品的测定。因此，能够得到正确的检查结果或测定结果而无需再检查及再测定。
另外，在本发明的控制液的判别方法中，基于峰值或最终值的相对值的变化率来区分样品和控制液。通过将峰值或最终值作为基准计算相对值，能够更容易区分样品的响应电流和控制液的响应电流的差值，并且通过计算所述相对值的变化率，能够更适合区分样品的响应电流和控制液的响应电流。
具体地，考虑到样品和控制液的变化率的差值位于比较大的时间范围内，在该时间范围中，通过进行固定的计算，对该计算值与阈值进行比较，从而能够根据响应电流适合地区分样品和控制液。
附图说明
图1为表示本发明判别方法适用对象的分析系统的一个例子的整体透视图。
图2为表示图1所示分析系统中使用的生物传感器的一个例子的透视图。
图3为沿着图2的III-III线的截面图。
图4为图2所示的生物传感器的分解透视图。
图5为沿着图1的V-V线的截面图。
图6为图1所示的分析系统的框图。
图7为用于说明本发明控制液的判别方法的流程图。
图8中图8A、图8B及图8C为表示电压施加图案实例的图。
图9为表示实施例1中的电压施加图案的图。
图10为表示实施例1中的控制液的响应电流的测定结果的图。
图11中图11A、图11B及图11C为表示实施例1中全血的响应电流的测定结果的图。
图12中图12A为表示实施例1中采用峰值计算控制液的变化率的计算结果的图，图12B为表示实施例1中采用峰值计算全血的变化率的计算结果的图。
图13中图13A为表示实施例1中采用最终值计算控制液的变化率的计算结果的图，图13B为表示实施例1中采用最终值计算全血的变化率的计算结果的图。
图14为表示实施例2中的电压施加图案的图。
图15为表示实施例2中的控制液的响应电流的测定结果的图。
图16中图16A、图16B及图16C为表示实施例2中全血的响应电流的测定结果的图。
图17中图17A为表示实施例2中采用峰值计算控制液的变化率的计算结果的图，图17B为表示实施例2中采用峰值计算全血的变化率的计算结果的图。
图18中图18A为表示实施例2中采用最终值计算控制液的变化率的计算结果的图，图18B为表示实施例2中采用最终值计算全血的变化率的计算结果的图。
图19为表示实施例3中的电压施加图案的图。
图20为表示实施例3中的控制液的响应电流的测定结果的图。
图21中图21A、图21B及图21C为表示实施例3中全血的响应电流的测定结果的图。
图22中图22A为表示实施例3中采用最终值计算控制液的变化率的计算结果的图，图22B为表示实施例2中采用最终值计算全血的变化率的计算结果的图。
图23中图23A、图23B及图23C为表示实施例4的变化率的计算结果的图。
图中：
1分析装置
11电源(电压施加单元)
12电流测定部(电流测定单元)
13计算部(计算单元)
14控制部(控制单元)
2生物传感器(分析用具)
24工作电极
25对电极
具体实施方式
下面参照附图对本发明进行具体的说明。
图1所示的分析装置1构成为，采用生物传感器2，对样品中的特定成分的浓度进行测定。
生物传感器2采用一次性结构，整体上呈平板状。如图2到图4所示，生物传感器2通过隔板21，相对大致呈长矩形的基板20与罩22接合。在生物传感器2中，通过各要件20～22限定在基板20的长轴方向延伸的毛细管23。
隔板21用于限定从基板20的上面20A到罩22的下面22A的距离，即毛细管23的高度尺寸，例如构成为双面窄带状。在该隔板21上设置用于限定毛细管23宽度尺寸的狭缝21A。
罩22具有用于将毛细管23内部的气体排出外部的排气口22B。该罩22可以采用例如维尼纶(vinylon)或高结晶PVA等的润湿性高的热可塑性树脂形成。
基板20采用绝缘树脂材料形成比罩22大的形状，在其上面20A形成工作电极24、对电极25及试药层26。
工作电极24和对电极25用于对导入毛细管23内的血液施加电压，端部24A，25A并未被罩22覆盖而是露出来。该端部24A、25A为在将生物传感器2装入分析装置1时，与连接部3的端子31、32(参照图5)接触的部分。工作电极24和对电极25的端部24B、25B延伸于基板20的短轴方向，其部分位于毛细管23内部。试药层26一并覆盖工作电极24和对电极25的端部24B、25B，并配置于毛细管23的内部。该试药层26例如含电子传导物质(Ru(NH3)6)Cl3或K3Fe(CN)6]等的络合物)及氧化还原酶(葡萄糖氧化酶(GOD)及葡萄糖脱氢酶(GDH))，形成相对血液容易溶解的固体状。
毛细管23利用毛细管现象使液体(样品或控制液)向排气口22B移动，并用于保持所导入的液体。在将液体导入毛细管23内部时，试药层26溶解，在毛细管23内部构筑含电子传导物质、氧化还原酶及液体的液相反应系列。
其中，作为样品，采用血液、尿或唾液等生化学的样品，作为样品中的分析对象的特定成分，例如可以是葡萄糖、胆固醇或乳酸等。
作为控制液，可以使用含葡萄糖等特定成分及缓冲液且特定成分浓度已知的液体。缓冲液最好在目标PH范围内具有缓冲能，例如可使用苯甲酸盐(benzoate)、3或2-吗啉乙基磺酸(morpholino ethane sulfonicacid)(MES)。作为控制液，最好使用添加了甘露糖(mannose)的液体。控制液中的甘露糖的浓度可以为5M以下。在控制液中还可以进一步添加增粘剂、防腐剂、或色素等。作为增粘剂，可以采用公知的各种试剂，例如聚乙烯醇(PVA)或埃可胶(黄原胶：xanthan gum)等。作为防腐剂，可采用公知的各种试剂，例如异噻唑啉酮(isothiazolone)。作为色素，只要能够着色控制液即可，例如可采用食用红色40号、食用红色106号、食用蓝色1号等食用色素。
如图5所示，分析装置1具有连接部3和废弃机构4.
连接部3为安装生物传感器2的部分，具有将多个端子31、32固定于端子台30上的结构。
多个端子31、32在将生物传感器2安装在连接部3上时，与生物传感器2的工作电极24和对电极25(参照图2到图4)相接触，用于在该电极24、25上施加电压时测定此时的电流值(电阻值)。各端子31、32末端部构成板簧结构，在连接部3中安装入生物传感器2时，起到在连接部3上正确保持生物传感器2的作用。
废弃机构4是用于将使用完的生物传感器2从分析装置1中废弃的机构。该废弃机构4具有由卷簧40赋予其势能的操作杆41.
操作杆41为用于使生物传感器2挤出的挤压体42移动而操作的部分，在其部分露出于框体10的状态下，相对框体10可于D1、D2方向往复移动。
如图6所示，分析装置1进一步包括电源11、电流测定部12、计算部13和控制部14.
电源11用于在生物传感器2的工作电极24和对电极25之间施加电压，例如为直流电源。
电流测定部12用于测定在工作电极24和对电极25之间施加电压时工作电极24和样品中特定成分之间的电子收发量。
计算部13基于电流测定部12的测定结果，计算样品中特定成分的浓度，或为判别在生物传感器2中工作的液体是否为样品还是控制液而进行必要的计算。
控制部14进行电源11的开关控制、电流测定部12中的测定时间的控制、和始于计算部13的操作的各种操作的控制。
下面就分析装置1的操作的一个例子进行说明。
如图7流程图所示，在分析装置1中，在安装有生物传感器2时，首先判断生物传感器2的毛细管23中是否提供了液体(S1)。该判断通过检测生物传感器2中的工作电极24和对电极25之间是否液接(liquid junction)而进行的。即，在液体被提供到生物传感器2中的时候，通过生物传感器2的毛细管23中产生的毛细管力，毛细管23中充满液体。因此，由于工作电极24和对电极25之间通过电源11施加电压而在工作电极24和对电极25之间流过电流，所以能够检测工作电极24和对电极25之间是否液接。
控制部14在判断液体被提供到生物传感器2中时(S1：YES)，判断提供到生物传感器2中的液体为样品和控制液的某一个(S2～S6)。
首先，在通过电源11对工作电极24和对电极25施加电压的状态下，通过电流测定部12每隔固定时间测定工作电极24和对电极25之间的响应电流(S2)。测定响应电流的时间间隔例如从0.01秒～1秒的范围中选取。
另一方面，工作电极24和对电极25之间的施加的电压例如可以为0.1～1.0V。工作电极24和对电极25之间的电压施加图案，在确认到工作电极24和对电极25之间的液接时刻为0秒，例如可以选取图8A到图8C的图案。图8A所示电压施加图案从液接确认时刻开始，施加固定时间T1的固定电压V1之后，中止固定时间(T2-T1)的间电压，然后再施加比最初电压小的固定电压V2。图8B所示的电压施加图案从液接确认时刻开始，施加固定时间T1的固定电压V之后，中止固定时间(T2-T1)的间电压，然后再施加和最初电压相等的固定电压V。图8C所示的电压施加图案从液接确认时刻开始，持续施加固定电压V。
然后，计算部13在确定响应电流的峰值或最终值的同时(S3)计算相对峰值或最终值的相对值(S4)。其中，对于图8A和图8B所示的电压施加图案，尽管到达时间T1，时间T2以后的各时间段均出现峰值，但是，在S3中，只要能够区分样品和控制液，可以采用任何一个峰值。另外，最终值指的是预定响应电流测定时间中的最终的响应电流值。
计算部13进一步计算先前计算的相对值的变化率(S5)，基于该变化率，控制部14判别样品和控制液(S6)。
控制部14在多个特定时间中的变化率之和为预定阈值以上时，判断提供毛细管24中的液体为样品，在变化率比阈值小时，判断为控制液。这里，变化率之和及阈值可以由样品的种类、要分析的特定成分的种类、控制液的组成及电压施加图案等决定。例如从液接时刻开始持续施加固定电压分析血液中的葡萄糖的场合，控制部14在从液接时刻开始3.8秒、4.0秒、和4.2秒后的变化率之和为“-3”以上时，判断液体为样品，变化率之和比“-3”小时，判断液体为控制液。
控制部14还可以构成为，在第1特定时间中的变化率和多个第2特定时间中的变化率之差值的和在固定值以上时判断为样品，在差值的和小于固定值时判断为控制液。例如，从液接时刻开始持续施加固定电压分析血液中的葡萄糖的场合，控制部14在从液接时刻开始3.0秒后和2.2秒后的差值、3.0秒后和2.4秒后的差值、3.0秒后和2.6秒后的差值、以及3.0秒后和2.8秒后的差值之和为“0.2”以上时判断液体为样品，差值之和小于“0.2”时判断液体为控制液。
控制部14还可以构成为，在多个特定时间的变化率的平均值为固定值以上时判断为控制液，平均值比固定值小时判断为样品。例如，从液接时刻开始持续施加固定电压分析血液中的葡萄糖时，作为控制液采用含甘露糖的液体的场合，控制部14在从液接时刻开始1.0秒～2.0秒之间的变化率的平均值为“-0.0175”以上时判断为控制液，变化率小于“-0.0175”时液体判断为样品。
控制部14在液体判断为样品的场合(S6：是)，进行样品中的特定成分的分析(S7)，在判断液体为控制液的场合(S6：否)，采用控制液检查分析装置1的状态(S8)。该检查和普通样品分析相同地进行，例如在分析控制液时的特定成分在规定范围内时，判定为分析装置1正常工作，特定成分浓度不在规定范围内时，判断分析装置1发生异常。
在分析装置1中，全血等样品和控制液可以自动判别。因此，在测定控制液时，无需用户为测定控制液而进行模式选择，减轻了用户的负担。另外，因为能够自动判别控制液，所以无需在从普通测定模式变更到控制液测定模式的模式变更之前进行分析装置1的检查，反之，在从控制液测定模式变更到普通测定模式的模式变更之前也无需进行样品的测定。因此，能够得到正确的检查结果或测定结果而无需再检查及再测定。
本发明不限于前述说明的实施方式之中，分析装置1及生物传感器2的结构也不限于图示的内容之中。
实施例1
在本实施例中，对于现有的血糖值测定装置和采用生物传感器的血糖值测定系统中，是否能够基于响应电流的变化率判别血液样品和控制液的情况进行探讨。
作为血糖值测定装置，采用“GT-1810”(ア-クレイ株式会社制)，作为生物传感器，采用”G传感器”(ア-クレイ株式会社制)。
作为血液样品，使用血球比率值(Hct)和葡萄糖浓度不同的9种全血。Hct设定为20％、42％和60％，葡萄糖浓度设定为60mg/dL，120mg/dL，320mg/dL。血液样品各取3样，共27种样品。作为控制液，采用下表1所示的组成。
【表1】
响应电流通过在生物传感器的工作电极和对电极之间按照图9所示的图案施加电压而进行测定。响应电流的测定结果分别在图10中表示控制液，在图11A到图11C则表示的是全血的图。
通过比较图10和图11A到图11C可见，从响应电流这一项，对于各种各样的Hct和葡萄糖浓度的全血，区分低浓度、中浓度及高浓度的所有的控制液是很困难的。
然后，计算相对响应电流的峰值的相对值，并且计算相对值的变化率。在图12A和图12B中表示了变化率的计算结果。
通过比较图12A和图12B可见，相对响应电流的峰值的相对值的变化率对于控制液和全血是不同的。具体的，在响应时间为0.5秒到1.0秒范围内，控制液和全血之间的变化率的区别不大。因此，计算变化率的0.5秒值、0.6秒值、0.7秒值、0.8秒值、0.9秒值、及1.0秒值之和，基于该合计值，比较控制液和全血，如设定阈值为“-0.1”，则能够100％正确率判别出控制液和全血。
然后，计算相对响应电流的最终值(测定时间为15秒时的响应电流值)的相对值，并且计算相对值的变化率。在图13A和图13B中表示了变化率的计算结果。
通过比较图13A和图13B可见，相对响应电流的最终值的相对值的变化率对于控制液和全血是不同的。具体的，在响应时间为0.5秒到1.0秒范围内，控制液和全血之间的变化率的区别不大。因此，计算变化率的0.5秒值、0.6秒值、0.7秒值、0.8秒值、0.9秒值、及1.0秒值之和，基于该合计值，比较控制液和全血，如设定阈值为“-0.5”，则能够100％正确率判别出控制液和全血。
实施例2
在本实施例中，和实施例1一样，对于现有的血糖值测定装置和采用生物传感器的血糖值测定系统中，是否能够基于响应电流的变化率判别血液样品和控制液的情况进行探讨。
作为血糖值测定装置，采用“GT1641/61”(ア-クレイ株式会社制)，作为生物传感器，采用”戴尔传感器”(ア-クレイ株式会社制)。
作为血液样品，使用和实施例1一样的全血样品(9个种类共27种样品)。作为控制液，采用下表2所示的组成。
【表2】
Figure G2008800090138D00131
响应电流通过在生物传感器的工作电极和对电极之间按照图14所示的图案施加电压而进行测定。响应电流的测定结果分别在图15中表示控制液，在图16A到图16C则表示的是全血的图。
通过比较图15和图16A到图16C可见，从响应电流这一项，对于各种各样的Hct和葡萄糖浓度的全血，区分低浓度、中浓度及高浓度的所有的控制液是很困难的。
然后，计算相对响应电流的峰值的相对值，并且计算相对值的变化率。作为峰值，采用再施加电压时响应电流的峰值。在图17A和图17B中表示了变化率的计算结果。
通过比较图17A和图17B可见，相对响应电流的峰值的相对值的变化率对于控制液和全血是不同的。具体的，在响应时间为0.5秒到1.0秒范围内，控制液和全血之间的变化率的区别不大。因此，计算变化率的1秒值和0.5秒值的差值、1秒值和0.6秒值的差值、1秒值和0.7秒值的差值、1秒值和0.8秒值的差值、1秒值和0.9秒值的差值之和，基于该合计值，比较控制液和全血，如设定阈值为“-0.1”，则能够100％正确率判别出控制液和全血。
然后，计算相对响应电流的最终值(测定时间为15秒时的响应电流值)的相对值，并且计算相对值的变化率。在图18A和图18B中表示了变化率的计算结果。
通过比较图18A和图18B可见，相对响应电流的最终值的相对值的变化率对于控制液和全血是不同的。具体的，在响应时间为0.5秒到1.0秒范围内，控制液和全血之间的变化率的区别不大。因此，计算变化率的1秒值和0.5秒值的差值、1秒值和0.6秒值的差值、1秒值和0.7秒值的差值、1秒值和0.8秒值的差值、1秒值和0.9秒值的差值之和，基于该合计值，比较控制液和全血，如设定阈值为“-0.24”，则能够100％正确率判别出控制液和全血。
实施例3
在本实施例中，和实施例1一样，对于现有的血糖值测定装置和采用生物传感器的血糖值测定系统中，是否能够基于响应电流的变化率判别血液样品和控制液的情况进行探讨。
作为血糖值测定装置，采用“GT1910”(ア-クレイ株式会社制)，作为生物传感器，采用”Glucocard X-传感器”(ア-クレイ株式会社制)。
作为血液样品，使用和实施例1一样的全血样品(9个种类共27种样品)。作为控制液，采用下表3所示的组成。
【表3】
Figure G2008800090138D00141
响应电流通过在生物传感器的工作电极和对电极之间按照图19所示的图案施加电压而进行测定。响应电流的测定结果分别在图20中表示控制液，在图21A到图21C则表示的是全血的图。
通过比较图20和图21可见，从响应电流这一项，对于各种各样的Hct和葡萄糖浓度的全血，区分低浓度、中浓度及高浓度的所有的控制液是很困难的。
然后，计算相对响应电流的最终值(测定时间为5秒时的响应电流值)的相对值，并且计算相对值的变化率。在图22A和图22B中表示了变化率的计算结果。
通过比较图22A和图22B可见，相对响应电流的最终值的变化率对于控制液和全血是不同的。具体的，在响应时间为3.4秒到5.0秒范围内，控制液和全血之间的变化率的区别不大。因此，计算变化率的3.4秒值、3.6秒值、3.8秒值、4.0秒值、4.2秒值、4.4秒值、4.6秒值、4.8秒值、5.0秒值之和，基于该合计值，比较控制液和全血，如设定阈值为“-0.18”，则能够100％正确率判别出控制液和全血。
实施例4
在本实施例中，对添加到控制液中的添加物的种类基于响应电流的变化率判别控制液和样品的影响进行探讨。
作为控制液，以所述表3作为基本组成(无添加)，作为添加到该基本组成的添加物，使用加入了甘露糖、木糖(xylose)或半乳糖(galactose)的添加物。添加物的添加量为4.0M。作为样品，采用和实施例1一样的物质(9种类27种样品)。
作为血糖值测定装置，采用“GT1910”(ア-クレイ株式会社制)，作为生物传感器，采用”Glucocard X-传感器”(ア-クレイ株式会社制)对响应电流进行测定。生物传感器工作电极和对电极之间的电压施加图案如图19所示。
另一方面，基于所测定的响应电流值，计算相对响应电流的峰值(最大值)的相对值的变化率。针对相对值的变化率，作为图23A中表示从1.4秒到2.4秒的平均值、图23B中表示从1.0秒到2.0秒的平均值、图23C中表示从1.8秒到2.2秒的平均值。
由图23A到图23C可见，在固定时间范围中的变化率的平均值中，作为添加物采用甘露糖时和全血的差别要显著一些。因此，在控制液中适当的加入甘露糖等，通过计算固定时间范围中的变化率的平均值，可以判别控制液和全血。
由此可见，基于相对响应电流的峰值的相对值的变化率，还组合各种血糖值测定装置和生物传感器，利用控制液和全血之间变化率差别大的部分适当设定计算式和阈值，能够正确判别全血和控制液。另外，通过在控制液中添加甘露糖这样的添加物，从而能够更正确判别控制液和全血。

Claims (19)

1.一种控制液判别方法，是在利用具有工作电极和对电极的分析用具对样品中的特定成分进行分析的系统中判别样品和控制液的方法，其特征在于，包含：
对所述工作电极和所述对电极之间施加电压的第1步骤；
利用所述工作电极和所述对电极，每隔固定时间测定响应电流的第2步骤；
计算所述响应电流的相对峰值或最终值的相对值的第3步骤；
计算所述相对值的变化率的第4步骤；和
基于所述变化率，判别样品和控制液的第5步骤。
2.根据权利要求1所述的控制液判别方法，其特征在于，
所述第5步骤中，在多个特定时间中的变化率的合计为固定值以上时，判断为样品，在所述合计小于所述固定值时，判断为控制液。
3.根据权利要求1所述的控制液判别方法，其特征在于，
所述第5步骤中，在第1特定时间中的变化率与多个第2特定时间的变化率的差值的合计为固定值以上时，判断为样品，在所述差值比所述固定值小时，判断为控制液。
4.根据权利要求1所述的控制液判别方法，其特征在于，
所述第5步骤中，在多个特定时间的变化率的平均值为固定值以上时，判断为控制液，在所述平均值比所述固定值小时，判断为样品。
5.根据权利要求4所述的控制液判别方法，其特征在于，
所述控制液中包含甘露糖。
6.根据权利要求1所述的控制液判别方法，其特征在于，
所述第1步骤在所述工作电极和所述对电极之间持续施加固定电压，
在所述第3步骤中，将所述第2步骤中得到的响应电流的最大值作为峰值进行计算。
7.根据权利要求1所述的控制液判别方法，其特征在于，
所述第1步骤在所述工作电极和所述对电极之间施加固定时间的固定电压之后中止固定时间的电压的施加，然后在所述工作电极和所述对电极之间施加固定电压，
在所述第3步骤中，采用从所述第2步骤中得到的响应电流的多个峰值中选择的峰值进行计算。
8.根据权利要求1所述的控制液判别方法，其特征在于，
所述第1步骤在所述工作电极和所述对电极之间持续施加固定电压，
在所述第3步骤中，采用所述第2步骤中得到的响应电流的最终值进行计算。
9.根据权利要求1所述的控制液判别方法，其特征在于，
所述第1步骤在所述工作电极和所述对电极之间施加固定时间的固定电压之后中止固定时间的电压的施加，然后在所述工作电极和所述对电极之间施加固定电压，
在所述第3步骤中，采用所述第2步骤中得到的响应电流的最终值进行计算。
10.根据权利要求1所述的控制液判别方法，其特征在于，
所述样品为全血，所述特定成分为葡萄糖。
11.一种分析装置，利用具有工作电极和对电极的分析用具对样品中的特定成分进行分析，其特征在于，具备：
电压施加单元，对所述工作电极和所述对电极之间施加电压；
电流测定单元，每隔固定时间对在所述工作电极和所述对电极之间施加了电压时的响应电流进行测定；
计算单元，计算所述响应电流的相对峰值或最终值的相对值，并且计算所述相对值的变化率；和
控制单元，基于所述计算单元中计算出的所述变化率，判别样品和控制液。
12.根据权利要求11所述的分析装置，其特征在于，
所述控制单元构成为，在多个特定时间中的变化率的合计为固定值以上时，判断为样品，在所述合计比所述固定值小时，判断为控制液。
13.根据权利要求11所述的分析装置，其特征在于，
所述控制单元构成为，第1特定时间中的变化率与多个第2特定时间的变化率的差值的合计为固定值以上时，判断为样品，在所述差值比所述固定值小时，判断为控制液。
14.根据权利要求11所述的分析装置，其特征在于，
所述控制单元构成为，在多个特定时间的变化率的平均值为固定值以上时，判断为控制液，在所述平均值比所述固定值小时，判断为样品。
15.根据权利要求11所述的分析装置，其特征在于，
所述控制单元控制所述电压施加单元，使得在所述工作电极和所述对电极之间持续施加固定电压，
所述计算单元构成为，将所述电流测定单元测定的响应电流的最大值作为峰值来计算所述变化率。
16.根据权利要求11所述的分析装置，其特征在于，
所述控制单元控制所述电压施加单元，使得在所述工作电极和所述对电极之间施加了固定时间的固定电压之后中止固定时间的电压的施加，然后在所述工作电极和所述对电极之间施加固定电压，
所述计算单元构成为，采用从所述电流测定单元测定的响应电流的多个峰值中选择的峰值来计算所述变化率。
17.根据权利要求11所述的分析装置，其特征在于，
所述控制单元控制所述电压施加单元，使得在所述工作电极和所述对电极之间持续施加固定电压，
所述计算单元构成为，采用所述电流测定单元测定的响应电流的最终值来计算所述变化率。
18.根据权利要求11所述的分析装置，其特征在于，
所述控制单元控制所述电压施加单元，使得在所述工作电极和所述对电极之间施加固定时间的固定电压之后中止固定时间的电压的施加，然后在所述工作电极和所述对电极之间施加固定电压，
所述计算单元构成为，采用所述电流测定单元测定的响应电流的最终值来计算所述变化率。
19.根据权利要求11所述的分析装置，其特征在于，
对作为所述样品的全血中的作为所述特定成分的葡萄糖进行分析。
CN200880009013A 2007-01-23 2008-01-23 控制液的判别方法及分析装置 Pending CN101809437A (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP013155/2007 2007-01-23
JP2007013155 2007-01-23
PCT/JP2008/050901 WO2008090925A1 (ja) 2007-01-23 2008-01-23 コントロール液の判別方法および分析装置

Publications (1)

Publication Number Publication Date
CN101809437A true CN101809437A (zh) 2010-08-18

Family

ID=39644499

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN200880009013A Pending CN101809437A (zh) 2007-01-23 2008-01-23 控制液的判别方法及分析装置

Country Status (7)

Country Link
US (1) US20110036729A1 (zh)
EP (1) EP2116844A1 (zh)
JP (1) JPWO2008090925A1 (zh)
KR (1) KR20100041697A (zh)
CN (1) CN101809437A (zh)
TW (1) TW200844436A (zh)
WO (1) WO2008090925A1 (zh)

Families Citing this family (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20100264942A1 (en) * 2007-10-31 2010-10-21 Arkray, Inc. Control Liquid Identifying Method and Analysis Device
RU2489089C2 (ru) * 2009-03-16 2013-08-10 АРКРЭЙ, Инк. Способ непрерывного измерения концентрации субстрата
EP2672263B1 (en) * 2011-02-02 2022-05-04 PHC Holdings Corporation Biological sample measuring device
US9903830B2 (en) 2011-12-29 2018-02-27 Lifescan Scotland Limited Accurate analyte measurements for electrochemical test strip based on sensed physical characteristic(s) of the sample containing the analyte
US9459231B2 (en) 2013-08-29 2016-10-04 Lifescan Scotland Limited Method and system to determine erroneous measurement signals during a test measurement sequence
US9243276B2 (en) 2013-08-29 2016-01-26 Lifescan Scotland Limited Method and system to determine hematocrit-insensitive glucose values in a fluid sample

Family Cites Families (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP3991173B2 (ja) * 1998-02-17 2007-10-17 アークレイ株式会社 液体サンプルとコントロール液の弁別の方法
JP4050434B2 (ja) * 1999-11-29 2008-02-20 松下電器産業株式会社 サンプルの弁別方法
JP3982133B2 (ja) 2000-01-25 2007-09-26 松下電器産業株式会社 バイオセンサを用いた測定装置並びにそれに使用されるバイオセンサおよび専用標準液
US20030036202A1 (en) 2001-08-01 2003-02-20 Maria Teodorcyzk Methods and devices for use in analyte concentration determination assays
DE10229314A1 (de) 2002-06-29 2004-01-29 Roche Diagnostics Gmbh Automatische Unterscheidung von Proben- und Kontrollflüssigkeit
EP1557662B1 (en) * 2002-10-31 2016-07-13 Panasonic Healthcare Holdings Co., Ltd. Determination method for automatically identifying analyte liquid and standard solution for biosensor

Also Published As

Publication number Publication date
US20110036729A1 (en) 2011-02-17
KR20100041697A (ko) 2010-04-22
TW200844436A (en) 2008-11-16
WO2008090925A1 (ja) 2008-07-31
EP2116844A1 (en) 2009-11-11
JPWO2008090925A1 (ja) 2010-05-20

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US10908112B2 (en) Rapid-read gated amperometry devices
CA2311431C (en) Sample detection to initiate timing of an electrochemical assay
CN101999073B (zh) 斜率式补偿
US10724985B2 (en) Biosensor for determining a concentration of a biosensor using an underfill procedure
CA2649644C (en) Underfill detection system for an electrochemical biosensor
CN102597759B (zh) 用于生物传感器的未足量识别系统
CN101809437A (zh) 控制液的判别方法及分析装置
WO2007133985A2 (en) Abnormal output detection system for a biosensor
US10690614B2 (en) Method of using an electrochemical test sensor
Bhakthavatsalam et al. Selective coulometric release of ions from ion selective polymeric membranes for calibration-free titrations
CN102866196B (zh) 使用电化学感测片测量样本的方法
CN101887047A (zh) 一种判断样品布满状况的侦测方法
CN101842695A (zh) 质控液的判别方法以及分析装置
EP2871471B1 (en) Measuring apparatus and measuring method
CN1967229A (zh) 全血肌酸激酶生物传感电极
MXPA00005876A (en) Sample detection to initiate timing of an electrochemical assay

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
C02 Deemed withdrawal of patent application after publication (patent law 2001)
WD01 Invention patent application deemed withdrawn after publication

Application publication date: 20100818