DE69133129T2

DE69133129T2 - Quantitatives Analysegerät

Info

Publication number: DE69133129T2
Application number: DE69133129T
Authority: DE
Inventors: Hiroshi Hyodo; Mariko Kawaguri; Shiro Nankai; Naoki Tanimoto; Kyozo Terao; Haruhiro Tsutsumi; Takatoshi Uchigaki; Masahiro Yoshioka; Toshihiko Yoshioka
Original assignee: Kyoto Daiichi Kagaku KK; Matsushita Electric Industrial Co Ltd
Current assignee: Arkray Inc; Panasonic Corp
Priority date: 1990-07-20
Filing date: 1991-07-19
Publication date: 2003-06-18
Anticipated expiration: 2011-07-20
Also published as: DE69133129D1; DE69113923D1; DE69113923T2

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft eine quantitative Analysevorrichtung, um z. B. den Glukose-Pegel eines biologischen Fluids, insbesondere von Körperfluid, zu messen.
In letzter Zeit sind verschiedenartige Biosensoren, die sich eine bestimmte katalytische Aktion von Enzymen zunutze machen, entwickelt und insbesondere im klinischen Bereich angewandt worden. In Anbetracht der zunehmenden Zahl von Proben und der zunehmenden Anzahl von Testpunkten bestand seit langer Zeit der Wunsch nach der Entwicklung von Biosensoren, die in der Lage sind, schnelle und dennoch präzise Analyseergebnisse zu liefern.
Diabetes mellitus ist eine Krankheit, von der der Patient nicht vollständig heilbar ist. Der Patient kann jedoch ein normales Leben führen, indem er die Konzentration von Glukose im Blut auf einem normalen Pegel hält. Somit ist eine konstante Bewahrung des normalen Glukosepegels unabdingbar für die Behandlung der Diabetes mellitus. Bei stationären Patienten kann diese Bewahrung des normalen Glukosepegels problemlos unter ärztlicher Aufsicht durchgeführt werden.
Ambulante Patienten jedoch müssen eine Eigenbehandlung durchführen, um ihre Blutglukose auf einem konstanten normalen Pegel zu halten. Eine derartige Eigenbehandlung umfasst eine Diät-Therapie, eine Bewegungstherapie und eine Medikamententherapie, und die Patienten führen die Eigenbehandlung, die zwei oder mehr der angeführten Aspekte umfasst, normalerweise unter ärztlicher Aufsicht durch. Erwiesenermaßen kann die Eigenbehandlung effektiver sein, wenn die Patienten selbst überprüfen können, ob die Ergebnisse der Analyse ihres Blutglukosepegels innerhalb des normalen Bereiches liegen oder nicht.
Bei der Behandlung der insulinabhängigen Diabetes mellitus (IDDM) wird der normale Blutglukosepegel durch wiederholte Insulin-Injektionen aufrechterhalten, die der Patient selbst durchführt. Der Blutglukosepegel ist jedoch in Abhängigkeit von Kalorienaufnahme, Diätzeit und Injektionszeit schnellen und beträchtlichen Veränderungen unterworfen, und somit ist es wichtig, dass die Patienten die Messung des Glukosepegels eigenständig durchführen.
Aufgrund dieser Umstände sind seit langer Zeit im Handel verschiedene tragbare Messsysteme erhältlich, die es Diabetikern ermöglichen, die Messung des Glukosepegels selbst durchzuführen. Bei Verwendung eines herkömmlichen Messsystems wird der Blutglukosepegel im wesentlichen in der folgenden Weise bestimmt: Reines Blut, das mittels einer Nadel von einer Fingerspitze oder einem Ohrfäppchen abgenommen worden ist, wird in Kontakt mit einem Testpapier gebracht, das ein in einer bestimmten Weise auf Glukose reagierendes Enzym und ein färbungserzeugendes Reagens enthält, welches auf der Basis einer Oxidation-Reduktions-Reaktion eine Färbung entwickelt; dadurch reagieren das Reagens und die Blutglukose miteinander und erzeugen eine Färbung, deren Intensität mittels einer an dem System angeordneten exklusiven Mini-Reflektometer-Analsysevorrichtung gemessen wird; der Blutglukosepegel wird auf der Basis einer bereits vorbereiteten Kalibrierungskurve bestimmt und in der Analsysevorrichtung gespeichert.
Es hat sich jedoch herausgestellt, dass der mit derartigen Systemen bestimmte Blutglukosepegel in Abhängigkeit von der Handhabung durch den Patienten bei der Messung beträchtlichen Abweichungen unterworfen ist. Deshalb haben Diabetikervereinigungen in zahlreichen Staaten eine Verbesserung der Messsysteme gefordert. Der wichtigste Faktor, der für die genannten Abweichungen der Testergebnisse verantwortlich ist, besteht in den Bedienungsvorgängen, die erforderlich sind, um nach einer vorbestimmten Zeit überflüssiges Blut von dem Testpapier zu entfernen. Die Beseitigung überflüssigen Blutes erfolgt normalerweise durch Abwischen mittels saugfähiger Baumwolle, Entfernen mittels eines Filterpapiers oder Abspülen mit Wasser, und diese Vorgänge verursachen aus den folgenden Gründen Testfehler.
(i) Blut, das wegen unvollständiger Entfernung auf dem Testpapier verbleibt, führt zu einem größeren Wert als der reale Wert.
(ii) Übermäßiges Wischen oder Spülen beschädigt das Testpapier oder wäscht verfärbtes Reagens aus, was zu einem gegenüber dem realen Wert verkleinerten Wert führt.
(iii) Unsachgemäße Handhabung, die zu einer Verkürzung der Reaktionszeit führt, verursacht eine unzureichende Verfärbung des Reagens, und ein Zeitfehler bei der Handhabung verhindert aufgrund von Blutgerinnung oder -trocknung ein vollständiges Entfernen des Blutes, so dass falsche Testergebnisse erzeugt werden.
Ferner sollte, wenn das Blut in Kontakt mit dem Testpapier gelangt, der Befehl (Tasteneingabe) der Zeitgebung zum Starten der Messung innerhalb eines Zeitfehlerbereiches von 4 : 2 bis 3 Sekunden liegen. In der Realität kann jedoch (bei manchen Patienten) dieser Zeitfehler 30 Sekunden bis eine Minute betragen, was eine weitere Ursache für Abweichungen der Testergebnisse sein kann und die Zuverlässigkeit der Messwerte verringert.
Seit einigen Jahren ist auf dem Markt ein neues Messsystem erhältlich (hergestellt von Medisense Inc., Artikelbezeichnung: Exactech), das einen Großteil der oben angeführten Probleme beseitigt hat: Dabei handelt es sich um ein schreibstiftförmig ausgebildetes System, bei dem die Messergebnisse 30 Sekunden, nachdem - zum Zeitpunkt der Blutzuführung zu seinem Testelektrodenchip - seine Messungsstarttaste gedrückt worden ist, angezeigt werden. Bei diesem System entfallen die Notwendigkeit, des Entfernens von Blut sowie die Ursachen für beträchtliche Testfehler.
Diabetiker leiden in manchen Fällen unter schwachem Blutkreislauf und sind somit anfällig für Infektionskrankheiten. Dies bedeutet, dass bereits eine geringfügige Wunde an Händen oder Füßen Eiterung verursachen kann und sich Diabetiker somit besonders sauber halten müssen. Somit sind die Ausrüstung sowie ein Sensor für die Abnahme von Blut, die zur Messung des Blutglukosepegels dienen, um der besseren Einhaltung der Hygiene willen vorzugsweise als Einwegartikel vorgesehen, statt sie mehrere Male zu benutzen, nachdem sie sterilisiert und aufbewahrt worden sind. Dies gewährleistet Sicherheit vom hygienischen Standpunkt und bedeutet eine Arbeitserleichterung für den Patienten.
Um einen Sensor als Einwegartikel ausbilden zu können, wurde bereits ein Biosensor gemäß JP-A-61-294351 vorgeschlagen. Wie Fig. 1 zeigt, ist dieser Biosensor derart ausgebildet, dass aus Kohlenstoff oder dgl. gefertigte Elek trodensysteme 136(136'), 137(137') und 138(138') durch ein Siebdruckverfahren oder dgl. auf einem isolierenden Substrat 135 ausgebildet sind, darauf eine Isolationsschicht 139 angeordnet ist, die Elektrodensysteme mit einem porösen Körper 141, der Oxidoreductase und Elektronenakzeptoren trägt, bedeckt sind, und sämtliche dieser Teile mittels eines Halterahmens 140 und einer Abdeckung 142 zusammengefasst sind. Lässt man eine Flüssigkeitsprobe auf den porösen Körper tropfen, werden die von dem porösen Körper getragenen Oxidoreductase und Elektronenakzeptoren in der Flüssigkeitsprobe aufgelöst, wobei sie eine Reaktion zwischen dem Enzym und dem Substrat in der Flüssigkeit bewirken und eine Reduzierung der Elektronenakzeptoren verursachen. Nach Beendigung der Reaktion werden die reduzierten Elektronenakzeptoren elektrochemisch oxidiert, und der resultierende Wert des Oxidationsstroms wird verwendet, um die Konzentration des Substrats in der Flüssigkeitsprobe zu bestimmen.
Bei dem Exactech-System ist es jedoch erforderlich, eine Messungsstarttaste zu drücken, so dass nachteiligerweise nicht verhindert werden kann, dass bei der Messung ein beträchtlicher Zeitfehler auftritt. Zudem ist, bei der Analysevorrichtung des Systems, die in Form eines Schreibstiftes ausgebildet ist, die Taste einstückig ausgebildet. Folglich ist, da die Kalibrierung und Einstellung der Analysevorrichtung mittels dieser Taste durchgeführt werden müssen, die erforderliche Tastenbetätigung unerwartet komplex geworden. Da zudem das Blut auf Testelektrodenchips platziert wird, deren Ende aus dem Stift besteht, und die Messung durchgeführt wird, ohne das Blut abzuwischen, muss der Patient die Analysevorrichtung während der Messung die ganze Zeit derart halten, dass kein Blut heraustropft. Somit ist die Benutzung des Systems für die Patienten unpraktisch.
Wie beschrieben, müssen bei dem herkömmlichen verfügbaren Selbstbehandlungs-Messsystem für den Blutglukosepegel die Patienten den Befehl zum Start der Messung selbst geben, so dass nachteiligerweise je nach der Handhabung durch den Patienten keine korrekten Testergebnisse geliefert werden können. Zudem ist beim Betrieb für die Kalibrierung und das Testen der Analysevorrichtung eine komplexe Tastenbetätigung erforderlich.
Andererseits leiden herkömmliche Einweg-Systeme unter dem Problem, dass Testergebnisse Schwankungen unterworfen sein können oder dass die Patienten prüfen müssen, ob ein Sensor bereits benutzt worden ist oder nicht.
WO 83/01687 beschreibt eine Vorrichtung für gepulste Elektro-Analyse. Zwecks Vermeidung kapazitiver Effekte wird die Spannung periodisch ein- und ausgeschaltet. EP 0 170 998 A2 beschreibt ebenfalls eine gepulste Elektro-Analyse. Die Spannung wird periodisch ausgeschaltet, um den Energieverbrauch der Vorrichtung zu reduzieren. In beiden Schriften ist eine Unterbrechung der Spannung gezeigt. Diese Unterbrechung erfolgt jedoch automatisch und nicht bei Detektion einer Flüssigkeitsprobe, um eine Stabilisierung des Analysevorgangs zu ermöglichen.
Es ist Aufgabe der vorliegenden Erfindung, eine quantitative Analysevorrichtung zu schaffen; die die Messung einer bestimmten Komponente in einem biologischen Körperfluid erleichtert.
Gemäß der Erfindung wird diese Aufgabe durch die Merkmale von Anspruch 1 gelöst.
Ein wichtiger Vorteil der vorliegenden Erfindung besteht in der Schaffung einer solchen Messvorrichtung, die ferner in der Lage ist, die Schwankungen der Testergebnisse zu minimieren:
Im folgenden wird die Erfindung detailliert beschrieben.
Die Vorrichtung gemäß der Erfindung wird als Set mit einem exklusiven Sensor verwendet. Der exklusive Sensor ist eine "Einweg-Elektrode gemäß dem amperometrischen Verfahren", und die Vorrichtung ist eine "amperometrische Analysevorrichtung zur Anzeige der anhand einer Kalibrierungskurve aus einem gemessenen Stromwert errechneten Konzentration von Glukose".
Bei Verwendung der Vorrichtung, wenn der Sensor an einem Sensorhalter der Analysevorrichtung befestigt ist, ist, falls kein Blut zugeführt wird, der Widerstandswert an der Elektrode unendlich. Somit erkennt die Analysevorrichtung, dass der Sensor an dem Halter befestigt worden ist, und ist für die Zufuhr von Blut bereit.
Wenn Blut zugeführt worden ist, nimmt der Widerstandswert abrupt ab. Der Sensor detektiert diese Abnahme des Widerstandswertes und erkennt, dass Blut zugeführt worden ist, wobei der Zeitgeber der Analysevorrichtung gestartet wird. Nach einer bestimmten Zeit wird dem Sensor eine konstante Spannung zugeführt, und der resultierende Strom wird gemessen und unter Verwendung einer zuvor gesetzten Kalibrierungskurve in einen Glukosepegel konvertiert, wobei das Konvertierungsergebnis als Messwert angezeigt wird.
Wenn zur Einstellung der Analysevorrichtung ein sensorartig gestalteter Widerstandschip (Einstellchip) mit konstantem Widerstandswert an dem Halter der Analysevorrichtung befestigt wird, zeigt er unmittelbar den konstanten Widerstandswert. Somit erkennt die Analysevorrichtung, dass es sich nicht um den Sensor, sondern um den Einstellchip handelt, und bereitet das Einstellen der Analysevorrichtung vor. Einstellchips weisen einen Einstellmodus-Schaltchip, einen Instrumentenfehler-Kompensationschip, einen Kalibrierungschip, einen Testchip und einen Einheitenschaltchip auf.
Die Instrumentenfehlerkompensation für die Analysevorrichtung wird in der folgenden Weise durchgeführt.
Wenn der Einstellmodus-Schaltchip an dem Halter der Analysevorrichtung befestigt ist, gibt der Sensor unmittelbar einen konstanten niedrigen Widerstandswert an, der innerhalb eines dem Einstellmodus-Schaltchip zugewiesenen Bereiches liegt. An dieser Tatsache erkennt die Analysevorrichtung, dass es sich um den Instrumentenfehlerkompensationschip handelt, und die Analysevorrichtung wird in den Instrumentenfehlerkompensations-Modus geschaltet.
Nach der Einstellung der Zuführspannung wird einer von zwei Typen von Kompensationschips, die vorbestimmte unterschiedliche Widerstandswerte (RL, RH) aufweisen, an dem Halter der Analysevorrichtung befestigt, und der resultierende Messwert (R&sub1;) wird in dem Speicher gespeichert. Dann wird der andere Kompensationschip an dem Halter befestigt, und der resultierende Messwert (R&sub2;) wird in dem Speicher gespeichert; anschließend wird ein nachfolgender Messwert Rn als Wiederstandswert R gemäß dem folgenden Schema 1 kompensiert:
Wenn zur Kalibrierung der Analysevorrichtung der Kalibrierungschip an dem Halter der Analysevorrichtung befestigt ist, zeigt der Sensor unmittelbar einen konstanten Widerstandswert innerhalb des dem Kalibrierungschip zugewiesenen Bereiches. Aufgrund dieser Tatsache stellt die Analysevorrichtung fest, dass es sich um den Kalibrierungschip handelt, und erkennt an dem resultierenden Widerstandswert den Typ der Kalibrierungskurve. In der Analysevorrichtung sind mehrere Typen von Kalibrierungskurven gespeichert, und aus diesen wird von dem Kalibrierungschip ein Typ einer Kalibrierungskurve eingestellt, wobei die gesamte Kalibrierung lediglich aus diesem Vorgang besteht. Da sich die Kalibrierungskurve in Abhängigkeit von dem Produktions-Los der Sensoren ändert, werden Sensoren mit Kalibrierungschips geliefert, die jedem Los entsprechen.
Wenn zum Testen der Analysevorrichtung ein Testchip an den Halter der Analysevorrichtung befestigt ist, zeigt der Sensor unmittelbar einen konstanten Widerstandswert innerhalb des dem Testchip zugewiesenen Bereiches. Anhand dieser Tatsache erkennt die Analysevorrichtung, dass es sich um den Testchip handelt, und zeigt den Widerstandswert so an, wie er in den Glukosewert konvertiert worden ist. Dann prüft die Bedienungsperson, ob demgemäß ein anomaler Zustand in der Analysevorrichtung existiert. Es kann auch vorgesehen sein, dass im voraus ein Normalbereich in der Analysevorrichtung gespeichert ist, so dass das Vorhandensein eines anomalen Zustandes angezeigt wird.
Wenn die Einheit in der Analysevorrichtung umgeschaltet werden soll, zeigt, wenn der Einheitenschaltchip an dem Halter der Analysevorrichtung befestigt ist, der Sensor unmittelbar einen konstanten Widerstandswert, der innerhalb eines dem Einheitenschaltchip zugewiesenen Bereiches liegt. An dieser Tatsache erkennt die Analysevorrichtung, dass es sich um den Einheitenschaltchip handelt, und stellt eine dem Widerstandswert entsprechende Einheit ein.
Wenn ein gebrauchter Sensor an dem Halter der Analysevorrichtung befestigt ist, zeigt der Sensor unmittelbar einen niedrigen Widerstandswert, da der Sensor durch eine Blutprobe befeuchtet ist, und zudem schwankt der Wert des durch den Sensor fließenden Stroms mit dem Widerstandswert, der sich aufgrund der Polarisierung nach dem Anlegen der Spannung allmählich verändert. Somit erkennt der Sensor auf der Basis der ausbleibenden Stabilität des Stromwertes (Widerstandswert), dass es sich um einen gebrauchten Sensor handelt, und zeigt diese Tatsache in der Anzeigeeinheit an.
Ferner detektiert die Analysevorrichtung automatisch, dass der Sensor in Position in den Reaktionszustand platziert worden ist, und unterbricht die Spannung, bis die Reaktion stabilisiert ist. Dadurch kann der Batterieverbrauch niedrig gehalten werden.
Da gemäß der Erfindung die Spannung zugeführt wird, nachdem der Reaktionszustand stabilisiert ist, werden Schwankungen der Testergebnisse minimiert.
Ferner tendieren im Fall hoher Feuchtigkeit manche Sensoren (z. B. falls ihr poröser Körper 141 - vgl. Fig. 1 - aus einem hygroskopischen Material gefertigt ist) dazu, aufgrund der Feuchtigkeitseinwirkung nass zu werden, obwohl sie nicht benutzt worden sind. Deshalb zeigt der Sensor unmittelbar einen niedrigen Widerstandswert an, der anschließend aufgrund der Polarisierung nach der Zufuhr einer Spannung allmählich schwankt. Aus diesem Grund kann der Sensor fälschlicherweise als gebrauchter Sensor erkannt werden. Um dies zu verhindern, ist der oben beschriebene Einweg-Sensor ferner mit einer Elektrode zur Detektion einer Flüssigkeitsbrücke versehen; derart, dass der in dieser Weise vorgesehene Sensor (vgl. Fig. 6) einen niedrigen Widerstandswert zeigt, wenn er an dem Sensorhalter der mit einer Schaltung gemäß Fig. 5 versehenen Analysevorrichtung befestigt ist, und dass er, wenn der Widerstandswert allmählich schwankt, das Vorhandensein oder Nichtvorhandensein einer Flüssigkeitsbrücke an der Flüssigkeitsbrücken-Elektrode prüft, wobei er im Fall eines Vorhandenseins einer Flüssigkeitsbrücke erkennt, dass ein gebrauchter Sensor platziert worden ist, und im Falle eines Nichtvorhandenseins erkennt, dass ein nicht gebrauchter Sensor platziert worden ist, und der Sensor auf die Zufuhr zur Messung bestimmten Blutes wartet.
Ein Kontakt zwischen der Analysevorrichtung und der zur Detektion einer Flüssigkeitsbrücke vorgesehenen Elektrode kann auch als Einstellchip und Testchip gemäß der obigen Beschreibung verwendet werden.
Fig. 1 zeigt eine explodierte perspektivische Ansicht eines Beispiels des Sensors eines herkömmlichen Messsystems;
Fig. 2 zeigt eine perspektivische Ansicht einer Ausführungsform eines Messsystems gemäß der vorliegenden Erfindung;
Fig. 3 zeigt eine perspektivische Ansicht eines Sensors zur Verwendung in dem Messsystem gemäß Fig. 2;
Fig. 4 zeigt ein Blockschaltbild einer Ausführungsform einer Steuereinheit zur Verwendung in dem Messsystem gemäß Fig. 2;
Fig. 5 zeigt ein Blockschaltbild einer weiteren Ausführungsform der Steuereinheit zur Verwendung in dem Messsystem gemäß Fig. 2;
Fig. 6 zeigt eine explodierte perspektivische Ansicht eines weiteren Beispiels des Sensors zur Verwendung in dem Messsystem gemäß Fig. 2;
Fig. 7 zeigt eine explodierte perspektivische Ansicht eines weiteren Beispiels des Sensors zur Verwendung in dem Messsystem gemäß der Erfindung;
Fig. 8 zeigt eine perspektivische Ansicht des Sensors gemäß Fig. 7 im zusammengefügten Zustand; und
Fig. 9 zeigt ein Blockschaltbild einer Steuereinheit zur Verwendung in Kombination mit dem Sensor gemäß Fig. 7.
Im folgenden wird eine erste Ausführungsform der vorliegenden Erfindung im Zusammenhang mit Fig. 2 bis 6 beschrieben.
Fig. 2 zeigt ein Beispiel eines Systems gemäß der vorliegenden Erfindung. Fig. 3 zeigt ein Beispiel eines Sensors zur Verwendung in Kombination mit dem System gemäß der vorliegenden Erfindung.
Die Hauptbestandteile in der Reagensschicht des Sensors sind Oxidoreductase, die spezifisch für eine gesuchte Substanz in dem biologischen Körperfluid ist, und eine Redox-Komponente, die den Elektronenträger des Enzyms bildet.
Als Beispiel wird das Prinzip der Reaktionsmessung im folgenden anhand der Messung des Glukosepegels beschrieben.
Als Oxydase wird Glukoseoxydase (hier als GOD bezeichnet) verwendet, und als Mediator wird Kaliumhexacyanoferrat (II) verwendet. Wenn eine Glukose enthaltende Testprobe zugeführt und mit dem Sensor in Kontakt gebracht wird, erfolgt zwischen dem Mediator und der Glukose in Gegenwart der GOD eine Enzymreaktion gemäß Schema 2, wodurch Kaliumhexacyanoferrat (II) in einer Menge erzeugt wird, die dem Glukosepegel entspricht. Nach dem Verstreichen einer bestimmten Zeit wird dann mittels der gemäß der Erfindung verwendeten Schaltung eine konstante Spannung an einem Leiter 8 des Sensors angelegt. Da der in dieser Weise erhaltene Oxidationsstrom proportional zu der durch die Enzymreaktion erzeugten Konzentration von Kaliumhexacyanoferrat (II), d. h. dem Glukosepegel, ist, kann der Glukosepegel in dem zu untersuchenden Körper durch Messen des Reaktionsstroms bestimmt werden:
Fig. 4 zeigt eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung.
Anhand Fig. 4 wird zunächst die Arbeitsweise der Erfindung erläutert. Zunächst wird ein Sensor 13 in einen Konnektor 14 eingesetzt. Wenn das Einsetzen des Sensors 13 durch einen Elektrodeneinsetzdetektorschalter 20 detektiert wird, schließt ein Schalter 21, so dass aus einer als Spannungszuführquelle dienenden Batterie 15 eine konstante Spannung, die zum Erhalten eines Reaktionsstroms erforderlich ist, an die Anschlüsse des Konnektors 14 angelegt wird. Der in den Konnektor 14 eingegebene Reaktionsstrom des Sensors 13 wird durch einen Strom/Spannungs-Konverter 16 in eine Spannung umgesetzt und dann in einen A/D-Konverter 17 eingegeben.
Ein Mikrocomputer 18 empfängt und liest ein Ausgangssignal von dem A/D- Konverter 17 und berechnet die Glukosekonzentration. Der Sensor 13, der eine Enzymelektrode ist, kann als ein Typ von Widerstand angesehen werden. Falls beispielsweise Rs der. Widerstandswert des Sensors 13, Rf der Verstärkungswiderstand des Strom/Spannungs-Konverters 16, und E die Zuführspannung ist, dann kann die Ausgangsspannung E&sub0; des Strom/Spannungs-Konverters 16 durch die folgende Berechnung bestimmt werden:
E&sub0; = E + i · Rf = E + (E/Rs) · Rf
Wenn keine Probe zugeführt wird, ist, da der Widerstandswert Rs des Sensors 13 extrem hoch und nahezu unendlich ist, der resultierende Stromwert i dementsprechend extrem niedrig, was dazu führt, dass die Ausgangsspannung E&sub0; des Strom/Spannungs-Konverters 16 nahezu gleich E (E&sub0; E) wird.
Wenn andererseits dem Sensor 13 eine Probe zugeführt wird, kann, da der Widerstandswert Rs des Sensors 13 abrupt absinkt und der Wert von E&sub0; abrupt umgekehrt ansteigt, der zu untersuchende Körper aufgesaugt und detektiert werden, indem die Ausgangsspannung E&sub0; des Strom/Spannungs-Konverters 16 kontinuierlich überwacht wird.
Folglich wird der Messzeitgeber automatisch gestartet, indem die Abweichung der Ausgangsspannung E&sub0; des Strom/Spannungs-Konverters 16 mit Hilfe des A/D-Konverters 17 durch den Mikrocomputer 18 erkannt wird. Bei dieser Operation wird gleichzeitig der Schalter 21 geöffnet und nach Verstreichen einer bestimmten Zeit geschlossen, so dass man das Messergebnis erhält.
Zur Einstellung der Analysevorrichtung wird ein Einstellchip 22 verwendet, dessen Form derjenigen des Sensors 13 ähnlich ist und der einen sehr geringen konstanten Widerstandswert aufweist, der nicht mit demjenigen eines neuen Sensors (gleich unendlich) vergleichbar ist. Da der Einstellchip 22, wenn der gemessen wird, unmittelbar eine stabile, konstante Spannung anzeigt, kann der Mikrocomputer 18 anhand des Betrages der Spannung den Einstellchip 22, der in verschiedenen Typen vorliegen kann, identifizieren.
Die Einstellchips 22 umfassen Chips zur Verwendung zum Einstellmodus-Schalten, zur instrumentenfehlerkompensation, Kalibrierung, zum Testen, Einheiten- Schalten und dgl. Wenn der Chip als Einstellmodus-Schaltchip identifiziert worden ist, wird die Analysevorrichtung in den Einstellmodus geschaltet, der Widerstandswert des Instrumentenfehlerkompensationschips wird gespeichert, und die danach erhaltenen Messwerte werden kompensiert. Normalerweise wird der Einstellmodus-Schaltchip verwendet, wenn die Analysevorrichtung hergestellt oder repariert wird. Wenn z. B. der Chip als Kalibrierungschip erkannt wird, identifiziert und wählt der Mikrocomputer 18 in Abhängigkeit von dem Widerstandswert (Spannungswert) automatisch eine Kalibrierungskurve aus mehreren zuvor in der Analysevorrichtung gespeicherten Kalibrierungskurven.
Wenn der Chip als Testchip erkannt wird, setzt der Mikrocomputer 18 den Spannungswert in eine Konzentration um und zeigt das Ergebnis auf einer Anzeigevorrichtung 2 an, so dass aufgrund des Betrages des Konzentrationswertes festgestellt werden kann, ob in dem System ein anomaler Zustand herrscht oder nicht.
Wenn der Chip als Einheitenschaltchip erkannt wird, ändert der Mikrocomputer 18 den Konzentrationswert und setzt ihn in jede Konzentrationseinheit um (z. B. mg/dl oder mmol/L), und zeigt ihn dann an.
Tabelle 1 zeigt ein Beispiel der Unterscheidung der Kalibrierungschips.
Ferner können der bei der Anordnung gemäß Fig. 5 die Anschlüsse des Konnektors anzahlmäßig derart vergrößert werden, dass ein Kalibrierungschip oder Testchip in einen anderen Anschluss als denjenigen, in den der Sensor 13 gesteckt wird, gesteckt werden kann.
Falls die Identifizierung von Kalibrierungschips und Testchips lediglich anhand des Betrages des Widerstandswertes vorgenommen wird, kann es jedoch möglicherweise vorkommen, dass der Chip fälschlicherweise als Kalibrierungschip oder Testchip identifiziert wird, selbst wenn fehlerhafterweise ein gebrauchter Sensor eingesteckt wird. Dies wird dadurch verursacht, dass der Widerstandswert eines gebrauchten Sensors derart niedrig ist, dass er auf dem gleichen Pegel liegt wie die Widerstandswerte der Kalibrierungs- und Testchips.
Um diese Fehlidentifizierung zu vermeiden, wird das folgende Verfahren angewandt: Der Spannungswert E&sub0;&sub1; wird zu dem Zeitpunkt, gemessen, wenn die Stromzufuhr auf ON geschaltet und eine Elektrode in einen Konnektor des Systems gesteckt ist, und der Spannungswert E&sub0;&sub2; wird mehrere Sekunden später ein weiteres Mal gemessen. Die resultierende Rate der Spannungsänderung ΔE wird errechnet, und falls sie eine Änderung der Spannung über einem bestimmten Pegel zeigt, wird der Chip als gebrauchter Sensor erkannt, was auf der Anzeigeeinheit angezeigt wird. Andernfalls wird der Chip als Kalibrierungschip oder Testchip erkannt.
Für den Fall, dass der Sensor, auch wenn er ungebraucht ist, eine Eigenschaft besitzt, die aufgrund von Befeuchtung unter hohen Feuchtigkeitsbedingungen ein ähnliches Verhalten verursacht wie dasjenige eines gebrauchten Sensors, sind Elektroden 9a, 9b zur Detektion von Flüssigkeitsbrücken in Kombination mit dem Sensor gemäß Fig. 6 vorgesehen. Wenn der oben erwähnte gebrauchte Sensor einer Prüfung unterzogen wird, bei der sowohl dieser Sensor, der mit Elektroden zur Detektion von Flüssigkeitsbrücken versehen ist, und die Schaltung gemäß Fig. 5 benutzt werden, wird eine Unterscheidung derart durchgeführt, dass, falls der Widerstandswert zwischen den zur Detektion von Flüssigkeitsbrücken vorgesehenen Elektroden 9a und 9b unendlich ist, keine Flüssigkeitsbrücke vorhanden ist und mittels der in den Konnektor eingeführten Elektroden das Vorliegen eines ungebrauchten Sensor festgestellt wird, und dass, falls der Widerstandswert zwischen den zur Detektion von Flüssigkeitsbrücken vorgesehenen Elektroden niedrig ist, der Sensor ein gebrauchter Sensor ist. Der A/D-Konverter 17 wird in Kombination benutzt, indem die Schalter 21,21' durch den Mikrocomputer 18 ein- und ausgeschaltet werden.
Fig. 7 zeigt eine detaillierte explodierte perspektivische Ansicht des Sensors des Messsystems gemäß einer zweiten Ausführungsform der Erfindung, und Fig. 8 zeigt eine perspektivische Außenansicht des Sensors.
Auf einer Substratplatte 31 sind eine Gegenelektrode 34 und eine Messelektrode 35, mit diesen verbundene Leiter 33,32 und eine Isolierschicht 36 vorgesehen. Eine nicht gezeigte Reaktionsschicht, die ein Enzym und einen Mediator enthält, ist derart ausgebildet, dass sie die Gegenelektrode und die Messelektrode bedeckt. Auf der Substratplatte 31 ist eine Abdeckung 39 mit einem zwischen diesen Teilen liegenden Abstandhalter 37 angeordnet. Mit 38 ist eine Probenzuführöffnung bezeichnet, durch die hindurch eine Probenflüssigkeit, d. h. eine Probe, mittels eines Kapillaritätsphänomens auf die Gegenelektrode 34 und die Messelektrode 35 aufgebracht wird. Mit 40 ist ein Luftloch bezeichnet. Um Verwechslungen zwischen dem Vorder- und dem Rückende des Sensors auszuschließen, ist ein Vorsprung 41 zur Verhinderung umgekehrter Einführung vorgesehen, der von einem Seitenende des Sensors vorsteht, so dass der in korrekter Auf- und Abwärtsrichtung orientierte Sensor richtig eingesetzt wird, wobei der zur Verhinderung umgekehrter Einführung vorgesehene Vorsprung durch einen Gegen-Spalt eines Konnektors 51 tritt, wohingegen der Sensor in umgekehrter Orientierung nicht in den Konnektor 51 eingesetzt werden kann, da der zur Verhinderung umgekehrter Einführung vorgesehene Vorsprung 41 dies verhindert.
Fig. 9 zeigt ein Blockschaltbild der Steuereinheit eines Messsystems gemäß der Erfindung.
Zunächst wird das gesamte System in den Standby-Zustand geschaltet, wobei eine CPU 50 hochgefahren wird.
Wenn der Sensor 30 in dem Konnektor 51 der Haupteinheit des Systems plaziert wird, erkennt eine Detektorschaltung 52 den platzierten Zustand des Sensors, und es werden ein Strom/Spannungs-Konverter 53, ein A/D-Konverter 54, ein Temperatursensor 55 und andere Komponenten mittels der CPU 50 eingeschaltet.
Anschließend, wenn dem Sensor eine Flüssigkeitsprobe zugeführt wird, um die Messelektrode 35 und die Gegenelektrode 34 miteinander kurzzuschließen, schwankt der Widerstandswert in großem Ausmaß. Die Schwankung wird von der CPU 50 durch den A/D-Konverter 54 erkannt, wobei der Strom/Spannungs- Konverter 53 abgeschaltet wird, mit dem Ergebnis, dass keine Spannung zugeführt wird. Dann darf die Reaktion zwischen dem Enzym und der Flüssigkeitsprobe für ungefähr 55 Sekunden ablaufen. Während dieser Phase wird der Countdown-Zählzustand auf einer LCD-Anzeigevorrichtung 56 angezeigt. Anschließend wird eine Spannung für ungefähr 5 Sekunden angewendet, und der Strom wird gemessen. Dieser Messwert wird ebenfalls auf der LCD-Anzeigevorrichtung 56 angezeigt.
Die Spannung einer Batterie 57 wird von der CPU 50 für jede einzelne Messsequenz mittels einer Batterieprüfeinheit 58 geprüft, so dass die Spannung bei Unterschreiten eines bestimmten Pegels auf der LCD-Anzeigevorrichtung 56 angezeigt wird. Ein mit 59 bezeichneter Summer signalisiert, dass der Sensor 30 platziert worden ist. Ein Oszillator 30 erzeugt Impulse zum Takten des Betriebs des Systems.
Ein Speicher 61 zum Speichern von Kompensationswerten für jedes System dient zur Kompensation der Abweichung zwischen Systemen. Mit 62 ist eine Spannungsregulatorschaltung bezeichnet. Eine Schaltung 63 dient zum Setzen einer dem Sensor zuzuführenden Spannung. Eine Schaltung 64 dient dazu, die CPU rückzusetzen, z. B. wenn der Messvorgang während seines Verlaufes gestoppt oder die Batterie ausgewechselt wird. Mit 65 ist eine Verstärkungsfaktorsteuerschaltung bezeichnet.
Obwohl sich bei den oben beschriebenen Ausführungsformen das Messsystem normalerweise im Standby-Zustand befindet, so dass Aktionen wie z. B. das Aufbringen einer Reaktionsspannung nicht gestartet werden, bis der Sensor in der System-Haupteinheit platziert worden ist, und somit die Anzahl der Teile des Systems minimiert wird, ist die Erfindung nicht auf eine derartige Anordnung beschränkt und lässt andere Anordnungen zu, z. B. dass ein separater Standby- Schalter vorgesehen ist.
Wie erläutert, kann gemäß der vorliegenden Erfindung die Zuführung von Proben automatisch detektiert werden, und ferner kann eine stabile Messung mit verringerter Abweichung der Messergebnisse durchgeführt werden.

Claims

1. Quantitative Analysevorrichtung zum Detektieren einer Konzentration einer Objekt-Substanz in einer Flüssigkeitsprobe, mit:

einer Vorrichtung (15) zum Anlegen einer Spannung an einen Sensor (13) zur Detektion einer Veränderung in einem Widerstandswert des Sensors (13),

einer Vorrichtung, um auf der Basis der Veränderung des Widerstandswerts des Sensors (13) automatisch zu detektieren, dass die Flüssigkeitsprobe dem Sensor (13) zugeführt worden ist,

einer Vorrichtung zum automatischen Unterbrechen der Spannung auf der Basis des Ausgangssignals der Detektionsvorrichtung, um eine Stabilisierung einer Reaktion zwischen dem Sensor (13) und der Flüssigkeitsprobe zu ermöglichen,

einer Vorrichtung zum automatischen erneuten Anlegen der Spannung an den Sensor (13), nachdem die Unterbrechungsvorrichtung eine bestimmte Zeitperiode lang aktiv war, und eine Vorrichtung (16, 17) zum Messen des resultierenden Stroms,

einer Vorrichtung (18) zum Konvertieren des gemessenen Stroms zu der Konzentration der in der Flüssigkeitsprobe befindlichen Objekt-Substanz, und

eine Vorrichtung zum Anzeigen der Konzentration der Objekt-Substanz in der Flüssigkeitsprobe.

2. Quantitative Analysevorrichtung nach Anspruch 1, ferner mit einer Vorrichtung (20) zum Detektieren, dass ein Sensor (13) an der Vorrichtung angeordnet worden ist, wobei die Spannungsanlegevorrichtung durch die Detektion dieses Zustandes betätigt wird.

3. Quantitative Analysevorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, bei der die Strommessvorrichtung einen Strom-/Spannungs-Konverter (16) aufweist, der mit einem Analog-/Digital-Konverter (17) verbunden ist, wobei die Spannungsanlegevorrichtung eine Batterie (15) ist und die Konvertiervorrichtung einen Mikrocomputer (18) zum Berechnen der Konzentration der Objekt-Substanz in der Flüssigkeitsprobe auf der Basis des Ausgangssignals des Analog-/Digital-Konverters (17) aufweist.