JPS629265A - 固定化酵素膜利用計測装置 - Google Patents
固定化酵素膜利用計測装置Info
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- JPS629265A JPS629265A JP60147884A JP14788485A JPS629265A JP S629265 A JPS629265 A JP S629265A JP 60147884 A JP60147884 A JP 60147884A JP 14788485 A JP14788485 A JP 14788485A JP S629265 A JPS629265 A JP S629265A
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- blood
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Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
本発明は、固定化酵素膜および測定電極を備えた反応セ
ルに、検体血液等を注入して反応電流を測定し血糖の濃
度（血糖値）などを計測する血糖分析計等の計測装置に
関する。
ルに、検体血液等を注入して反応電流を測定し血糖の濃
度（血糖値）などを計測する血糖分析計等の計測装置に
関する。
以下各図の説明において同一の符号は同一または相当部
分を示す。 第４図はこの種の計測装置の基本構成を示すブロック回
路図である。同図においてＰは反応セルで、Ｐｐ、Ｐｎ
はそれぞれ、その正、負の電極である０反応セルＰ内に
は図外の固定化酵素膜が設けられており、反応セルＰに
例えば検体血液が注入されると、血液中の糖が前記酵素
膜内の酵素によって分解され、電極ｐｐ、Ｐｎ間の抵抗
値Ｒ３または電極ｐｐ、Ｐｎ間を流れる反応電流ｌが変
化する。血糖値とこの抵抗値Ｒ３又は反応電流ｌは所定
の関係にあることから、この抵抗値Ｒ３又は反応電流ｉ
を測定することによって血糖値を計測することができる
。 すなわち同図においてＯＰＩは演算増巾器で、この増巾
器ｏｐｔは周知のように前記抵抗Ｒ３と抵抗Ｒ１との比
を倍率とする極性反転形の比例増巾器（以下この種の増
巾器を反転アンプと略称する）を形成している。従って
いまグランドＧに対し負極性をもつ一定の直流電圧Ｖ、
。をセルＰの負側の電極Ｐｎに与えたとすると（なおこ
の場合、セルＰの正側の電極ｐｐの対グランドＧ間電位
はほぼＱＶであるため、電極Ｐｐ、Ｐｎ間にはＰｐ側を
正とするＶｌｌｌｌの定電圧が与えられている形になる
。）、演算増巾器ＯＰＩの出力点１１の対グランド間電
圧■１は下記（１）式で与えられる。 Ｖ １− ｖｌｓＸ （Ｒ１／ＲＳ） −−−−−−−
−−−−−・−（ｔ）ここで（１１式中のＶｓｏ／Ｒ３
は反応電流ｉにはがならぬから＋１１式は下記（ＩＡ）
式のように書換えることができる。 Ｖ １− ｌ Ｘ Ｒ１−−−−−−−−−＝−＝（Ｉ
Ａ）この電圧ｖ１に後段側で更に増巾等の処理を施し血
糖値等の被計測量を求めるものである。なおここで増巾
器ＯＰ１及び抵抗Ｒ１からなる回路全体２を電流／電圧
変換回路、またはこれを略して１／Ｖアンプという。 さてｉ／Ｖアンプ２の後段側の構成手段としての３はオ
ートゼロ回路、４はアンプ、５′はＡ／Ｄコンバータ（
以下ＡＤＣと略す）、６は各手段３゜４．５を制御し血
糖値等の被計測量を求める÷イクロコンビエータ （以
下マイコンと略す）である。 オートゼロ回路３は測定のゼロ点を調整する回路である
。すなわち測定に先立ってまず、反応セルＰをよ（洗浄
して、反応セル内の血糖骨を０とする。血糖骨が０とな
っても、反応セルＰは完全な絶縁体ではないので、微小
電流が流れているため、ｌ／ｖアンプ２の出力電圧値ｖ
１は０でないので、オートゼロ回路３で、あらかじめ回
路３の出力がＯとなるようにするものである。 その後、検体血液等（被測定液）を反応セルＰに注入す
ると、反応電流ｌが流れる。それを、ｉ／Ｖアンプ２で
電圧ｖ１に変換し、オートゼロ回路３を介して血糖値０
時のベースとなる電圧値を取り除いた、反応電流ｉに基
づく電圧骨のみを得、これをアンプ４で増幅し、ＡＤＣ
５を経て、マイコン６で読込んでいる。 また測定値の較正方法としては、最初に、血糖値の基準
となる標準液、たとえば血糖値（グルコース濃度） １
５０ｍｇ／ｄ１のグルコース溶液を反応セルＰに注入し
て、その測定値をマイコン６で記憶し、その後血糖値が
未知の被測定液（検体血液等）を注入して先の血糖値１
５０＋ｍｇ／ ａの標準液の測定値との比較で、血糖値
を求めていた。 つまり、血糖値１５０ｍｇ／ａの標準液についてのＡ／
Ｄ変換後の測定値が１５０ｄ１ｇｉｔであうた時、被測
定液を注入した時のＡ／Ｄ変換後の測定値が１００１０
０ｄｉであるとすれば、被測定液の血糖値は１００ｍｇ
／ａであるとするものである。 しかしながらこの場合以下のような問題点がある。 （１） 反応セル内の反応は化学反応であるため、標
準液や検体血液の反応速度が遅く、最終値に飽和するま
でには数分かかるため、測定に要する時間が長い。 （２） 検体血液として全血（希釈しない血液）を用
いた場合、標準液の場合とは違って、血液中に含まれる
ヘモグロビンの働きにより、検体血液が空気中の酸素と
反応し凝固するため、第３図の反応特性図に示すように
、測定を始めてから２０秒前後で反応が不活性となり正
確な測定が不可能になる。 すなわち同図は標準液または検体血液（この場合全血）
を反応セルＰに注入したのちの反応電流ｌの時間的推移
を示し、特性２０は標準液についての、特性３１ （実
線部）は全血の検体血液についての反応電流ｌの推移を
示す、ここで便宜上特性２０を標準液特性、特性３１を
全血特性と呼ぶ、標準液の場合は、標準液特性２０のよ
うに時間と共に最終値３２に向かって反応電流１が飽和
するが、全血の場合は、反応電流ｌは全血特性３１の実
線部のように経過時間ｔが約１７秒までは標準液に近い
推移をたどるが、以後は反応は頭打ちとなりやがて時間
と共に漸減してしまう。 ここで若し血液を希釈すれば、前記の血液の凝固作用は
無くなり全血特性３１の点線部のように最終値に向かっ
て飽和するようになる。ただしこの点線部の特性は、希
釈後の血液の血糖値が、同特性３１の実線部の全血の血
糖値と同じ場合についてのものである。 ところでこの凝固を防止するための血液の希釈作業が、
著しく測定効率を低下させているのが実情である。
分を示す。 第４図はこの種の計測装置の基本構成を示すブロック回
路図である。同図においてＰは反応セルで、Ｐｐ、Ｐｎ
はそれぞれ、その正、負の電極である０反応セルＰ内に
は図外の固定化酵素膜が設けられており、反応セルＰに
例えば検体血液が注入されると、血液中の糖が前記酵素
膜内の酵素によって分解され、電極ｐｐ、Ｐｎ間の抵抗
値Ｒ３または電極ｐｐ、Ｐｎ間を流れる反応電流ｌが変
化する。血糖値とこの抵抗値Ｒ３又は反応電流ｌは所定
の関係にあることから、この抵抗値Ｒ３又は反応電流ｉ
を測定することによって血糖値を計測することができる
。 すなわち同図においてＯＰＩは演算増巾器で、この増巾
器ｏｐｔは周知のように前記抵抗Ｒ３と抵抗Ｒ１との比
を倍率とする極性反転形の比例増巾器（以下この種の増
巾器を反転アンプと略称する）を形成している。従って
いまグランドＧに対し負極性をもつ一定の直流電圧Ｖ、
。をセルＰの負側の電極Ｐｎに与えたとすると（なおこ
の場合、セルＰの正側の電極ｐｐの対グランドＧ間電位
はほぼＱＶであるため、電極Ｐｐ、Ｐｎ間にはＰｐ側を
正とするＶｌｌｌｌの定電圧が与えられている形になる
。）、演算増巾器ＯＰＩの出力点１１の対グランド間電
圧■１は下記（１）式で与えられる。 Ｖ １− ｖｌｓＸ （Ｒ１／ＲＳ） −−−−−−−
−−−−−・−（ｔ）ここで（１１式中のＶｓｏ／Ｒ３
は反応電流ｉにはがならぬから＋１１式は下記（ＩＡ）
式のように書換えることができる。 Ｖ １− ｌ Ｘ Ｒ１−−−−−−−−−＝−＝（Ｉ
Ａ）この電圧ｖ１に後段側で更に増巾等の処理を施し血
糖値等の被計測量を求めるものである。なおここで増巾
器ＯＰ１及び抵抗Ｒ１からなる回路全体２を電流／電圧
変換回路、またはこれを略して１／Ｖアンプという。 さてｉ／Ｖアンプ２の後段側の構成手段としての３はオ
ートゼロ回路、４はアンプ、５′はＡ／Ｄコンバータ（
以下ＡＤＣと略す）、６は各手段３゜４．５を制御し血
糖値等の被計測量を求める÷イクロコンビエータ （以
下マイコンと略す）である。 オートゼロ回路３は測定のゼロ点を調整する回路である
。すなわち測定に先立ってまず、反応セルＰをよ（洗浄
して、反応セル内の血糖骨を０とする。血糖骨が０とな
っても、反応セルＰは完全な絶縁体ではないので、微小
電流が流れているため、ｌ／ｖアンプ２の出力電圧値ｖ
１は０でないので、オートゼロ回路３で、あらかじめ回
路３の出力がＯとなるようにするものである。 その後、検体血液等（被測定液）を反応セルＰに注入す
ると、反応電流ｌが流れる。それを、ｉ／Ｖアンプ２で
電圧ｖ１に変換し、オートゼロ回路３を介して血糖値０
時のベースとなる電圧値を取り除いた、反応電流ｉに基
づく電圧骨のみを得、これをアンプ４で増幅し、ＡＤＣ
５を経て、マイコン６で読込んでいる。 また測定値の較正方法としては、最初に、血糖値の基準
となる標準液、たとえば血糖値（グルコース濃度） １
５０ｍｇ／ｄ１のグルコース溶液を反応セルＰに注入し
て、その測定値をマイコン６で記憶し、その後血糖値が
未知の被測定液（検体血液等）を注入して先の血糖値１
５０＋ｍｇ／ ａの標準液の測定値との比較で、血糖値
を求めていた。 つまり、血糖値１５０ｍｇ／ａの標準液についてのＡ／
Ｄ変換後の測定値が１５０ｄ１ｇｉｔであうた時、被測
定液を注入した時のＡ／Ｄ変換後の測定値が１００１０
０ｄｉであるとすれば、被測定液の血糖値は１００ｍｇ
／ａであるとするものである。 しかしながらこの場合以下のような問題点がある。 （１） 反応セル内の反応は化学反応であるため、標
準液や検体血液の反応速度が遅く、最終値に飽和するま
でには数分かかるため、測定に要する時間が長い。 （２） 検体血液として全血（希釈しない血液）を用
いた場合、標準液の場合とは違って、血液中に含まれる
ヘモグロビンの働きにより、検体血液が空気中の酸素と
反応し凝固するため、第３図の反応特性図に示すように
、測定を始めてから２０秒前後で反応が不活性となり正
確な測定が不可能になる。 すなわち同図は標準液または検体血液（この場合全血）
を反応セルＰに注入したのちの反応電流ｌの時間的推移
を示し、特性２０は標準液についての、特性３１ （実
線部）は全血の検体血液についての反応電流ｌの推移を
示す、ここで便宜上特性２０を標準液特性、特性３１を
全血特性と呼ぶ、標準液の場合は、標準液特性２０のよ
うに時間と共に最終値３２に向かって反応電流１が飽和
するが、全血の場合は、反応電流ｌは全血特性３１の実
線部のように経過時間ｔが約１７秒までは標準液に近い
推移をたどるが、以後は反応は頭打ちとなりやがて時間
と共に漸減してしまう。 ここで若し血液を希釈すれば、前記の血液の凝固作用は
無くなり全血特性３１の点線部のように最終値に向かっ
て飽和するようになる。ただしこの点線部の特性は、希
釈後の血液の血糖値が、同特性３１の実線部の全血の血
糖値と同じ場合についてのものである。 ところでこの凝固を防止するための血液の希釈作業が、
著しく測定効率を低下させているのが実情である。
この発明は、前記の問題点を除き、血液を希釈せず、全
血のままで短時間で血糖値を測定できる血糖分析計を提
供することを目的とする。
血のままで短時間で血糖値を測定できる血糖分析計を提
供することを目的とする。
この発明の要点は、全血が凝固を始める以前では、反応
を開始して、一定時間経過したのちの反応電流値と血糖
値は比例することに着目し、反応開始時点を反応曲線の
傾斜（微分値）により決定し、反応開始時点から一定時
間後の反応電流値より血糖値を算出するようにした点に
ある。 換言すれば本発明の要点は、固定化酵素膜と２つの電極
とを備えた反応セルに、被測定物質を含んだ液体（検体
血液など以下被測定液という）を注入して前記電極間に
所定電圧を加え、このとき前記電極間を流れる反応電流
を測定することにより、前記被測定物質の濃度等を計測
する装置（血糖分析計など）において、 前記反応セルに前記被測定液を注入したのち、前記反応
電流の増大の開始時点を検出する反応開始検出手段と、
前記開始時点から所定時間を経過した後の反応電流を計
測する計測手段（マイコンなど）と、を備えるとともに
、前記所定時間経過後の反応電流から前記濃度等を求め
るようにした点、もしくはさらに前記反応開始検出手段
は、所定時間当たりの前記反応電流の増加量が、所定の
値を越えた時点を、前記開始時点とする手段（マイコン
など）であるようにした点、またはさらに前記反応開始
検出手段は、前記反応電流の大きさが、所定の値を越え
た時点を、前記開始時点とする手段（マイコンなど）で
あるようにした点にある。
を開始して、一定時間経過したのちの反応電流値と血糖
値は比例することに着目し、反応開始時点を反応曲線の
傾斜（微分値）により決定し、反応開始時点から一定時
間後の反応電流値より血糖値を算出するようにした点に
ある。 換言すれば本発明の要点は、固定化酵素膜と２つの電極
とを備えた反応セルに、被測定物質を含んだ液体（検体
血液など以下被測定液という）を注入して前記電極間に
所定電圧を加え、このとき前記電極間を流れる反応電流
を測定することにより、前記被測定物質の濃度等を計測
する装置（血糖分析計など）において、 前記反応セルに前記被測定液を注入したのち、前記反応
電流の増大の開始時点を検出する反応開始検出手段と、
前記開始時点から所定時間を経過した後の反応電流を計
測する計測手段（マイコンなど）と、を備えるとともに
、前記所定時間経過後の反応電流から前記濃度等を求め
るようにした点、もしくはさらに前記反応開始検出手段
は、所定時間当たりの前記反応電流の増加量が、所定の
値を越えた時点を、前記開始時点とする手段（マイコン
など）であるようにした点、またはさらに前記反応開始
検出手段は、前記反応電流の大きさが、所定の値を越え
た時点を、前記開始時点とする手段（マイコンなど）で
あるようにした点にある。
以下第１図、第２図に基づいて本発明の詳細な説明する
。第１図（＾）は本発明の一実施例としての、マイコン
の要部の動作を説明するフローチャート、第１図（Ｂ）
は同図（＾）中の反応開始判別動作の細部手順を示すフ
ローチャート、第２図は本発明の詳細な説明するための
反応特性図で第３図と同種のものである。 末完・明における装置の構成は第４図と同様であるが、
マイコン６は要部において第１図（＾） 、 （Ｂ）の
ように動作する。 まず第２図を説明すると、特性２１〜２４（実線部）は
全血特性でそれぞれ血糖値５０，１００，１５０．２０
０ （各−ｇ／ｄｌ＞のものの特性である。また特性２
０は第３図と同様血糖値（グルコース濃度） １５０ｍ
ｇ／ｄ１の標準液特性である。 同図に示すように、全血の反応電流及び標準液の反応電
流の経時特性は、凝血のため全血の反応が鈍化し始める
前までは相似の特性を示し、反応開始時点から同時間経
過後では、反応電流ｉは血糖値（グルコース濃度）と比
例関係にある。従って反応開始時点を正確に検出し、開
始時点より一定時間経過後（反応鈍化以前）の反応電流
を測定すれば、血糖値を高精度で短時間に測定できるこ
とになる。 次に第１図（Ａ）を説明する。まずステップ１００で、
全血についての測定モードか、標準液による較正モード
かを図外のモード指定手段（スイッチなど）を介して判
別する。ここで較正モードが指定されると、ステップ１
０１〜１０３で標準液（例えばグルコース濃度１５０■
ｇ／ａｊ）により、基準となる反応電流ｌに基づく、Ａ
ＤＣ５の出力電圧値ｖ０（ディジタル変換値）を読み込
む。 すなわち標準液を反応セルＰに滴下すると反応が始まる
。この開始時点をステップ１０１（細部手順は後述）で
検出し、検出後ステップ１０２で一定時間、例えば１５
秒の経過を待ち、ステップ１０３で反応電圧としてのＡ
ＤＣ５の出力ディジタル変換値を読み取り基準値Ｖ、と
して図外のメモリに記憶する。 次に全血測定モードが指定され、全血が反応セルＰに滴
下されると、前記１０１〜１０３と同様な手順１１１〜
１１３で反応電圧としてのＡＤＣ５の出力ディジタル変
換値を読み取り、これを測定値Ｖとして前記と同様にメ
モリに記憶する。これにより次のステップ１１４で次式
（２）のように、血糖値Ｘが算出できる。 Ｘ ＝ １５０ ・Ｖ ／ Ｖ ＊ −・−＝−＝
−＝−・−＝ （２１次のステップ１１５では（２）式
で算出された血糖値を図外の表示手段に表示する。 第１図（Ｂ）は前記第１図（Ａ）ステップ１０１及び１
１１における、反応開始時点検出の詳細手順の例を示す
、なお同ＴＥＪ（Ｂ）中ｎ、ｍは補助変数である。 まずステップ２０１で補助変敗ｎを１に初期セットした
のち、ステップ２０２で所定時間（例えば０．２５秒）
ごとに、反応電圧としてのＡＤＣ５の出力ディジタル変
換値を読み込み、これをＶ、として、メモリに記憶する
。ステップ２０３では変敗ｎが６以上となったか否かを
判別し、未満（分岐Ｎ）であれば、ステップ２０６に移
り変数ｎをインクリメントする。このようにしてステッ
プ２０２→２０３→２０６の手順を繰返し、変数ｎが６
を越えると（ステップ２０３９分岐Ｙ）、ステップ２０
４ 、２０５で反応の進行の程度を判別する。つまりス
テップ２０４では、ｎ−ｗ ５の場合、 ΣＶｍ−ΣＶｍ −（Ｖ、−富÷Ｖａ−＋＋Ｖｓ ） （Ｖ
ｍ−ｓ＋ Ｖｍ−ｅ＋ Ｖａ−ａ）−（Ｖａ ＋Ｖｓ
＋Ｖ＆） （Ｖｌ ＋Ｖ＊ ＋Ｖ３）の値、Ｉｐち反
応電圧の所定時間当たりの変化量をノイズ読込みの影響
を除くため、平均値の形で求め、ΔＶとして記憶する。 ステップ２０５では前記変化量ΔＶが所定値８以上であ
るか否かを判別し、ａ以上（分岐Ｙ）であれば反応開始
として、この手順を終わる。しかしａ未満（分岐Ｎ）で
あれば反応は未開始であるとして、ステップ２０６に進
み、変敗ｎをインクリメントする。 次はステップ２０２で新たにディジタル変換値を読込み
、新たなＶ、を記憶する０次にステップ２０３（分岐Ｙ
）を経てステップ２０４において、ｎ−７の場合、 ＝ （Ｖｓ ＋Ｖ＆ 十Ｖ？） （Ｖｌ ＋Ｖ３ ＋
Ｖ＊）の値（移動平均値）を求めΔＶとして記憶し、以
後、値ΔＶが所定値ａを越えるまではステップ２０５→
２０６→２０２〜２０５の動作を繰り返す。 なお反応開始時点の判別方法としては、第１図（Ｂ）の
手順のように所定時間当たりの反応電流ｉ（従って反応
電圧）の増加量が所定値を越えた時点として判別する方
法のほか、反応電流ｉが所定値を越えた時点を用いるこ
とも可能である。
。第１図（＾）は本発明の一実施例としての、マイコン
の要部の動作を説明するフローチャート、第１図（Ｂ）
は同図（＾）中の反応開始判別動作の細部手順を示すフ
ローチャート、第２図は本発明の詳細な説明するための
反応特性図で第３図と同種のものである。 末完・明における装置の構成は第４図と同様であるが、
マイコン６は要部において第１図（＾） 、 （Ｂ）の
ように動作する。 まず第２図を説明すると、特性２１〜２４（実線部）は
全血特性でそれぞれ血糖値５０，１００，１５０．２０
０ （各−ｇ／ｄｌ＞のものの特性である。また特性２
０は第３図と同様血糖値（グルコース濃度） １５０ｍ
ｇ／ｄ１の標準液特性である。 同図に示すように、全血の反応電流及び標準液の反応電
流の経時特性は、凝血のため全血の反応が鈍化し始める
前までは相似の特性を示し、反応開始時点から同時間経
過後では、反応電流ｉは血糖値（グルコース濃度）と比
例関係にある。従って反応開始時点を正確に検出し、開
始時点より一定時間経過後（反応鈍化以前）の反応電流
を測定すれば、血糖値を高精度で短時間に測定できるこ
とになる。 次に第１図（Ａ）を説明する。まずステップ１００で、
全血についての測定モードか、標準液による較正モード
かを図外のモード指定手段（スイッチなど）を介して判
別する。ここで較正モードが指定されると、ステップ１
０１〜１０３で標準液（例えばグルコース濃度１５０■
ｇ／ａｊ）により、基準となる反応電流ｌに基づく、Ａ
ＤＣ５の出力電圧値ｖ０（ディジタル変換値）を読み込
む。 すなわち標準液を反応セルＰに滴下すると反応が始まる
。この開始時点をステップ１０１（細部手順は後述）で
検出し、検出後ステップ１０２で一定時間、例えば１５
秒の経過を待ち、ステップ１０３で反応電圧としてのＡ
ＤＣ５の出力ディジタル変換値を読み取り基準値Ｖ、と
して図外のメモリに記憶する。 次に全血測定モードが指定され、全血が反応セルＰに滴
下されると、前記１０１〜１０３と同様な手順１１１〜
１１３で反応電圧としてのＡＤＣ５の出力ディジタル変
換値を読み取り、これを測定値Ｖとして前記と同様にメ
モリに記憶する。これにより次のステップ１１４で次式
（２）のように、血糖値Ｘが算出できる。 Ｘ ＝ １５０ ・Ｖ ／ Ｖ ＊ −・−＝−＝
−＝−・−＝ （２１次のステップ１１５では（２）式
で算出された血糖値を図外の表示手段に表示する。 第１図（Ｂ）は前記第１図（Ａ）ステップ１０１及び１
１１における、反応開始時点検出の詳細手順の例を示す
、なお同ＴＥＪ（Ｂ）中ｎ、ｍは補助変数である。 まずステップ２０１で補助変敗ｎを１に初期セットした
のち、ステップ２０２で所定時間（例えば０．２５秒）
ごとに、反応電圧としてのＡＤＣ５の出力ディジタル変
換値を読み込み、これをＶ、として、メモリに記憶する
。ステップ２０３では変敗ｎが６以上となったか否かを
判別し、未満（分岐Ｎ）であれば、ステップ２０６に移
り変数ｎをインクリメントする。このようにしてステッ
プ２０２→２０３→２０６の手順を繰返し、変数ｎが６
を越えると（ステップ２０３９分岐Ｙ）、ステップ２０
４ 、２０５で反応の進行の程度を判別する。つまりス
テップ２０４では、ｎ−ｗ ５の場合、 ΣＶｍ−ΣＶｍ −（Ｖ、−富÷Ｖａ−＋＋Ｖｓ ） （Ｖ
ｍ−ｓ＋ Ｖｍ−ｅ＋ Ｖａ−ａ）−（Ｖａ ＋Ｖｓ
＋Ｖ＆） （Ｖｌ ＋Ｖ＊ ＋Ｖ３）の値、Ｉｐち反
応電圧の所定時間当たりの変化量をノイズ読込みの影響
を除くため、平均値の形で求め、ΔＶとして記憶する。 ステップ２０５では前記変化量ΔＶが所定値８以上であ
るか否かを判別し、ａ以上（分岐Ｙ）であれば反応開始
として、この手順を終わる。しかしａ未満（分岐Ｎ）で
あれば反応は未開始であるとして、ステップ２０６に進
み、変敗ｎをインクリメントする。 次はステップ２０２で新たにディジタル変換値を読込み
、新たなＶ、を記憶する０次にステップ２０３（分岐Ｙ
）を経てステップ２０４において、ｎ−７の場合、 ＝ （Ｖｓ ＋Ｖ＆ 十Ｖ？） （Ｖｌ ＋Ｖ３ ＋
Ｖ＊）の値（移動平均値）を求めΔＶとして記憶し、以
後、値ΔＶが所定値ａを越えるまではステップ２０５→
２０６→２０２〜２０５の動作を繰り返す。 なお反応開始時点の判別方法としては、第１図（Ｂ）の
手順のように所定時間当たりの反応電流ｉ（従って反応
電圧）の増加量が所定値を越えた時点として判別する方
法のほか、反応電流ｉが所定値を越えた時点を用いるこ
とも可能である。
以上の説明から明らかなようにこの発明によれば、自動
的に反応開始時点を検出し、反応開始時点から、一定時
間経過後の反応電流値により、血糖値を算出する方式と
したため、検体血液を全血のまま希釈することな（、血
糖値測定を簡単な操作で短時間に行うことができる。
的に反応開始時点を検出し、反応開始時点から、一定時
間経過後の反応電流値により、血糖値を算出する方式と
したため、検体血液を全血のまま希釈することな（、血
糖値測定を簡単な操作で短時間に行うことができる。
第１図（ａ） 、 （Ｂ）は本発明の一実施例としての
要部の動作を示すフローチャート、第２図は本発明の詳
細な説明する特性図、第３図は反応電流の一般的な時間
的推移を示す特性図で第２図と同種のものである。第４
図は固定化酵素膜利用計測装置の基本構成を示すブロッ
ク回路図である。 Ｐ：反応セル、Ｐｐ、Ｐｎ：電極、五：反応電流、２：
電流／電圧変換回路（ｉ／Ｖアンプ）、３：オートゼロ
回路、４：アンプ、５＋Ａ／Ｄコンバータ（ＡＤＣ）
、６ ：マイクロコンピュータ（Ａ） 一！＆ Ｉ Ｍ４ ８血＃恨 ２２図 牙３図
要部の動作を示すフローチャート、第２図は本発明の詳
細な説明する特性図、第３図は反応電流の一般的な時間
的推移を示す特性図で第２図と同種のものである。第４
図は固定化酵素膜利用計測装置の基本構成を示すブロッ
ク回路図である。 Ｐ：反応セル、Ｐｐ、Ｐｎ：電極、五：反応電流、２：
電流／電圧変換回路（ｉ／Ｖアンプ）、３：オートゼロ
回路、４：アンプ、５＋Ａ／Ｄコンバータ（ＡＤＣ）
、６ ：マイクロコンピュータ（Ａ） 一！＆ Ｉ Ｍ４ ８血＃恨 ２２図 牙３図
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １）固定化酵素膜と２つの電極とを備えた反応セルに、
被測定物質を含んだ液体（以下被測定液という）を注入
して前記電極間に所定電圧を加え、このとき前記電極間
を流れる反応電流を測定することにより、前記被測定物
質の濃度等を計測する装置において、 前記反応セルに前記被測定液を注入したのち、前記反応
電流の増大の開始時点を検出する反応開始検出手段と、
前記開始時点から所定時間を経過した後の反応電流を計
測する計測手段と、を備えるとともに、前記所定時間経
過後の反応電流から前記濃度等を求めることを特徴とす
る固定化酵素膜利用計測装置。 ２）特許請求の範囲第１項に記載の装置において、前記
反応開始検出手段は、所定時間当たりの前記反応電流の
増加量が、所定の値を越えた時点を、前記開始時点とす
る手段であることを特徴とする固定化酵素膜利用計測装
置。 ３）特許請求の範囲第１項に記載の装置において、前記
反応開始検出手段は、前記反応電流の大きさが、所定の
値を越えた時点を、前記開始時点とする手段であること
を特徴とする固定化酵素膜利用計測装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60147884A JPS629265A (ja) | 1985-07-05 | 1985-07-05 | 固定化酵素膜利用計測装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60147884A JPS629265A (ja) | 1985-07-05 | 1985-07-05 | 固定化酵素膜利用計測装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS629265A true JPS629265A (ja) | 1987-01-17 |
Family
ID=15440381
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP60147884A Pending JPS629265A (ja) | 1985-07-05 | 1985-07-05 | 固定化酵素膜利用計測装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS629265A (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS63304150A (ja) * | 1987-04-09 | 1988-12-12 | ノバ・バイオメディカル・コーポレーション | グルコース検定用酵素電極及びグルコース検定方法 |
| JP2001033419A (ja) * | 1999-06-15 | 2001-02-09 | Lifescan Inc | 電気化学的測定のタイミングを開始するための試料の検出 |
| JP2007114197A (ja) * | 2005-10-17 | 2007-05-10 | Lifescan Inc | 生理液の測定方法 |
-
1985
- 1985-07-05 JP JP60147884A patent/JPS629265A/ja active Pending
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS63304150A (ja) * | 1987-04-09 | 1988-12-12 | ノバ・バイオメディカル・コーポレーション | グルコース検定用酵素電極及びグルコース検定方法 |
| JP2001033419A (ja) * | 1999-06-15 | 2001-02-09 | Lifescan Inc | 電気化学的測定のタイミングを開始するための試料の検出 |
| JP4573400B2 (ja) * | 1999-06-15 | 2010-11-04 | ライフスキヤン・インコーポレーテツド | 電気化学的測定のタイミングを開始するための試料の検出 |
| JP2007114197A (ja) * | 2005-10-17 | 2007-05-10 | Lifescan Inc | 生理液の測定方法 |
| US8486245B2 (en) | 2005-10-17 | 2013-07-16 | Lifescan, Inc. | Methods for measuring physiological fluids |
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