JPWO2009057794A1 - コントロール液の判別方法および分析装置 - Google Patents

Abstract

本発明は、分析用具を用いて試料中の特定成分を分析するシステムにおいて、試料とコントロール液とを判別する方法に関する。この判別方法は、分析用具における第１および第２の電極の間に電圧を印加したときの応答値を測定する第１ステップ（Ｓ２）、応答値における極大値または極大値に関連付けられた関連値を、予め定めた閾値と比較する第２ステップ（Ｓ３）、極大値または関連値と閾値との比較結果に基づいて、試料とコントロール液とを判別する第３ステップ（Ｓ４）、を含んでいる。

Description

本発明は、試料中の特定成分を分析する場合において、試料とコントロール液とを判別する方法および分析装置に関する。

血液中におけるグルコース濃度など生体情報を知ることは、種々の疾患の発見・治療に重要である。血液中の生体情報を得る方法としては、バイオセンサなどの分析用具を用いる方法がある。この方法は、分析用具に設けられた反応試薬層に血液試料を供給して血液試料と試薬を反応させ、そのときの反応生成物に基づいて血液試料における特定成分の濃度に応じた情報を、電気化学的手法あるいは光学的手法を利用して濃度測定装置において検出するものである。

このような濃度測定装置においては、測定結果の信頼性を確保するために、装置を長期間使用しなかった場合、あるいは一定期間ごとに装置が正常に稼動するか否かを検査する必要がある。通常、濃度測定装置の検査は、測定者が濃度測定装置を操作して手動でコントロール液測定モードを選択するとともに装置に分析用具を装着し、分析用具にコントロール液を供給することにより行なわれている。

このような方法では、測定者としては、装置の稼動検査を行なうための操作が必要となるばかりか、装置の検査の終了後においては、通常の測定モードに戻すための操作がさらに必要となり、負担が大きい。また、通常の測定モードからコントロール液測定モードへのモード変更を行なわずに装置の検査を行なってしまい、それとは逆に、コントロール測定モードから通常の測定モードへのモード変更を行なわずに試料の測定を行なってしまうといった事態も生じる。その結果、正確な検査結果あるいは測定結果を得られず、再検査や再測定の必要が生じるなどの不具合が生じる。また、測定者が測定値の管理を行なっている場合には、管理データの中に不必要なコントロール液の測定結果が混在してしまい、測定値の管理を適切に行なうことができなくなる。

このような不具合を解消するために、濃度測定装置においてコントロール液を自動的に認識し、装置の検査を行なうことが提案されている（たとえば特許文献１−３参照）。

特許文献１に記載の方法は、全血とコントロール液との間での反応試薬層の溶解性の相違に着目したものであり、全血とコントロール液との間での測定電流値の相違に基づいて、全血とコントロール液とを区別するものである。

特許文献２には、特許文献１と同様に、電気化学的手法を利用した測定システムにおいて、測定電流値の相違に基づいて、全血とコントロール液とを判別する方法が開示されている。

特許文献３に記載の方法は、電気化学的手法を利用した測定システムにおいて、電極式のバイオセンサに対して、作用極および対極に加えて検知用電極を設ける一方で、検知用電極を利用して得られる酸化電流からコントロール液を自動的に判別するものである。特許文献３に記載の方法は、コントロール液がバイオセンサの試薬反応層と反応により得られる酸化電流の挙動と、試料と反応試薬層とが反応したときに得られる酸化電流の挙動が異なることに着目したものであり、特定時間経過時の酸化電流値あるいは酸化電流値の経時変化に基づいて、試料とコントロール液と自動的を区別するものである。

しかしながら、特許文献１ないし３に記載の方法は、応答電流の経時変化からコントロール液と試料とを判別するものである。そのため、複数の濃度のコントロール液と、種々の濃度の試料とを区別するのは困難である。とくに、血液試料中のグルコースを測定する場合には、応答電流が血液中のヘマトクリット値の影響を受けるため、種々の濃度およびヘマトクリットの血液試料と、コントロール液とを区別するのは困難である。

特開２００３−１１４２１４号公報 特開２００５−５３１７６０号公報 特開２００１−２０８７１８号公報

本発明は、測定者の負担を軽減しつつ誤測定が生じることを抑制しつつ、コントロール液を正確に判別できるようにすることを課題としている。

本発明の第１の側面では、分析用具を用いて試料中の特定成分を分析するシステムにおいて、試料とコントロール液とを判別する方法であって、上記分析用具における第１および第２の電極の間に電圧を印加したときの応答値を測定する第１ステップと、上記応答値における極大値または上記極大値に関連付けられた関連値を、予め定めた閾値と比較する第２ステップと、上記極大値または上記関連値と上記閾値との比較結果に基づいて、試料とコントロール液とを判別する第３ステップと、を含む、コントロール液の判別方法が提供される。

ここで、本発明では、特段の指定がない限り、応答値という場合には電流値および電圧値を含み、極大値という場合には最大値および１または複数のピーク値を含み、関連値という場合には複数の極大値が表れるときの、それらの極大値の平均値および積算値を含んでいる。

上記第１ステップにおいては、たとえば少なくとも１つのパルスを含んだ波形の電圧が印加される。好ましくは、上記第１ステップにおいては、複数のパルスを含んだ波形、たとえば交流波形の電圧が印加される。ここで、交流波形とは、値が周期的に変化する場合を意味し、必ずしも値が正負に変化する場合には限定されない。

上記分析用具は、上記試料を分析するために用いる第３および第４の電極をさらに備えていてもよい。

上記試料は、たとえば全血であり、上記コントロール液は、たとえば上記全血よりも高濃度の塩化ナトリウムなどの電解質を含んだものである。

本発明の第２の側面では、分析用具を用いて試料中の特定成分を分析する装置あって、上記分析用具における第１および第２の電極の間に電圧を印加するための電源と、上記第１および第２の電極の間に電圧を印加したときの応答値を測定する測定部と、上記応答値における極大値または上記極大値と関連付けた関連値を、予め定めた閾値と比較し、試料とコントロール液とを判別する演算部と、を含む、分析装置が提供される。

上記電源は、たとえば交流電源である。

本発明に係るコントロール液の判別方法の適用対象となる分析システムの一例を示す全体斜視図である。 図１に示した分析システムで使用するバイオセンサの一例を示す斜視図である。 図２のIII−III線に沿う断面図である。 図２に示したバイオセンサの分解斜視図である。 図１のＶ−Ｖ線に沿う断面図である。 図１に示した分析システムのブロック図である。 本発明に係るコントロール液の自動判別方法を説明するためのフローチャートである。 図８Ａおよび図８Ｂは、バイオセンサの検知極への電圧印加パターンおよび応答電流の例を示すグラフである。 図９Ａおよび図９Ｂは、バイオセンサの検知極への電圧印加パターンの他の例を示すグラフである。 図１０Ａおよび図１０Ｂは、バイオセンサの検知極への電圧印加パターンのさらに他の例を示すグラフである。 図１１Ａないし図１１Ｃは、実施例１におけるバイオセンサの検知極への電圧印加パターンおよび出力電圧の測定結果を示すグラフである。 図１２Ａないし図１２Ｃは、実施例２における出力電圧（応答電流）のタイムコースでの複数の出力ピークの平均値を示すグラフである。 図１３Ａないし図１３Ｆは、実施例３における出力電圧（応答電流）の測定結果を示すグラフである。 実施例３における複数回の出力電圧（応答電流）の測定でのピーク値の平均値を示すグラフである。

符号の説明

１ 分析装置
２ バイオセンサ（分析用具）
２４ 電極（第３電極）
２４Ａ 作用極
２５ 電極（第４電極）
２５Ａ 対極
２６，２７ 電極（第１および第２電極）
２６Ａ，２７Ａ 検知極

以下、本発明について、図面を参照して具体的に説明する。

図１に示した分析装置１は、バイオセンサ２を用いて、試料中の特定成分の濃度を測定するように構成されたものである。

図２ないし図４に示したように、バイオセンサ２は、使い捨てとして構成されており、全体として平板状の形態に形成されている。このバイオセンサ２は、略長矩形状の基板２０に対して、スペーサ２１を介してカバー２２を接合した構成を有している。バイオセンサ２では、各要素２０〜２２により基板２０の長手方向Ｄ１，Ｄ２に延びるキャピラリ２３が規定されている。

スペーサ２１は、キャピラリ２３の高さ寸法を規定するためのものであり、たとえば両面テープやホットメルト接着剤により構成されている。このスペーサ２１には、キャピラリ２３の幅寸法を規定するためスリット２１Ａが設けられている。

カバー２２は、キャピラリ２３の内部の気体を外部に排気するための排気口２２Ａを有している。このカバー２２は、たとえばビニロンや高結晶化ＰＶＡなどの濡れ性が高い熱可塑性樹脂により形成されている。

基板２０は、絶縁樹脂材料によりカバー２２よりも大きな形状に形成されており、その上面には、電極２４，２５，２６，２７および試薬層２８が形成されている。

電極２４，２５は、キャピラリ２３に導入された血液などの試料の分析を行なうために利用されるものである。電極２４は作用極２４Ａを含んでおり、電極２５は対極２５Ａを含んでいる。作用極２４Ａおよび対極２５Ａは、キャピラリ２３に導入された試料に電圧を印加するためのものであり、キャピラリ２３において露出している。

電極２６，２７は、キャピラリ２３に導入された液体がコントロール液であるか否かを判断するための利用されるものである。電極２６，２７は、検知極２６Ａ，２７Ａを有している。検知極２６Ａ，２７Ａは、キャピラリ２３に導入された液体に電圧を印加するためのものであり、キャピラリ２３において露出している。

電極２４〜２７はさらに、分析装置１にバイオセンサ２を装着したときに、後述する分析装置１の端子３１〜３４（図６参照）に接触させるための端部２４Ｂ，２５Ｂ，２６Ｂ，２７Ｂを有している。

試薬層２８は、作用極２４Ａおよび対極２５Ａを覆うように設けられており、キャピラリ２３の内部に配置されている。この試薬層２８は、たとえば酸化還元酵素および電子伝達物質を含んでおり、血液などの試料やコントロール液に対して容易に溶解する固体状に形成されている。

酸化還元酵素は、試料における被分析成分の種類に応じて選択され、たとえばグルコースを分析する場合には、グルコースオキシダーゼ（ＧＯＤ）やグルコースデヒドロゲナーゼ（ＧＤＨ）を用いることができ、典型的にはＰＱＱＧＤＨが使用される。電子伝達物質としては、たとえばルテニウム錯体や鉄錯体を使用することができ、典型的には[Ｒｕ(ＮＨ₃)₆]Ｃｌ₃やＫ₃[Ｆｅ(ＣＮ)₆]を使用することができる。

キャピラリ２３は、毛細管現象を利用して液体（試料あるいはコントロール液）を排気口２２Ａに向けて移動させるとともに、導入された液体を保持するためのものである。キャピラリ２３の内部に液体を導入した場合には、試薬層２８が溶解させられ、キャピラリ２３の内部に電子伝達物質、酸化還元酵素および液体を含む液相反応系が構築される。

ここで、試料としては、血液、尿あるいは唾液などの生化学的試料が用いられ、試料における分析対象となる特定成分としては、グルコース、コレステロールあるいは乳酸を挙げることができる。

コントロール液としては、グルコースなどの特定成分、緩衝液および電解質を含むものが用いられる。

緩衝液は、目的とするｐＨ範囲に緩衝能を有するものであればよく、たとえば安息香酸塩、トリス、あるいは２−モルホリノエタンスルホン酸（ＭＥＳ）を使用することができる。

電解質としては、たとえば試料が血液などの生化学的試料である場合には、塩化ナトリウムが採用される。コントロール液における塩化ナトリウムの濃度は、たとえば１００ｍＭ以上、好ましくは３００ｍＭ以上とされる。ここで、コントロール液における電解質濃度、たとえば塩化ナトリウム濃度を大きく設定した場合、電極２６，２７（検知極２６Ａ，２７Ａ）に交流電圧を供給したときの応答を大きくすることが可能となる。

コントロール液にはさらに、増粘剤、防腐剤、あるいは色素などを添加してもよい。増粘剤としては、公知の種々のもの、たとえばポリビニルアルコール（ＰＶＡ）あるいはエコーガム（キサンタンガム）などを使用することができる。防腐剤としては、公知の種々のもの、たとえばイソチアゾロンを使用することができる。色素としては、コントロール液を着色できるものであればよく、たとえば食用赤色４０号、食用赤色１０６号、食用青色１号などの食用色素を使用することができる。

図５および図６に示したように、分析装置１は、コネクタ部３および廃棄機構４を備えている。

コネクタ部３は、バイオセンサ２が装着される部分であり、端子台３０に複数の端子３１，３２，３３，３４を固定した構成を有している。

端子３１，３２は、バイオセンサ２の作用極２４Ａと対極２５Ａとの間に電圧を印加するためのものであり、コネクタ部３にバイオセンサ２を装着したときに電極２４，２５の端部２４Ｂ，２５Ｂに接触するものである。一方、端子３３，３４は、バイオセンサ２の検知極２６Ａ，２７Ａとの間に電圧を印加するためのものであり、コネクタ部３にバイオセンサ２を装着したときに電極２６，２７の端部２６Ｂ，２７Ｂに接触するものである。

各端子３１〜３４は、先端部が板バネとして構成されており、コネクタ部３にバイオセンサ２を装着したときに、コネクタ部３においてバイオセンサ２を適切に保持させる役割をも果している。

廃棄機構４は、使用済みのバイオセンサ２を分析装置１から廃棄するためのものである。この廃棄機構４は、コイルバネ４０によって付勢された操作レバー４１を有している。

操作レバー４１は、バイオセンサ２を押し出す押圧体４２を移動させるために操作される部分であり、その一部が筐体１０から露出した状態において、筐体１０に対してＤ１，Ｄ２方向に往復移動可能とされている。

図６に示したように、分析装置１はさらに、直流電源１１、交流電源１２、電流測定部１３、演算部１４、および制御部１５を備えている。

直流電源１１は、端子３１，３２を介してバイオセンサ２の作用極２４Ａと対極２５Ｂとの間に電圧を印加するためのものである。

交流電源１２は、端子３３，３４を介してバイオセンサ２の検知極２６Ａと検知極２７Ｂとの間に電圧を印加するためのものである。

電流測定部１３は、作用極２４Ａと対極２５Ａとの間に直流電圧を印加したとき、あるいは検知極２６Ａ，２７Ａの間に交流電圧を印加したときの応答電流値を測定するためのものである。

演算部１４は、電流測定部１２での測定結果に基づいて、試料中の特定成分の濃度を演算し、あるいはバイオセンサ２に点着された液体が試料であるかコントロール液であるかを判別するのに必要な演算を行うものである。

制御部１５は、直流電源１１および交流電源１２による電圧印加状態の制御、電流測定部１３における測定タイミングの制御、および演算部１４の演算動作を初めとする各種の動作を制御するものである。

次に、分析装置１の動作の一例について、図７にフローチャートを参照しつつ説明する。

図７に示したように、分析装置１では、バイオセンサ２が装着された場合に、まずバイオセンサ２のキャピラリ２３に液体が供給されたか否かを判断する（Ｓ１）。この判断は、バイオセンサ２における作用極２４Ａ、対極２５Ａおよび検知極２６Ａ，２７Ａのうちの少なくも二極が液絡したか否かを検出することにより行なわれる。すなわち、バイオセンサ２のキャピラリ２３に液体が供給された場合には、バイオセンサ２のキャピラリ２３において生じる毛細管力によってキャピラリ２３が液体により満たされていく。そのため、作用極２４Ａ、対極２５Ａおよび検知極２６Ａ，２７Ａのうちの少なくも二極の間に直流電源１１または交流電源１２によって電圧を印加することにより、二極間に電流が流れる。その結果、電流測定部３１において応答電流を測定するとともに、電流測定部３１での測定結果をモニタリングすることにより、二極間が液絡したか否か、すなわちキャピラリ２３に液体が供給されたか否かを検出することができる。典型的には、液体が供給されたか否かの判断は、キャピラリ２３における液体の移動方向Ｄ２の下流側にある作用極２４Ａと対極２５Ａとの間が液絡したかを検出することにより行なわれる。

制御部１５は、バイオセンサ２に液体が供給された判断した場合には（Ｓ１：ＹＥＳ）、バイオセンサ２に供給された液体が試料およびコントロール液のいずれであるかを判別する（Ｓ２〜Ｓ４）。一方、制御部１５は、バイオセンサ２に液体が供給されていない判断した場合には（Ｓ１：ＮＯ）、液体が供給されたと判断されまで、繰り返しＳ１の判断を行なう。ただし、所定回数の判断を繰り返しても液体が供給されていないと判断され（Ｓ１：ＮＯ）、あるいは最初の判断から一定時間経過しても液体が供給されていないと判断される場合には（Ｓ１：ＮＯ）、エラー処理を行なうようにしてもよい。

ここで、制御部１５によって液体が供給されたと判断された場合には（Ｓ１：ＹＥＳ）、まず交流電源１２によって検知極２６Ａ，２７Ａの間に電圧を印加した状態において、検知極２６Ａ，２７Ａからの応答電流を電流測定部１３において一定時間毎に測定する（Ｓ２）。応答電流を測定する時間間隔は、たとえば０．０１秒〜１秒の範囲から選択される。

検知極２６Ａ，２７Ａへの電圧の印加は、たとえば図８Ａに示したパターンのように矩形パルスが繰り返し供給される交流波形として行なわれる。図８Ａにおいては、キャピラリ２３に液体が供給されたことが確認された時点を０秒としてある。ここで、印加電圧は、たとえば最大値が０．１〜２．０Ｖ、印加時間（パルス幅）が１〜１０秒、周波数が０．１Ｈｚ以上とされる。

一方、電圧印加時の応答電流は、電圧印加パターンを図８Ａに示した交流波形とした場合には、図８Ｂに示したように電圧印加パルスに対応した複数のパルスを含んだパターンとなる。応答電流の各パルスは、極めて急峻な立ち上がりの後に一定値に漸近するパターンとなるとともに、試料とコントロール液とでは立ち上がり時のピーク電流値が異なったものとなる。たとえば試料として全血を用いる一方で、コントロール液として塩化ナトリウムおよび緩衝剤を含むものを用いる場合には、全血（実線）のピーク電流値Ａ１よりもコントロール液（鎖線）のピーク電流値Ａ２のほうが大きくなる。そのため、応答電流におけるパルスのピーク電流値あるいはピーク電流に関連付けた関連値が所定の閾値よりも大きいか、あるいは小さいかにより、血液とコントロール液とを区別することが可能となる。

次いで、演算部１４は、閾値と比較するための比較値を決定する（Ｓ３）。ここで、図８Ａに示した電圧印加パターンでは、図８Ｂに示したように複数のピーク電流値Ａ１，Ａ２が現れることとなるが、比較値としては、試料とコントロール液とを区別できる限りにおいては、いずれのピーク電流値を採用してもよく、また複数のピーク電流値Ａ１，Ａ２のうちの最大値あるいは最小値、もしくは複数のピーク電流値Ａ１，Ａ２の平均値や積算値を採用してもよい。

コントロール液の判別時の電圧印加パターンとしては、図９Ａに示したように１つの矩形パルスのみを含む波形であってもよい。その場合には、応答電流値としては図８Ｂに示したパルスと同様なパルスが１つ現れるため、このパルスのピーク電流値あるいはピーク電流に関連付けた関連値に基づいて、試料とコントロール液を判別することができる。図９Ａに示した電圧印加パターンは、交流電源１２により供給することが可能であるが、直流電源１１によっても供給することができる。そのため、直流電源１１により図９Ａに示したパターンの電圧を供給する場合には、交流電源１２を省略してもよい。

また、図９Ｂに示したように、コントロール液の判別時の電圧印加パターンとしては、直流電圧を印加してもよく、その場合にも交流電源１２を省略することができる。

演算部１４はさらに、比較値と閾値とを比較し、キャピラリ２３に導入された液体が試料およびコントロール液のうちのいずれであるかを判別する（Ｓ４）。ここで、閾値は、たとえばコントロール液の応答電流における最大値の７０〜８０％に相当する値、あるいは試料の応答電流における最大値の１１０〜１２０％に相当する値に設定される。

制御部１５は、比較値が閾値よりも小さい場合にキャピラリ２３に導入された液体が試料であると判断し（Ｓ４：ＹＥＳ）、比較値が閾値よりも大きい場合にキャピラリ２３に導入された液体がコントロール液であると判断する（Ｓ４：ＮＯ）。

制御部１５は、キャピラリ２３に導入された液体が試料であると判断した場合には（Ｓ４：ＹＥＳ）、試料中の特定成分の分析を行う（Ｓ５）。この分析は、作用極２４Ａと対極２５Ａとの間に直流電源１１によって直流電圧を印加したときの応答電流値に基づいて行なうことができる。より具体的には、特定成分の分析は、直流電圧を印加してから一定時間後における応答電流値を、応答電流値と特定成分の濃度との関係を示す検量線や対応表にあてはめることにより行なうことができる。

また、試料として全血を用いる場合には、検知極２６Ａ，２７Ａにおける応答電流値に基づいて、ヘマトクリット値の影響を除外するための補正を行なってもよい。この場合の補正は、公知の手法を採用することができる。

一方、制御部１５は、キャピラリ２３に導入された液体がコントロール液であると判断した場合には（Ｓ４：ＮＯ）、コントロール液を用いて分析装置１の状態を検査する（Ｓ６）。この検査は、通常の試料分析と同様に行なわれ、たとえばコントロール液を分析したときの特定成分が所定の範囲にあるときに分析装置１が正常に稼動していると判断する一方で、特定成分の濃度が所定の範囲にないときに分析装置１に異常があると判断する。

分析装置１では、コントロール液を測定する際に、測定者がコントロール液を測定するためのモード選択を行なう必要はなく、測定者の負担が軽減される。また、コントロール液を自動で判別するようにすれば、通常の測定モードからコントロール液測定モードへのモード変更を行なわずに分析装置１の検査を行なってしまい、それとは逆に、コントロール液測定モードから通常の測定モードへのモード変更を行なわずに試料の測定を行なってしまうといった事態も生じない。その結果、正確な検査結果あるいは測定結果を得られるようになり、再検査や再測定の必要が生じにくく、測定値を管理する場合においても、管理データにコントロール液の測定値が混在してしまうことを回避することができる。

本発明は、先に説明した実施の形態には限定されない。たとえば、分析装置１やバイオセンサ２の構成は図示したものには限定されない。

また、コントロール液を判別するときのバイオセンサの検知極２６Ａ，２７Ａに印加する電圧のパターンは、図８Ａ、図９Ａおよび図９Ｂに示したパターンには限定されず、たとえば図１０Ａないし図１０Ｄに示したパターン、その他のパターンであってもよい。

図１０Ａに示したパターンは複数の台形パルスを含む交流波形であり、図１０Ｂに示したパターンは複数の三角パルスを含む交流波形であり、図１０Ｃに示したパターンは複数の正弦パルス（半周期分）を含む交流波形であり、図１０Ｄに示したパターンは正弦波形である。図１０Ａないし図１０Ｄに示したパターンは、複数のパルスを含む波形であったが、検知極２６Ａ，２７Ａに印加する電圧のパターンは、１つのパルスのみを含む波形であってもよい。

本発明はさらに、試料中の特定成分を光学的に分析するように構成された分析システムにおいても採用することができる。

本実施例では、交流電圧を供給したときの応答電流の極大値に基づいて血液試料とコントロール液とを判別することができるか否かを検討した。

応答電流の測定は、バイオセンサ（「Ｘセンサー」：アークレイ株式会社製）において試薬層を設けていないものを用いた。「Ｘセンサー」は、一対の電極を有するものであり、これらの電極を検知極とした。

コントロール液としては、下記表１の示した基本組成に、塩化ナトリウム濃度を５００ｍＭ、グルコース濃度を１０３ｍｇ／ｄＬに設定しものを使用した。

血液試料としては、ヘマトクリット値（Ｈｃｔ）を４０％、グルコース濃度を１２０ｍｇ／ｄＬに設定したものを使用した。

応答電流は、Ｘセンサーの一対の電極（検知極）との間に、図１１Ａに示したパターンで電圧印加することにより測定した。電圧の印加は、交流電源を用いて、最大印加電圧が１Ｖの矩形パルスを周波数１０Ｈｚとして供給した。応答電流は、サンプリング間隔を２０μｓｅｃ、測定時間を１０秒間として測定した。応答電流の測定結果は、電流値を電圧に換算した値として、全血については図１１Ｂに、コントロール液については図１１Ｃにそれぞれ示した。

図１１Ｂおよび図１１Ｃに示したように、全血およびコントロール液ともに、出力電圧（応答電流）は矩形パルスを供給したときに瞬時に立ち上がり、その後に一定値に漸近する傾向にあり、矩形パルスを供給していないときには略ゼロであった。すなわち、全血およびコントロール液の出力電圧（応答電流）は、複数のピーク値を有するタイムコースとなった。その一方で、出力電圧（応答電流）のピーク値は、コントロール液のほうが全血よりも大きくなった。そのため、交流電圧を印加したときの出力電圧（応答電流）のピーク値により、コントロール液と全血とを判別できるものと考えられる。

また、検知極に交流電圧を供給する場合に限らず、検知極にシングルパルスを供給したときにも、出力電圧（応答電流）がピーク値を有するものとなるのは明らかである。そのため、検知極へのシングルパルス（図１１Ａの１周期分）の供給によっても、ピーク値により、コントロール液と全血とを判別できるものと考えられる。

本実施例では、交流電圧を供給したときの応答電流の極大値に基づいて、塩化ナトリウムおよびグルコースの濃度の異なる複数のコントロール液と、ヘマトクリット値の異なる複数種の全血とを判別することができるか否かを検討した。

コントロール液としては、上記表１に示した基本組成に、下記表２に示した組成となるように塩化ナトリウムおよびグルコース濃度を添加した９種類のものを使用した。

血液試料としては、ヘマトクリット値（Ｈｃｔ）の異なる３種類の全血を使用した。Ｈｃｔは２０％（試料１）、４０％（試料２）および６０％（試料３）に設定し、グルコース濃度は１２０ｍｇ／ｄＬに設定した。

応答電流は、実施例１と同様な条件で測定した。応答電流の測定結果は、応答電流を換算した出力電圧のタイムコースにおける複数のピーク値の平均値として、図１２Ａないし図１２Ｃにそれぞれ示した。図１２Ａは測定開始から０〜１秒の間におけるピーク値の平均値であり、図１２Ｂは測定開始から１〜２秒の間におけるピーク値の平均値であり、図１２Ｃは測定開始から８〜９秒の間におけるピーク値の平均値である。

図１２Ａないし図１２Ｃから分かるように、測定時間や全血のＨｃｔに関係なく、コントロール液における平均値のほうが全血における平均値よりも大きくなった。そのため、出力電圧（応答電流）における任意のピーク値により、あるいはピーク値の平均値により、コントロール液と全血とを判別できるものと考えられる。

また、コントロール液に関しては、塩化ナトリウムの濃度が高くなるほど、平均値が大きくなる傾向にあった。そのため、コントロール液と全血とをより適切に判別するためには、コントロール液として塩化ナトリウム濃度が比較的に大きなもの、たとえば５００ｍＭ以上のものを用いるのが好ましい。

本実施例では、印加電圧を定電圧（直流電圧）としたときの応答電流の極大値に基づいて、血液試料とコントロール液とを判別することができるか否かを検討した。

コントロール液としては、上記表１の示した組成を基本とし、グルコース濃度の異なる３種類のものを使用した。グルコース濃度は、４６ｍｇ／ｄＬ（試料１）、１０３ｍｇ／ｄＬ（試料２）および２２０ｍｇ／ｄＬ（試料３）に設定した。

血液試料としては、ヘマトクリット値（Ｈｃｔ）の異なる３種類の全血を使用した。Ｈｃｔは２０％（試料１）、４０％（試料２）および６０％（試料３）に設定し、グルコース濃度は１２０ｍｇ／ｄＬに設定した。

応答電流は、Ｘセンサーの一対の電極（検知極）に１Ｖの定電圧（図９Ｂ参照）を供給した以外は、実施例１と同様な条件で測定した。応答電流の測定結果は、タイムコースとして図１３Ａないし図１３Ｆにそれぞれ示した。また、同一組成の試料を用いて応答電流を５回測定したときのピーク値の平均値について、図１４に示した。

図１３Ａないし図１３Ｆに示したように、全血およびコントロール液ともに、電圧を供給した瞬間に出力電圧（応答電流）に立ち上がり、その後に一定値に漸近する傾向にあり、ピーク値を有するタイムコースとなった。その一方で、出力電圧（応答電流）のピーク値は、コントロール液（図１３Ｄないし図１３Ｆ）のほうが全血（図１３Ａないし図１３Ｃ）よりも大きくなった。また、図１４に示したように、複数回の試行におけるピーク値の平均値は、コントロール液のほうが全血よりも大きくなった。そのため、定電圧（直流電圧）を供給する場合においても、出力電圧（応答電流）のピーク値により、コントロール液と全血とを判別できるものと考えられる。

Claims (8)

1. 分析用具を用いて試料中の特定成分を分析するシステムにおいて、試料とコントロール液とを判別する方法であって、
   上記分析用具における第１および第２の電極の間に電圧を印加したときの応答値を測定する第１ステップと、
   上記応答値における極大値または上記極大値と関連付けた関連値を、予め定めた閾値と比較する第２ステップと、
   上記極大値または上記関連値と上記閾値との比較結果に基づいて、試料とコントロール液とを判別する第３ステップと、
   を含む、コントロール液の判別方法。
2. 上記第１ステップにおいては、少なくとも１つのパルスを含んだ波形の電圧が印加される、請求項１に記載のコントロール液の判別方法。
3. 上記第１ステップにおいては、複数のパルスを含んだ波形の電圧が印加される、請求項２に記載のコントロール液の判別方法。
4. 上記波形は、交流波形である、請求項３に記載のコントロール液の判別方法。
5. 上記分析用具は、上記試料を分析するために用いる第３および第４の電極をさらに備えている、請求項１に記載のコントロール液の判別方法。
6. 上記試料は全血であり、
   上記コントロール液は上記全血よりも高濃度の電解質を含んだものである、請求項１に記載のコントロール液の判別方法。
7. 分析用具を用いて試料中の特定成分を分析する装置であって、
   上記分析用具における第１および第２の電極の間に電圧を印加するための電源と、
   上記第１および第２の電極の間に電圧を印加したときの応答値を測定する測定部と、
   上記応答値における極大値または上記極大値と関連付けた関連値を、予め定めた閾値と比較し、試料とコントロール液とを判別する演算部と、
   を含む、分析装置。
8. 上記電源は、交流電源である、請求項７に記載の分析装置。

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