WO2005040784A1 - 試料分析方法、および試料分析装置 - Google Patents

試料分析方法、および試料分析装置 Download PDF

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PCT/JP2004/015415
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Takuji Kawai
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Arkray, Inc.
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    • Y10T436/142222—Hetero-O [e.g., ascorbic acid, etc.]
    • Y10T436/143333—Saccharide [e.g., DNA, etc.]
    • Y10T436/144444—Glucose

Definitions

  • the present invention relates to a technique for analyzing a specific component (eg, glucose, cholesterol, lactic acid, etc.) in a sample (eg, a biochemical sample such as blood or urine).
  • a specific component eg, glucose, cholesterol, lactic acid, etc.
  • a sample eg, a biochemical sample such as blood or urine.
  • a method using a disposable glucose sensor is adopted as a simple method (for example, see Patent Document 1).
  • Some glucose sensors are configured to output a response current value necessary for calculating a blood glucose level when the glucose sensor is attached to an analyzer.
  • the magnitude of the response current value is determined using a double integration circuit having a capacitor.
  • the blood sugar level is calculated based on the determined response current value.
  • the response current value is determined as shown in Fig. 11A and Fig. 11B, when the charge correlated with the response current value is charged in the capacitor for a certain time (T) and then discharged when the capacitor force charge is discharged.
  • the response current value (I) for calculating the blood glucose level is characteristic from the time (t) when it is confirmed that the blood was supplied to the glucose sensor.
  • Is supplied for example, by confirming whether the measured response current value exceeds a predetermined threshold (I).
  • the time interval ⁇ for measuring the response current value must be set to a relatively large value.
  • the response current value sharply increases as can be seen from FIG. Therefore, when the time interval ⁇ for measuring the response current value is set relatively large, the response current value greatly exceeds the threshold value 0). There is a possibility that blood is supplied to the glucose sensor at the floor. Therefore, when the time interval ⁇ for measuring the response current value is set relatively large, it becomes impossible to accurately specify the point in time when blood is supplied. Such inaccuracies cause the time required for sampling the response current value for force calculation at the time of blood supply to vary for each measurement, which may cause a decrease in blood glucose measurement accuracy.
  • Patent Document 1 Japanese Patent Publication No. 8-10208
  • An object of the present invention is to accurately grasp the point in time when a sample is supplied to an analysis tool, and to accurately grasp the output from the analysis tool used for calculation, thereby improving the accuracy of sample analysis.
  • the sample analysis method provided by the first aspect of the present invention includes a first step for confirming that a sample has been supplied to the analysis tool based on an output from the analysis tool; To ascertain the level of output from the analytical tool at least once, including when the specified time has elapsed, until it has been confirmed that the sample has been supplied to the analytical tool and the specified time has elapsed.
  • This is performed based on the output from the double integration circuit when these outputs are input, and in the first step, from the start of the input to the double integration circuit to the end of the output from the double integration circuit
  • the level of the output from the double integration circuit is repeatedly grasped at every first specific time, which is the time of the second integration time, and in the second step, when the level of the output from the double integration circuit is grasped,
  • a second specific time which is a time from the start of input to the double integration circuit to the end of output from the double integration circuit, is set to be longer than the first specific time.
  • the output from the analysis tool after the lapse of the predetermined time is determined by inputting the output of the analysis tool power to the double integration circuit and the output from the double integration circuit to the second integration circuit. It is grasped by repeatedly performing at specific time intervals.
  • the first specific time is a force in the range of 10-30 msec.
  • the second specific time is preferably selected in the range of 30-300 msec! / ,.
  • the double integration circuit includes, for example, a capacitor that stores the output of the analysis tool as a charge and then releases the stored charge, and can grasp the output from the analysis tool based on the discharge time of the capacitor.
  • a capacitor that stores the output of the analysis tool as a charge and then releases the stored charge, and can grasp the output from the analysis tool based on the discharge time of the capacitor.
  • the one configured as described above is used.
  • the charging time for the capacitor at the first specific time in the first step is set shorter than the charging time for the capacitor at the second specific time in the second step.
  • the charging time in the capacitor is selected in the first step in the range of 5-15 msec, and in the second step also in the range of 15-150 msec.
  • the analysis tool for example, a tool provided with an electrode for outputting an electrical physical quantity is used.
  • the analysis tool includes a reagent section containing one or more reagents for promoting electron transfer between a specific component in the sample and the electrode, and a coexistence system of the sample and one or more reagents.
  • an additional electrode used together with the above-mentioned electrode is used.
  • an electrical physical quantity is output from the electrode as a current.
  • the analysis tool for example, a tool configured to use blood as a sample is used.
  • a tool configured to use blood as a sample is used.
  • the present invention can be applied to the case where an analysis tool configured to use a sample other than blood, for example, urine or saliva is used.
  • an analyzer for mounting and using an analysis tool, and for analyzing a sample supplied to the analysis tool based on the output of the analysis tool.
  • a double integration circuit to which an output from the analysis tool is input and which outputs a physical quantity correlated with the input; a timing for inputting the output from the analysis tool to the double integration circuit; And a control means for controlling the timing at which the output of the double integration circuit is controlled by the control means.
  • a sample analyzer is provided which is configured to control to be longer after it is confirmed that the sample analyzer has been confirmed.
  • the double integration circuit includes, for example, a capacitor for storing the output of the analysis tool as a charge and then releasing the stored charge, and is capable of grasping the output from the analysis tool based on the discharge time of the capacitor.
  • the control unit sets the charging time for the capacitor to be longer after the sample is confirmed to be supplied to the analysis tool than to confirm that the sample has been supplied to the analysis tool. It is configured to control as follows.
  • the sample analysis device of the present invention When an analysis tool having an electrode for outputting an electrical physical quantity is used as the analysis tool, the sample analysis device of the present invention is in a state where the double integration circuit is directly or indirectly grounded. And a state in which the double integration circuit is connected to the electrode.
  • the control means controls the switch to control the timing of inputting the output of the analysis tool power to the double integration circuit and the timing of outputting the physical quantity of the double integration circuit. Is configured.
  • the state in which the double integration circuit is indirectly connected to ground refers to a state in which, for example, a reference power supply is interposed between the double integration circuit and the rand.
  • FIG. 1 is a conceptual diagram showing a state where a biosensor is mounted on an analyzer according to the present invention.
  • FIG. 2 is an overall perspective view of the biosensor shown in FIG. 1.
  • FIG. 3 is a sectional view taken along the line III-III in FIG. 2.
  • FIG. 4 is an exploded perspective view of the biosensor shown in FIG. 2.
  • FIG. 5 is a graph showing a change over time in a response value.
  • FIG. 6 shows output waveforms from the A / D converter.
  • FIG. 6A shows output waveforms until it is confirmed that blood is supplied to the biosensor
  • FIG. 6B shows output waveforms from the biosensor.
  • 7 is an output waveform after it has been confirmed that blood has been supplied.
  • FIG. 7A is an output waveform of one cycle until blood supply is confirmed, and FIG. 7B is after blood supply is confirmed. This is the output waveform of one cycle.
  • FIG. 8 is a flowchart for explaining a blood sugar level measurement operation in the analyzer.
  • FIG. 9 is a flowchart illustrating a blood supply confirmation processing operation in the analyzer.
  • FIG. 10 is a flowchart for explaining a response value measurement processing operation in the analyzer.
  • FIG. 11 shows output waveforms of a double integrating circuit in a conventional analyzer.
  • FIG. 11A shows an output waveform until blood supply is confirmed
  • FIG. 11B shows an output waveform after blood supply is confirmed. It is a waveform.
  • FIG. 12 is a graph showing a change over time of a response current value in a conventional analyzer.
  • the analyzer 1 is used with the biosensor 2 attached thereto, and includes a current / voltage conversion circuit 10, an A / D converter, a circuit power supply 12, a comparator 13, It has a clock pulse oscillator 14, a counter 15, and a control circuit 16.
  • the biosensor 2 used in the analyzer 1 is for analyzing a specific component in a sample (eg, blood) by an electrochemical method, and is configured to be disposable. As shown in FIGS. 2 to 4, the biosensor 2 has a form in which a cover 22 is laminated on a substrate 20 via a spacer 21 having a slit 21a. — The channel 23 is formed by 22. The flow path 23 is for moving the sample introduced through the sample introduction port 23a toward the hole 22a of the cover 22 by capillary action and providing a reaction field between the sample and the reagent.
  • a working electrode 20A and a counter electrode 20B for applying a voltage to the reaction field are formed on the substrate 20, a working electrode 20A and a counter electrode 20B for applying a voltage to the reaction field are formed.
  • a reagent part 24 connects the working electrode 20A and the ends 20Aa and 20Ba of the counter electrode 20B.
  • the ends 20Ab and 20Bb of the working electrode 20A and the counter electrode 20B are connected to the first and second terminals 17a and 17a of the analyzer 1 when the Noo sensor 2 is mounted on the analyzer 1. This is a part for making contact with 17b.
  • the reagent section 24 includes, for example,
  • oxidoreductase or electron mediator is selected according to the type of the component (specific component) to be measured. For example, when measuring the glucose concentration, glucose dehydrogenase / glucose oxidase is used as an acid-reducing enzyme and potassium ferricyanide is used as an electron transfer substance.
  • the current / voltage conversion circuit 10 shown in FIG. 1 is for converting information obtained as a current value from the biosensor 2 into a voltage value and then inputting the converted value to the A / D converter.
  • the A / D converter converts an input analog amount into a digital amount and outputs the digital amount, and is configured as a double integration circuit.
  • the A / D converter includes a capacitor 11A and an operational amplifier 11B having an inverting input section llBa and a non-inverting input section llBb.
  • the operational amplifier 11B is configured to be connectable to the terminals 18A and 18B via the switch S. Therefore, in the operational amplifier 11B, by selecting whether to connect the switch S to the terminal 18A or the terminal 18B, the state in which the inverting input unit llBa is connected to the current / voltage conversion circuit 10 and the inverting input unit llBa are connected to the ground. The connected state can be selected.
  • the non-inverting input section llBa is connected to the first reference power supply 11C. Therefore, capacitor 11A is charged when connected to current / voltage conversion circuit 10, and discharged when connected to first reference power supply 11C.
  • the output section llBc of the A / D converter is connected to a non-inverting input section 13a of the comparator 13, which will be described later. An output correlated with the output from the biosensor 2 is input.
  • the circuit power supply 12 is for applying a voltage to the biosensor 2 and supplying power to various electronic components.
  • a DC power supply such as a dry battery is used.
  • the comparator 13 is used to grasp the output from the A / D converter 11 (the operational amplifier 11B), that is, the output of the biosensor 2.
  • the non-inverting input section 13a is connected to the A / D converter 11 (the operational amplifier 11B), while the inverting input section 13b is connected to the second reference power supply 13C. That is, the comparator 13 is configured to determine whether the output of the A / D converter 11 (the operational amplifier 11B) is higher than the power supply voltage of the second reference power supply 13C or not.
  • l 1 (Op amp 11B) output is the second reference While a signal “1” is output when the power supply voltage is higher than the power supply voltage of the power supply 13C, a signal “0” is output when the output is equal to or lower than the power supply voltage of the second reference power supply 13C.
  • the clock pulse oscillator 14 oscillates a clock pulse signal to the counter 15 at a constant cycle.
  • the counter 15 is for calculating the number of clock pulse signals calculated at a specific reference time under the control of the control circuit 16.
  • the control circuit 16 controls various elements, and includes, for example, a CPU, a ROM, and a RAM. In the control circuit 16, for example, confirmation of the count number of the clock pulse signal in the counter 15, reset of the count number, switching of the switch S, and calculation of the concentration of a specific component in a sample at a certain V are performed.
  • FIG. 5 shows an example of the change over time of the output (response current value) from the biosensor 2.
  • the sample was supplied to the biosensor 2.
  • the response current value is expressed as a voltage value.
  • the timing of measuring the voltage value is controlled by the control circuit 16.
  • control circuit 16 checks the response current value at regular time intervals (T), and confirms that the sample has been supplied. Value exceeds threshold
  • the time interval (T) for sampling the response current value is set to, for example, 10 to 30 msec.
  • the charging time (T) is set to, for example, 5 to 15 msec. Then, Figure 1 la
  • the switch S is connected to the terminal 18B, the A / D converter 11 is connected to the ground, and the charge is discharged from the capacitor 11A, as indicated by the imaginary line in FIG. Then, in the control circuit 16, based on the output from the comparator 13, the output of the A / D converter is changed to the power of the second reference power supply 13C. Check the discharge time (T) (see Figure 7 ⁇ ) required until the voltage drops below the source voltage. Discharge time lb
  • T is given by lb la ref given a constant charging time (T) and the power supply voltage (E) of the second reference power supply 13C.
  • the response current value (output from the biosensor 2) can be grasped as the voltage value (E) and lb 1 in correlation with the discharge time (T). .
  • control circuit 16 sets the voltage value (E) to the threshold value (E) whenever the response current value for calculation is grasped as the voltage value (E).
  • the control circuit 16 will increase the amount of charge to the capacitor 11A. Since it can be judged that the output from 2 is large, comparison with the threshold
  • the response current value for the concentration calculation shows a response current at a certain interval (T) from the time (t) when the supply of the sample to the biosensor 2 is confirmed. Measure the current value
  • the response current value in this case is basically grasped in the same manner as the response current value for supply confirmation.
  • the method for determining the response current value for calculation differs from the method for determining the response current value for supply confirmation in the following points.
  • the time interval (T) for sampling the response current value for supply confirmation is to determine the response current value for supply confirmation.
  • T time interval
  • the charging time (T) for storing the output (charge) from the biosensor 2 in the capacitor 11A is set to be longer than the charging time (T) for grasping the response current value for confirming the supply.
  • settling time (T) is set as a pre-stage for charging capacitor 11A, and the amount of charge in capacitor 11A is sufficient.
  • the discharge time (T) is the charge time (T) and the second time. If the power supply voltage (E) of the reference power supply 13C is set to a constant value, the ref stored in the capacitor 11A
  • Output from the sensor 2) can be grasped as a voltage value (E).
  • the calculation of the concentration of the specific component in the sample in the control circuit 16 is performed, for example, by applying a voltage value (E) to a calibration curve created in advance.
  • the calibration curve is, for example,
  • FIG. 1 and the specified drawing shall be referred to.
  • the switch S is connected to the terminal 18A, and the A / D converter 11 is connected to the current / voltage conversion circuit 10.
  • the user attaches the biosensor 2 to the analyzer 1, and puts the blood into the channel 23 through the sample inlet 23a of the nanosensor 2. (See Figure 3). At this time, in the flow path 23, blood proceeds toward the hole 22a by capillary action.
  • the control circuit 16 determines whether or not the force is at which the noise sensor 2 is mounted (S1). This determination can be made based on the output of the detection sensor, for example, by providing a detection sensor such as a pressure-sensitive sensor or an optical sensor in a portion of the analyzer 1 where the biosensor 2 is mounted. Of course, the user may operate the button to make the analyzer 1 recognize that the biosensor 2 is mounted.
  • the analyzer 1 when it is determined that the noise sensor 2 is not mounted (Sl: NO), it is determined whether or not a predetermined time has passed since the power was turned on (S2). When it is determined that a certain period of time has elapsed since the power was turned on in the analyzer 1 (S2: NO), it is determined whether or not the Noo sensor 2 is mounted (Sl). On the other hand, if it is determined that a certain period of time has elapsed since the power was turned on by the analyzer 1 (S2: YES), the analysis operation is stopped. Not performed.
  • the sample supply confirmation process in S4 is set at regular time intervals (T).
  • the control circuit At a plurality of specified measurement points, the current generated by the liquid junction between the working electrode 20A and the counter electrode 20B (see Figs. 3 and 4) due to blood is grasped as a voltage value, and the voltage value becomes a constant value (threshold value). XE). That is, the control circuit
  • a current generated in the biosensor 2 for a certain time (T) calculated from a target measurement point is measured.
  • the number of pulses is counted by the counter 15 and the control circuit 16 determines whether or not the count number of the counter 15 has reached the count number corresponding to the predetermined time (T).
  • control circuit 16 determines that a certain time (T) has elapsed from the measurement point
  • the switch S is connected to the terminal 18B under the control of the control circuit 16 (S13).
  • the inverting input section llBa of the A / D converter 11 is connected to the ground, and charges are discharged from the capacitor 11A (S14).
  • Is determined S18. This determination is made by grasping the response current value from the biosensor 2 as a voltage value and determining whether or not this voltage value exceeds a threshold value (E) (see FIG. 5).
  • control circuit 16 starts from the start of discharge until the output from the A / D converter 11 becomes equal to or less than the reference power supply value (E) of the second reference power supply 13C.
  • the discharge time (T) is calculated based on the count number of the counter 15. As mentioned above,
  • the discharge time (T) reflects the output from the biosensor 2 at the charge time (T).
  • the response current value can be grasped as a voltage value based on the discharge time ( ⁇ ).
  • the control circuit 16 determines that the response value does not exceed the threshold value (E) (see Fig. 5) in the judgment of S18.
  • the control circuit 16 confirms the supply of blood to the biosensor 2, it means that the blood has progressed at least to the working electrode 20 A of the biosensor 2 at that time.
  • the reagent portion 24 dissolves inside the flow path 23 to form a liquid phase reaction system.
  • the electron mediator is reduced.
  • the electron mediator is oxidized by applying a DC voltage using the working electrode 20A and the counter electrode 20B, and the amount of electrons emitted at that time is supplied to the working electrode 20A and the response current is increased.
  • the response value measurement processing is performed as shown in FIG. 8 (S5).
  • This response value measurement processing (S5) is executed according to the procedure shown in FIG. First, after resetting the count number in the counter 15, the control circuit 16 starts counting the clock pulse signal in the counter 15 (S 21), and the count start force is also a force after a certain period of time, that is, a settling time (T). (See Figure 7B)
  • the control circuit 16 connects the switch S to the terminal 18A (S23), resets the count number in the counter 15, and then starts counting the clock pulse signal in the counter 15 (S24).
  • the switch S is connected to the terminal 18A
  • the biosensor 2 is connected to the A / D converter 11, and based on the current generated in the biosensor 2, the biosensor 2 is connected to the capacitor 11A of the A / D converter 11. Electric charges are stored (S25).
  • control circuit 16 determines whether the power is at a certain level after the start of charging of the capacitor 11A, that is, whether the power is at the end of the charging time (T) (see FIG. 7B).
  • the control circuit 16 connects the switch S to the terminal 18B (S27) and, after resetting the count number in the counter 15, causes the counter 15 to start counting clock pulse signals (S28). As a result, the inverting input section llBa of the A / D converter is grounded, and the charge is discharged from the capacitor 11A (S29).
  • control circuit 16 determines whether or not the output from the A / D converter 11 is equal to or less than the reference power supply value of the second reference power supply 13C (S30). This judgment is made in the case of the blood supply confirmation process (S4).
  • control circuit 16 recognizes whether the output from the comparator 13 is “0”, which is “1”.
  • control circuit 16 determines that the output from the A / D converter 11 is not lower than the reference power supply value (E) of the second reference power supply 13C (S30: NO)
  • the control circuit 16 The discharge is continued (S29), and until the output from the A / D converter 11 is determined to be ref or less at S30 to be equal to or less than the reference power supply value (E) of the second reference power supply 13C (S30: YES), the discharge in S29 and S30
  • the switch S is controlled so that the judgment in step is repeated.
  • the output from the sensor 2 is calculated (S31).
  • the response value is ref from the start of discharge in the control circuit 16 until the output from the A / D converter 11 falls below the reference power supply value (E) of the second reference power supply 13C.
  • the voltage is calculated based on the discharge time (T).
  • the control circuit 16 determines that the blood pressure has passed for a certain period of time T (see FIG. 5) from when the blood supply was confirmed. It is determined whether or not it is (S6). That is, it is determined whether or not the previous response value measurement processing (S5) corresponds to the sampling for adopting as the response value for calculation. If the control circuit 16 determines that the fixed time (T) has not elapsed in the determination of S6 (S6: NO), the control circuit 16 determines that the fixed time (T) has elapsed (S6 : YES), and repeats the response value measurement processing (S5).
  • the control circuit 16 determines that the predetermined time (T) has elapsed (S6: YES), the response value measured immediately before the determination is adopted as the calculation response value ( S7), a blood sugar level is calculated based on the response value.
  • the calculation of the blood glucose level is performed by applying the response value to the calibration curve as described above.
  • the comparator 13 uses the inversion of the operational amplifier 11B. It is necessary to more accurately compare the input to the input section llBa with the input to the non-inverting input section llBb, and accurately measure the discharge times (T) and (T) (see FIGS. 7 and 7). For that, lb 2b
  • the intervals ( ⁇ 1) and ( ⁇ 2) have to be set long.
  • the control circuit 16 responds to confirm that blood has been supplied to the biosensor 2. In grasping the current value, the sampling interval ( ⁇ ) and the charging time of the capacitor 11A ( ⁇ ) are short.
  • control circuit 16 uses the sampling interval (T) and
  • the analyzer 1 the difference between the point in time when the blood is supplied to the biosensor 2 and the point in time when the blood is actually supplied to the biosensor 2 is reduced. Also, the response value for calculating the blood sugar level can be accurately grasped. As a result, the time until the sampling of the response current value for force calculation at the time when blood is supplied is prevented from varying for each measurement, and the blood sugar level can be measured more accurately.
  • the supply of the sample is confirmed and the response value for calculating the blood glucose level is sampled a plurality of times while the response value is measured, the supply of the blood is stopped. After a certain period of time after the force has been confirmed, the response value for measuring the calculated value is sampled.
  • the response current value may be measured at least once after the lapse of the predetermined time.
  • a plurality of response values may be measured by the elapse of the predetermined time, and the blood glucose level may be calculated based on the integrated value of the plurality of response values.
  • the present invention analyzes components other than glucose (eg, cholesterol or lactic acid) in blood, and uses a sample other than blood (eg, urine or saliva) to analyze a sample.
  • a sample other than blood eg, urine or saliva
  • the present invention can also be applied to an analyzer that performs analysis.

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Abstract

　本発明は、分析用具(２)からの出力に相関した物理量を出力する２重積分回路(11)を利用して試料を分析する技術に関する。本発明では、２重積分回路(11)に対する分析用具(２)の出力の入力開始から２重積分回路(11)からの物理量の出力開始までの時間間隔を、分析用具(２)に試料が供給されたことを確認する前後において異なったものとした。                                                                       

Description

明 細 書
試料分析方法、および試料分析装置
技術分野
[0001] 本発明は、試料 (たとえば血液や尿などの生化学的試料)における特定成分 (たとえ ばグルコース、コレステロールあるいは乳酸など)を分析する技術に関する。
背景技術
[0002] 血液中のグルコース濃度を測定する場合、簡易な手法として、使い捨てとして構成 されたグルコースセンサを利用する方法が採用されている (たとえば特許文献 1参照） 。グルコースセンサとしては、分析装置に装着したときに、血糖値の演算に必要な応 答電流値を出力できるように構成されたものがある。この場合、分析装置においては 、コンデンサを備えた 2重積分回路を利用して応答電流値の大きさが決定されており
、決定された応答電流値に基づいて血糖値の演算が行われている。応答電流値の 決定は、図 11Aおよび図 11Bに示したように、コンデンサにおいて応答電流値に相関 した電荷を一定時間 (T )だけ充電した後にコンデンサ力 電荷を放電させたときの放
1
電時間 (T )に基づいて行われている。このような応答電流値の決定は、図 12に示した
2
ように一定の時間間隔 (t)毎に行われている。一方、血糖値の演算を行うための応答 電流値 (I )は、グルコースセンサに血液が供給されたことが確認された時点 (t )から特
1 0 定時間経過した時点 (t )においてサンプリングされている。グルコースセンサに血液
1
が供給されたことの確認は、たとえば測定される応答電流値が予め定められた閾値 (I )を超えたか否かを確認することにより行われている。
2
[0003] 2重積分回路を利用した応答電流値の決定手法では、応答電流値を精度良く決定 するためには、コンデンサでの充電時間 (T )を長く設定するのが好ましい。このため、
1
応答電流値の測定精度の観点からは、応答電流値を測定する時間間隔 ωを比較的 に大きなものとして設定せざるを得な 、。
[0004] 一方、グルコースセンサに血液が供給された初期段階においては、図 12力 分か るように、応答電流値が急激に大きくなる。したがって、応答電流値を測定する時間 間隔 ωを比較的に大きく設定した場合には、応答電流値が閾値 0 )を大きく超えた段 階でグルコースセンサに血液が供給されたことが確認される虞がある。そのため、応 答電流値を測定する時間間隔 ωを比較的に大きく設定した場合には、血液が供給さ れた時点を正確に特定できなくなってしまう。このような不正確さは、血液が供給され た時点力 演算用の応答電流値をサンプリングするまでの時間が測定ごとにばらつく 原因となり、これが血糖値の測定精度を低下させる要因ともなりかねない。
[0005] 特許文献 1：特公平 8-10208号公報
発明の開示
[0006] 本発明は、分析用具に試料が供給された時点を正確に把握する一方で、演算に 利用される分析用具からの出力を精度良く把握し、試料分析の精度を向上させること を目的としている。
[0007] 本発明の第 1の側面により提供される試料分析方法は、分析用具からの出力に基 づいて、上記分析用具に試料が供給されたことを確認するための第 1のステップと、 上記分析用具に試料が供給されたことが確認されてカゝら一定時間経過するまでにお いて、上記分析用具からの出力のレベルを、上記一定時間経過時を含めて 1回以上 把握するための第 2のステップと、上記一定時間経過時における上記分析用具から の出力に基づいて、試料の分析に必要な演算を行う第 3のステップと、を含む試料分 析方法であって、上記第 1および第 2のステップにおける上記分析用具力 の出力の 把握は、 2重積分回路に上記分析用具か
らの出力を入力させたときの上記 2重積分回路からの出力に基づいて行われ、上記 第 1のステップにおいては、上記 2重積分回路に対する入力開始から上記 2重積分 回路からの出力終了までの時間である第 1の特定時間毎に、上記 2重積分回路から の出力のレベルを繰り返し把握し、上記第 2のステップにおいては、上記 2重積分回 路からの出力のレベルの把握時において、上記 2重積分回路に対する入力開始から 上記 2重積分回路からの出力終了までの時間である第 2の特定時間を、上記第 1の 特定時間に比べて長く設定するものである。
[0008] 第 2のステップにおいては、たとえば上記一定時間経過時における分析用具からの 出力は、 2重積分回路に対する分析用具力 の出力の入力および 2重積分回路から の出力を、上記第 2の特定時間毎に繰り返し行って把握される。 [0009] 第 1の特定時間は、 10— 30msecの範囲力 選択するのが好ましぐ第 2の特定時間 は、 30— 300msecの範囲から選択するのが好まし!/、。
[0010] 2重積分回路としては、たとえば分析用具力もの出力を電荷として蓄えた後に蓄え た電荷を放出するコンデンサを備え、かつ分析用具からの出力をコンデンサにおけ る放電時間に基づいて把握できるように構成されたものが使用される。この場合、第 1 のステップにおける第 1の特定時間でのコンデンサに対する充電時間は、第 2のステ ップにおける第 2の特定時間でのコンデンサに対する充電時間に比べて短く設定さ れる。コンデンサにおける充電時間は、第 1のステップにおいては 5— 15msecの範囲 力 選択し、上記第 2のステップにおいては 15— 150msecの範囲力も選択するのが好 ましい。
[0011] 分析用具としては、たとえば電気的物理量を出力するための電極を備えたものが使 用される。好ましくは、分析用具としては、試料中の特定成分と電極との間の電子授 受を促進するための 1以上の試薬を含んだ試薬部と、試料と 1以上の試薬との共存 系に対して電圧を印加するときに、上記電極とともに利用される追加の電極と、を備 えたものが使用される。この場合、分析用具においては、電極および追加の電極を 利用して上記共存系に電圧を印加することによって、電極から電流として電気的物 理量が出力される。
[0012] 分析用具としては、たとえば試料として血液を用いるように構成されたものが使用さ れる。もちろん、本発明は、血液以外の試料、たとえば尿や唾液を用いるように構成 された分析用具を使用する場合にも適用できる。
[0013] 本発明の第 2の側面においては、分析用具を装着して使用し、かつ上記分析用具 力もの出力に基づいて分析用具に供給された試料の分析を行う分析装置であって、 上記分析用具からの出力が入力され、かつ当該入力に相関した物理量を出力する 2 重積分回路と、上記 2重積分回路に上記分析用具からの出力を入力させるタイミング および上記 2重積分回路力 上記物理量を出力させるタイミングを制御する制御手 段と、を備えた分析装置において、上記制御手段は、上記 2重積分回路に対する入 力開始力 上記 2重積分回路力もの出力開始までの時間間隔を、上記分析用具に 試料が供給されたことを確認するまでに比べて、上記分析用具に試料が供給された ことが確認された後のほうが長くなるように制御するように構成されている、試料分析 装置が提供される。
[0014] 2重積分回路は、たとえば分析用具力もの出力を電荷として蓄えた後に蓄えた電荷 を放出するためのコンデンサを備え、かつ分析用具からの出力をコンデンサにおける 放電時間に基づいて把握できるように構成される。この場合、制御手段は、コンデン サに対する充電時間を、分析用具に試料が供給されたことを確認するまでに比べて 、上記分析用具に試料が供給されたことが確認された後のほうが長くなるように制御 するように構成される。
[0015] 分析用具として電気的物理量を出力するための電極を備えているものを使用する 場合においては、本発明の試料分析装置は、 2重積分回路が直接または間接的に グランド接続される状態と、 2重積分回路が上記電極に接続される状態と、を選択す るためのスィッチをさらに備えたものとして構成される。この場合、制御手段は、スイツ チを切り替え制御することにより、 2重積分回路に対する分析用具力 の出力を入力 させるタイミングと、 2重積分回路力 上記物理量を出力させるタイミングと、を制御す るように構成される。
[0016] ここで、 2重積分回路が間接的にグランド接続される状態とは、 2重積分回路とダラ ンドとの間に、たとえば基準電源が介在している状態をさす。
図面の簡単な説明
[0017] [図 1]本発明に係る分析装置に対してバイオセンサを装着した状態を示す概念図で ある。
[図 2]図 1に示したバイオセンサの全体斜視図である。
[図 3]図 2の III III線に沿う断面図である。
[図 4]図 2に示したバイオセンサの分解斜視図である。
[図 5]応答値の経時的変化を示すグラフである。
[図 6]A/D変換器からの出力波形を示すものであり、図 6Aはバイオセンサに対して血 液が供給されたことが確認されるまでの出力波形、図 6Bはバイオセンサに対して血 液が供給されたことが確認された後の出力波形である。
[図 7]図 7Aは血液供給確認までの 1サイクルの出力波形、図 7Bは血液供給確認後 の 1サイクルの出力波形である。
[図 8]分析装置における血糖値測定動作を説明するためのフローチャートである。
[図 9]分析装置における血液供給確認処理動作を説明するためのフローチャートで ある。
[図 10]分析装置における応答値測定処理動作を説明するためのフローチャートであ る。
[図 11]従来の分析装置における 2重積分回路力もの出力波形を示すものであり、図 11 Aは血液供給が確認されるまでの出力波形、図 11Bは血液供給が確認された後の 出力波形である。
[図 12]従来の分析装置における応答電流値の経時的変化を示すグラフである。 発明を実施するための最良の形態
[0018] 図 1に示したように、分析装置 1は、バイオセンサ 2を装着して使用するものであり、 電流/電圧変換回路 10、 A/D変 ll、回路用電源 12、コンパレータ 13、クロックパ ルス発振器 14、カウンタ 15、および制御回路 16を有している。
[0019] 分析装置 1において使用されるバイオセンサ 2は、電気化学的手法により試料 (たと えば血液)における特定成分を分析するためのものであり、使い捨て可能なように構 成されている。図 2ないし図 4に示したように、バイオセンサ 2は、基板 20に対して、ス リット 21aを有するスぺーサ 21を介してカバー 22を積層した形態を有しており、上記各 要素 20— 22によって流路 23が形成されたものである。流路 23は、試料導入口 23aを 介して導入された試料を毛細管現象によりカバー 22の穴部 22aに向けて移動させると ともに、試料と試薬との反応場を提供するためのものである。
[0020] 基板 20には、反応場に対して電圧を印加するための作用極 20Aおよび対極 20Bが 形成されている。作用極 20Aおよび対極 20Bの端部 20Aa,20Baの間は、試薬部 24に より繋げられている。図 1に良く表れているように、作用極 20Aおよび対極 20Bの端部 20Ab,20Bbは、ノィォセンサ 2を分析装置 1に装着したときに、分析装置 1の第 1およ び第 2端子 17a,17bに接触させるための部分である。試薬部 24は、たとえば酸ィ匕還元 酵素および電子伝達
物質を含んだ固体状に形成されており、試料が供給されたときに溶解するように構成 されている。酸化還元酵素や電子伝達物質の種類は、測定対象成分 (特定成分)の 種類などに応じて選択される。たとえばグルコース濃度を測定する場合には、酸ィ匕還 元酵素としてグルコースデヒドロゲナーゼゃグルコースォキシダーゼが使用され、電 子伝達物質としてフェリシアンィ匕カリウムが使用される。
[0021] 図 1に示した電流/電圧変換回路 10は、バイオセンサ 2から電流値として得られる情 報を、電圧値に変換してから A/D変 llに入力するためのものである。
[0022] A/D変 llは、入力されたアナログ量をデジタル量に変換して出力するためのも のであり、 2重積分回路として構成されている。この A/D変 llは、コンデンサ 11 A と、反転入力部 llBaおよび非反転入力部 llBbを有するオペアンプ 11Bと、を備えて いる。オペアンプ 11Bは、スィッチ Sを介して端子 18A,18Bに接続可能に構成されて いる。したがって、オペアンプ 11Bにおいては、スィッチ Sを端子 18A,18Bのいずれに 接続するかを選択することにより、反転入力部 llBaが電流/電圧変換回路 10に接続 される状態と、反転入力部 llBaがグランド接続される状態とを選択することができる。 一方、非反転入力部 llBaは、第 1基準電源 11Cに接続されている。したがって、コン デンサ 11Aは、電流/電圧変換回路 10に接続されたときに充電され、第 1基準電源 11 Cに接続されたときに放電される。そして、 A/D変 llの出力部 llBcは、後述する コンパレータ 13の非反転入力部 13aに接続されており、この非反転入力部 13aに対し て、コンデンサ 11Aからの放電量 (コンデンサ 11Aでの電位差)ひいてはバイオセンサ 2からの出力に相関させた出力を入力させる。
[0023] 回路用電源 12は、バイオセンサ 2に電圧を印加し、各種の電子部品に電力を供給 するためのものである。回路用電源 12としては、たとえば乾電池などの直流電源が使 用される。
[0024] コンパレータ 13は、 A/D変換器 11(オペアンプ 11B)からの出力ひいてはバイオセン サ 2の出力を把握するために利用されるものである。このコンパレータ 13は、非反転 入力部 13aが A/D変換器 11(オペアンプ 11B)に接続されている一方、反転入力部 13b が第 2基準電源 13Cに接続されている。すなわち、コンパレータ 13では、 A/D変翻 11(オペアンプ 11B)力もの出力が第 2基準電源 13Cの電源電圧より大き 、か否かが判 断されるように構成されており、 A/D変 l 1(オペアンプ 11B)力もの出力が第 2基準 電源 13Cの電源電圧よりも大きい場合に「1」という信号が出力される一方で、上記出 力が第 2基準電源 13Cの電源電圧以下の場合に「0」という信号が出力される。
[0025] クロックパルス発振器 14は、一定の周期で、カウンタ 15に対してクロックパルス信号 を発振するためのものである。
[0026] カウンタ 15は、制御回路 16の制御にしたがって、特定の基準時力 起算したクロック パルス信号の数を計算するためのものである。
[0027] 制御回路 16は、各種の要素の制御を行うためのものであり、たとえば CPU、 ROMお よび RAMにより構成される。制御回路 16においては、たとえばカウンタ 15におけるクロ ックパルス信号のカウント数の確認やカウント数のリセット、スィッチ Sの切り替え、ある V、は試料中の特定成分の濃度演算が行われる。
[0028] 図 5には、バイオセンサ 2からの出力 (応答電流値)の経時変化の一例を示したが、 制御回路 16における特定成分の濃度の演算は、バイオセンサ 2に試料が供給された ことが確認された時点 (t )から一定時間 Tが経過した時点 (t )において、バイオセンサ
0 1
2から出力される応答電流値に基づいて行われる。制御回路 16においては、応答電 流値が電圧値として
把握されるが、その電圧値を測定するタイミングなどについては、制御回路 16によつ て制御される。
[0029] 試料が供給されたことの確認は、図 5および図 6Aに示したように、制御回路 16(図 1 参照)において、一定時間 (T )毎に応答電流値を把握し、応答電流値が閾値を超え
1
た力否かを判断することにより行われる。応答電流値をサンプリングするための時間 間隔 (T )は、たとえば 10— 30msecに設定される。
1
[0030] 供給確認用の応答電流値の把握においては、まず図 1に実線で示したように、スィ ツチ Sを端子 18Aに接続して A/D変翻11をバイオセンサ 2に接続し、バイオセンサ 2 力もの出力 (電荷)を、図 7Aに示したように一定時間 (充電時間 )(Τ )の間、コンデンサ la
11Aに蓄えさせる。充電時間 (T )は、たとえば 5— 15msecに設定される。次いで、図 1 la
に仮想線で示したように、スィッチ Sを端子 18Bに接続して A/D変換器 11をグランドに 接続し、コンデンサ 11Aから電荷を放出させる。そして、制御回路 16において、コンパ レータ 13からの出力に基づいて、 A/D変 ll力もの出力が第 2基準電源 13Cの電 源電圧値以下になるまでに要した放電時間 (T ) (図 7Α参照)を確認する。放電時間 lb
(T )は、充電時間 (T )および第 2基準電源 13Cの電源電圧 (E )を一定値とすれば、 lb la ref
コンデンサ 11Aに蓄えられていた電荷の量、すなわち充電時間 (T )におけるバイオ la
センサ 2からの出力に比例する。したがって、図 1に示した制御回路 16においては、 放電時間 (T )に相関させて、応答電流値 (バイオセンサ 2からの出力)を電圧値 (E )と lb 1 して把握することができる。
[0031] 制御回路 16では、図 5および図 7Aから予想されるように、演算用の応答電流値が 電圧値 (E )として把握される度に、その電圧値 (E )を閾値 (E )と比較し、把握された電
1 1 10
圧値 (E )が閾値 (Eはりも大きくなつた時点で、バイオセンサ 2に試料が供給されたと
1 10
判断する。ただし、制御回路 16は、一定時間経過しても A/D変換器 11からの出力が 第 2基準電源 13Cの電源電圧値以下にならない場合には、コンデンサ 11Aへの充電 量が大きぐバイオセンサ 2からの出力が大きいと判断できるため、閾値 ）との比較
10 を行うことなぐバイオセンサ 2に試料が供給されたと判断するようにしてもよい。
[0032] 一方、濃度演算用の応答電流値は、図 5および図 6Bに示したように、バイオセンサ 2への試料の供給が確認された時点 (t )から一定間隔 (T )毎に応答電流値を測定し、
0 2
試料の供給確認力も一定時間 (T(=t -t》が経過した時点 (t )における応答電流値とし
1 0 1
て把握される。この場合の応答電流値は、図 7Aおよび図 7Bを比較すれば分かるよう に、基本的には供給確認用の応答電流値と同様にして把握される。ただし、演算用 の応答電流値を把握するための手法は、次に説明する点において、供給確認用の 応答電流値を把握するための手法と異なっている。第 1に、供給確認用の応答電流 値をサンプリングするための時間間隔 (T )は、供給確認用の応答電流値を把握する
2
場合の時間間隔 (T )よりも大きく設定され、たとえば 30— 300msecに設定される。第 2
1
に、バイオセンサ 2からの出力 (電荷)を、コンデンサ 11 Aに蓄えさせるための充電時間 (T )も供給確認用の応答電流値を把握する場合の充電時間 (T )に比べて大きく設
2a la
定されており、たとえば 15— 150msecに設定される。第 3に、コンデンサ 11Aを充電さ せる前段階としてセトリングタイム (T )を設け、コンデンサ 11Aにおける充電量を十分
2c
に安定させて力 コンデンサ 11 Aを充電するように制御される。
[0033] 濃度演算用の応答電流値においても、放電時間 (T )は、充電時間 (T )および第 2 基準電源 13Cの電源電圧 (E )を一定値とすれば、コンデンサ 11Aに蓄えられていた ref
電荷の量、すなわち充電時間 (T )におけるバイオセンサ 2からの出力に比例する。し
2a
たがって、図 1に示した制御回路 16においては、放電時間 (T )から応答電流値 (バイ
2b
ォセンサ 2からの出力)を電圧値 (E )として把握することができる。
2
[0034] 制御回路 16における試料における特定成分の濃度演算は、たとえば予め作成され た検量線に対して、電圧値 (E )を当てはめることにより行われる。検量線は、たとえば
2
電圧値 (E )と特定成分の濃度との関係を示す関数として、あるいは対応表として作成
2
され、制御回路 16のメモリに記憶されている。
[0035] 次に、バイオセンサ 2および分析装置 1を用いた血糖値測定手法について説明す る。ただし、以下の血糖値測定手法の説明においては、図 1および指定した図面を 参照するものとする。また、分析装置 1では、バイオセンサ 2を装着する前には、スイツ チ Sが端子 18Aに接続されて、 A/D変 11には電流/電圧変換回路 10が接続され ているものとする。
[0036] 分析装置 1を用いた血糖値測定においては、まず使用者が分析装置 1に対してバ ィォセンサ 2を装着し、ノィォセンサ 2の試料導入口 23aを介して、流路 23内に血液を 導入する (図 3参照)。このとき、流路 23においては、毛細管現象により、血液が穴部 22aに向けて進行する。
[0037] 一方、図 8に示したように、分析装置 1では、制御回路 16において、ノィォセンサ 2 が装着された力否かが判断される (Sl)。この判断は、たとえば分析装置 1におけるバ ィォセンサ 2を装着する部分に感圧センサや光センサなどの検知センサを設け、検 知センサ力もの出力に基づいて行うことができる。もちろん、使用者がボタン操作を行 うことによって、分析装置 1にバイオセンサ 2が装着されたことを認識させるようにして ちょい。
[0038] 分析装置 1においては、ノィォセンサ 2が装着されていないと判断された場合には (Sl:NO)、電源がオンされて力 一定時間経過したか否かが判断される (S2)。分析装 置 1にお 、て電源オンから一定時間経過して 、な 、と判断された場合には (S2:NO)、 ノィォセンサ 2が装着されているか否かを判断する (Sl)。これに対して、分析装置 1に ぉ ヽて電源オンから一定時間経過したと判断された場合には (S2:YES)、分析動作を 行わない。
[0039] 一方、分析装置 1にお 、てバイオセンサ 2が装着されて 、ると判断された場合には (S1:YES)、バイオセンサ 2の作用極 20Aおよび対極 20Bの間に電圧を印加した後 (S3) 、ノィォセンサ 2に血液が供給された力否かを確認する (S4)。なお、作用極 20Aおよ び対極 20Bの間に対する電圧の印加は、分析装置 1においてバイオセンサ 2の装着 が確認される前、すなわち分析装置 1にバイオセンサ 2が装着された時点力 行って いてもよい。
[0040] S4における試料供給確認処理は、図 5に示したように、一定の時間間隔 (T )毎に設
1 定された複数の測定ポイントにおいて、作用極 20Aと対極 20B (図 3および図 4参照)と が血液により液絡することにより生じる電流を電圧値として把握し、その電圧値が一 定値 (閾値 XE )を越えるカゝ否かを判断することにより行われる。すなわち、制御回路
10
16において作用極 20Aと対極 20Bとの間の液絡を確認することにより、作用極 20Aに まで血液が到達したか否かが判断される。
[0041] 電圧値の把握においては、図 6Aおよび図 9に示したように、まず、対象となる測定 ポイントから起算される一定時間 (T )の間、バイオセンサ 2において生じた電流によつ
la
て A/D変^ ^l 1のコンデンサ 11 Aに電荷が蓄えられる (SI 1 ,S12)。測定ポイントから一 定時間 (T )が経過した力否かは、クロックパルス発振器 14において発振されたクロッ
la
クパルスの数をカウンタ 15においてカウントし、制御回路 16において、カウンタ 15での カウント数が一定時間 (T )に対応するカウント数に達したか否かを判断することにより
la
行われる。このような判断は、制御回路 16において一定時間 (T )が経過したと判断さ
la
れるまで (S12:YES)、繰り返し行われる (S12)。
[0042] 制御回路 16において測定ポイントから一定時間 (T )が経過したと判断された場合
la
には（
S12:YES)、制御回路 16の制御によってスィッチ Sを端子 18Bに接続する (S13)。これに より、 A/D変換器 11の反転入力部 llBaがグランド接続され、コンデンサ 11Aから電荷 が放出される (S14)。
[0043] 一方、制御回路 16においては、コンパレータ 13からの出力力「l」である力「0」であ るかが確認される。より具体的には、制御回路 16では、コンパレータ 13からの出力が「 1」であると認識された場合には、 A/D変 11からの出力が第 2基準電源 13Cの基 準電源値 (Ε はりも大きいと判断する一方で (S15:NO)、コンパレータ 13からの出力が
ref
「0」であると認識された場合には、 A/D変 llからの出力が第 2基準電源 13Cの基 準電源値 (E )以下であると判断する (S15:YES)。
ref
[0044] 制御回路 16において A/D変換器 11からの出力が第 2基準電源 13Cの基準電源値 (E はりも大きいと判断された場合には (S15:NO)、放電開始力も一定時間 (=T -T )( ref 1 la 図 7A参照)が経過した力否かが判断される (S16)。制御回路 16において放電開始か ら一定時間 (=T -Τ )(図 7Α参照）が経過していないと判断された場合には (S16:NO)
1 la
、 A/D変 llからの出力が第 2基準電源 13Cの基準電源値 (E )以下であると判断
rer
され (S15:YES)、あるいは放電開始力も一定時間 (=T -Τ )(図 7Α参照)が経過したと判
1 la
断されるまで (S 16: YES)、 S 15または S 16の判断を繰り返す。
[0045] 制御回路 16において A/D変換器 11からの出力が第 2基準電源 13Cの基準電源値 (E )以下である判断された場合には (S15:YES)、放電開始から一定時間 (=T -Τ )が ref 1 ia 経過したか否か、すなわちサンプリングタイム (T )が終了したカゝ否かが判断される
1
(S17)0 S17での判断は、制御回路 16においてサンプリングタイム (T )が終了したと判
1
断されるまで (S17:YES)、繰り返し行われる。
[0046] 制御回路 16においてサンプリングタイム (T )が終了したと判断された場合には
1
(S17:YES)、バイオセンサ 2からの応答値が閾値 (E ) (図 5参照)を超えているか否か
10
が判断される (S18)。この判断は、バイオセンサ 2からの応答電流値を電圧値として把 握し、この電圧値が閾値 (E ) (図 5参照)を超えているか否かを判断することにより行
10
われる。応答電流値の把握においては、まず制御回路 16において、放電開始から A/D変換器 11からの出力が第 2基準電源 13Cの基準電源値 (E )以下になるまでの
ref
放電時間 (T )を、カウンタ 15におけるカウント数に基づいて演算する。上述したように
lb
、放電時間 (T )は、充電時間 (T )におけるバイオセンサ 2からの出力を反映しており
lb la
、この放電時間 (τ )に基づいて、応答電流値を電圧値として把握することができる。
lb
[0047] 制御回路 16は、 S18の判断において応答値が閾値 (E ) (図 5参照)を超えていない
10
と判断された場合には (S18:NO)、 S18において応答値が閾値 (E ) (図 5参照)を超え
10
ていると判断されるまで (S18:YES)、 S11 S18のルーチンを繰り返し行う。 [0048] 一方、制御回路 16は、 S16において A/D変換器 11力 の出力が第 2基準電源 13C の基準電源値 (E )以下となる前にサンプリングタイム (T )が終了し (S16:YES)、あるい ref 1
は S18において応答値が閾値 (E ) (図 5参照)以上であると判断された場合には
10
(S18:YES)、バイオセンサ 2に血液が供給されたと判断し (S19)、血液供給確認処理を 終了する。
[0049] 制御回路 16においてバイオセンサ 2への血液の供給が確認された場合には、その 時点においては、少なくともバイオセンサ 2の作用極 20Aにまで血液が進行している こととなる。このとき、流路 23の内部においては、試薬部 24(図 2—図 4参照)が溶解し て液相反応系が構築される。この液相反応系では、グルコースが酸ィ匕される一方で、 電子伝達物質が還元される。電子伝達物質は、作用極 20Aおよび対極 20Bを利用し て直流電圧を印加することによって、酸化され、そのときに放出した電子の量が作用 極 20Aに供給されて応答電流
値として測定することができる。
[0050] 血液供給確認処理 (S4)が終了した場合には、次 、で、図 8に示したように応答値測 定処理を行う (S5)。この応答値測定処理 (S5)は、図 10に示した手順にしたがって実行 される。まず、制御回路 16は、カウンタ 15におけるカウント数をリセットした後に、カウ ンタ 15においてクロックパルス信号のカウントを開始させ (S21)、カウント開始力も一定 時間が経過した力否力 すなわちセトリングタイム (T ) (図 7B参照)が終了したか否か
2c
を判断する (S22)。この判断は、制御回路 16においてカウンタ 15におけるカウント数が セトリングタイム (T )に対応するカウント数に到達したか否かにより判断される。
2c
[0051] 次いで、制御回路 16は、スィッチ Sを端子 18Aに接続するとともに (S23)、カウンタ 15 におけるカウント数をリセットした後に、カウンタ 15においてクロックパルス信号のカウ ントを開始させる (S24)。スィッチ Sを端子 18Aに接続した場合には、バイオセンサ 2が A/D変 11に接続され、バイオセンサ 2にお 、て生じた電流に基づ 、て A/D変換 器 11のコンデンサ 11Aに電荷が蓄えられる (S25)。
[0052] 一方、制御回路 16においては、コンデンサ 11Aに対する充電の開始から一定時間 が経過した力否力 すなわち充電時間 (T ) (図 7B参照)が終了した力否かが判断さ
2a
れる (S26)。この判断は、制御回路 16において、カウンタ 15でのクロックパルス信号の カウント数が充電時間 (τ )に対応するカウント数に達したか否かを判断することにより
2a
行われる。このような判断は、制御回路 16において一定時間が経過したと判断される まで、すなわち充電時間 (T )が終了したと判断されるまで (S26:YES)、繰り返し行われ
2a
る (S25,S26)。
[0053] 制御回路 16において充電時間 (T )が終了したと判断された場合には (S26:YES)、制
2a
御回路 16は、スィッチ Sを端子 18Bに接続するとともに (S27)、カウンタ 15におけるカウ ント数をリセットした後に、カウンタ 15に対してクロックパルス信号のカウントを開始させ る (S28)。これにより、 A/D変 llの反転入力部 llBaがグランド接続され、コンデン サ 11Aから電荷が放出される (S29)。
[0054] このとき、制御回路 16は、 A/D変翻11からの出力が第 2基準電源 13Cの基準電源 値 ）以下であるか否かを判断する (S30)。この判断は、血液供給確認処理 (S4)の場 ref
合と同様に、制御回路 16がコンパレータ 13からの出力が「1」である力「0」であるかを 認識することにより行われる。
[0055] 制御回路 16は、 A/D変換器 11からの出力が第 2基準電源 13Cの基準電源値 (E )以 ref 下でないと判断した場合 (S30:NO)には、コンデンサ 11Aからの放電を継続し (S29)、 S30において A/D変換器 11からの出力が第 2基準電源 13Cの基準電源値 (E )以下と ref 判断するまで (S30:YES)、 S29での放電および S30での判断を繰り返し行うようにスイツ チ Sなどを制御する。
[0056] S30において A/D変換器 11力 の出力が第 2基準電源 13Cの基準電源値 (E )以下 ref であると判断された場合には (S30:YES)、応答値、すなわち充電時間 (T )におけるバ
2a
ィォセンサ 2からの出力を演算する (S31)。応答値は、制御回路 16において放電開始 から A/D変換器 11からの出力が第 2基準電源 13Cの基準電源値 (E )以下となるまで ref
の放電時間 (T )を演算した上で、この放電時間 (T )に基づいて、電圧値として演算
2b 2b
される。
[0057] 次いで、制御回路 16においては、コンデンサ 11Aからの放電の開始から一定時間 (=T - (Τ +Τ ))(図 7Β参照)が経過したか否力、すなわちサンプリングタイム (Τ )が終了
2 2c 2a 2 した力否かが判断される (S32)。この判断は、制御回路 16において、カウンタ 15でのク ロックパルス信号のカウント数が一定時間 (=T - (Τ +Τ》に対応するカウント数に達し たか否
かを判断することにより行われる。 S32においてサンプリングタイム (T )が終了したと判
2
断された場合には (S32:YES)、応答値測定処理を終了する。
[0058] 応答値測定処理 (S5)が終了した場合には、図 8に示したように、制御回路 16におい て血液供給が確認された時点から一定時間 T (図 5参照）が経過した力否かが判断さ れる (S6)。すなわち、先の応答値測定処理 (S5)が、演算用の応答値として採用するた めのサンプリングに該当する力否かが判断される。 S6の判断において制御回路 16が 一定時間 (T)を経過していないと判断された場合には (S6:NO)、制御回路 16において 一定時間 (T)が経過したと判断されるまで (S6:YES)、応答値測定処理 (S5)を繰り返し 行う。
[0059] 一方、制御回路 16において一定時間 (T)が経過したと判断された場合には (S6:YES) 、当該判断の直近に測定された応答値を演算用の応答値として採用し (S7)、この応 答値に基づいて血糖値を演算する。血糖値の演算は、上述した通り、応答値を検量 線に当てはめることにより行われる。
[0060] 上述のように、図 1に示した A/D変換器 11(2重積分回路)を用いる場合、応答電流 値をより正確に把握するためには、コンパレータ 13において、オペアンプ 11Bの反転 入力部 llBaへの入力と非反転入力部 llBbへの入力とをより精度良く比較し、放電時 間 (T ),(T ) (図 7Αおよび図 7Β参照)を精度良く測定する必要がある。そのためには lb 2b
、コンデンサ 11 Aでの充電時間 (Τ ),(Τ )を長く設定するのが好ましい。言い換えれば la 2a
、充電時間 (τ 定すれば、応答電流値の測定精度が低下する。その la ),(τ )を短く設
2a 一 方、充電時間 (τ ),(τ )を長く設定すれば、自ずと放電時間 (τ ),(τ )が長くなり、また la 2a lb 2b
放電後において、 A/D変換器 11からの出力を第 2基準電源 13Cの基準電源値 (E )に rer 近づけるためには、セトリングタイム (T )を長く設定する必要が生じ、サンプリング間
2C
隔 (τ 1 ),(τ 2 )を長く設定せざるをえない。
[0061] これに対して分析装置 1では、図 7Αおよび図 7Β力 分力るように、制御回路 16(図 1参照)は、バイオセンサ 2に血液が供給されたことを確認するための応答電流値の 把握においては、サンプリング間隔 (Τ )およびコンデンサ 11Aの充電時間 (Τ )が短く
1 la なるように制御するように構成されている。その一方で、血糖値を演算するための応 答電流値の把握においては、制御回路 16(図 1参照)は、サンプリング間隔 (T )および
2 コンデンサ 11 Aの充電時間 (T )が長くなるように制御するように構成されて！、る。
2a
[0062] したがって、分析装置 1では、バイオセンサ 2に血液が供給されたことを検知される 時点と、実際にバイオセンサ 2に血液が供給された時点とのずれが小さくなる。し力も 、血糖値の演算を行うための応答値を精度良く把握することができる。その結果、血 液が供給された時点力 演算用の応答電流値のサンプリングまでの時間が測定ごと にばらつくことを抑制し、より精度良く血糖値を測定することができるようになる。
[0063] 本実施の形態においては、試料の供給が確認されて力 血糖値を演算するための 応答値をサンプリングするまでの間に、複数回の応答値測定を行う一方で、血液の 供給が確認されて力 一定時間経過後において演算値を測定するための応答値を サンプリングしている。し力しながら、本発明では、応答電流値の測定を上記一定時 間経過時において少なくとも一回行えばよい。また、上記一定時間経過時までに複 数回の応答値を測定し、複数回の応答値の積算値に基づ!、て血糖値を演算するよ うにしてもよい。
[0064] もちろん、本発明は、血液中のグルコース以外の成分 (たとえばコレステロールある いは乳酸)の分析を行 、、ある 、は血液以外の試料 (たとえば尿ある 、は唾液)を用い て試料の分析を行う分析装置に対しても適用することができる。

Claims

請求の範囲
[1] 分析用具からの出力に基づいて、上記分析用具に試料が供給されたことを確認す るための第 1のステップと、上記分析用具に試料が供給されたことが確認されてから 一定時間経過するまでにおいて、上記分析用具力もの出力のレベルを、上記一定 時間経過時を含めて 1回以上把握するための第 2のステップと、上記一定時間経過 時における上記分析用具からの出力に基づいて、試料の分析に必要な演算を行う 第 3のステップと、を含む試料分析方法であって、
上記第 1および第 2のステップにおける上記分析用具からの出力の把握は、 2重積 分回路に上記分析用具力 の出力を入力させたときの上記 2重積分回路力 の出力 に基づいて行われ、
上記第 1のステップにおいては、上記 2重積分回路に対する入力開始から上記 2重 積分回路からの出力終了までの時間である第 1の特定時間毎に、上記 2重積分回路 力 の出力のレベルを繰り返し把握し、
上記第 2のステップにおいては、上記 2重積分回路からの出力のレベルの把握時 において、上記 2重積分回路に対する入力開始から上記 2重積分回路からの出力終 了までの時間である第 2の特定時間を、上記第 1の特定時間に比べて長く設定する、 試料分析方法。
[2] 上記第 2のステップにおいては、上記 2重積分回路に対する分析用具からの出力 の入力および上記 2重積分回路からの出力を、上記第 2の特定時間毎に繰り返し行 い、上記一定時間経過時における上記分析用具からの出力を把握する、請求項 1に 記載の試料分析方法。
[3] 上記第 1の特定時間は 10— 30msecの範囲力 選択され、上記第 2の特定時間は 30 一 300msecの範囲力も選択される、請求項 1に記載の試料分析方法。
[4] 上記 2重積分回路としては、上記分析用具からの出力を電荷として蓄えた後に蓄え た電荷を放出するコンデンサを備え、かつ上記分析用具からの出力を上記コンデン サにおける放電時間に基づいて把握できるように構成されたものが使用され、 上記第 1のステップにおける上記第 1の特定時間での上記コンデンサに対する充 電時間は、上記第 2のステップにおける上記第 2の特定時間での上記コンデンサに 対する充電時間に比べて短く設定される、請求項 1に記載の試料分析方法。
[5] 上記第 1のステップにおける上記第 1の特定時間での上記コンデンサに対する充 電時間は 5— 15msecの範囲力 選択され、
上記第 2のステップにおける上記第 2の特定時間での上記コンデンサに対する充 電時間は 15— 150msecの範囲力 選択される、請求項 4に記載の試料分析方法。
[6] 上記分析用具として、上記特定成分との間の電子授受量を電気的物理量として出 力するための電極を備えたものが使用される、請求項 1に記載の試料分析方法。
[7] 上記分析用具として、上記特定成分と上記電極との間の電子授受を促進するため の 1以上の試薬を含んだ試薬部と、試料と上記 1以上の試薬との共存系に対して電 圧を印加する
とき〖こ、上記電極とともに利用される追加の電極と、を備えたものが使用され、かつ、 上記電極および上記追加の電極によって上記共存系に電圧を印加することによつ て、上記分析用具から上記電気的物理量を電流として出力させる、請求項 6に記載 に試料分析方法。
[8] 上記分析用具として、試料として血液を用いるように構成されたものが使用される、 請求項 1に記載の試料分析方法。
[9] 分析用具を装着して使用し、かつ上記分析用具からの出力に基づいて分析用具 に供給された試料の分析を行う分析装置であって、上記分析用具からの出力が入力 され、かつ当該入力に相関した物理量を出力する 2重積分回路と、上記 2重積分回 路に上記分析用具力 の出力を入力させるタイミングおよび上記 2重積分回路から 上記物理量を出力させるタイミングを制御する制御手段と、を備えた分析装置におい て、
上記制御手段は、上記 2重積分回路に対する入力開始から上記 2重積分回路から の出力開始までの時間間隔を、上記分析用具に試料が供給されたことを確認するま でに比べて、上記分析用具に試料が供給されたことが確認された後のほうが長くなる ように制御するように構成されている、試料分析装置。
[10] 上記 2重積分回路は、上記分析用具からの出力を電荷として蓄えた後に蓄えた電 荷を放出するためのコンデンサを備え、かつ上記分析用具からの出力を上記コンデ ンサにおける放電時間に基づいて把握できるように構成されており、
上記制御手段は、上記コンデンサに対する充電時間を、上記分析用具に試料が供 給されたことを確認するまでに比べて、上記分析用具に試料が供給されたことが確 認された後のほうが長くなるように制御するように構成されている、請求項 9に記載の 試料分析装置。
上記分析用具が電気的物理量を出力するための電極を備えている場合において、 上記 2重積分回路が直接または間接的にグランド接続される状態と、上記 2重積分 回路が上記電極に接続される状態と、を選択するためのスィッチをさらに備えており 上記制御手段は、上記スィッチを切り替え制御することにより、上記 2重積分回路に 対して上記分析用具からの出力を入力させるタイミングと、上記 2重積分回路から上 記物理量を出力させるタイミングと、を制御するように構成されている、請求項 10に記 載の試料分析装置。
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