WO2013146243A1 - センシング装置及びセンシング方法 - Google Patents

センシング装置及びセンシング方法 Download PDF

Info

Publication number
WO2013146243A1
WO2013146243A1 PCT/JP2013/056928 JP2013056928W WO2013146243A1 WO 2013146243 A1 WO2013146243 A1 WO 2013146243A1 JP 2013056928 W JP2013056928 W JP 2013056928W WO 2013146243 A1 WO2013146243 A1 WO 2013146243A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
concentration
zone
sampling interval
analyte
unit
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Ceased
Application number
PCT/JP2013/056928
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
松本淳
深井利夫
大澤孝明
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Terumo Corp
Original Assignee
Terumo Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Terumo Corp filed Critical Terumo Corp
Priority to JP2014507634A priority Critical patent/JP6109812B2/ja
Publication of WO2013146243A1 publication Critical patent/WO2013146243A1/ja
Anticipated expiration legal-status Critical
Ceased legal-status Critical Current

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/62—Systems in which the material investigated is excited whereby it emits light or causes a change in wavelength of the incident light
    • G01N21/63—Systems in which the material investigated is excited whereby it emits light or causes a change in wavelength of the incident light optically excited
    • G01N21/64—Fluorescence; Phosphorescence
    • G01N21/6428—Measuring fluorescence of fluorescent products of reactions or of fluorochrome labelled reactive substances, e.g. measuring quenching effects, using measuring "optrodes"
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/62—Systems in which the material investigated is excited whereby it emits light or causes a change in wavelength of the incident light
    • G01N21/63—Systems in which the material investigated is excited whereby it emits light or causes a change in wavelength of the incident light optically excited
    • G01N21/64—Fluorescence; Phosphorescence
    • G01N21/645—Specially adapted constructive features of fluorimeters

Definitions

  • the present invention relates to a sensing device and a sensing method for quantifying an analyte concentration intermittently or continuously.
  • a sensing device for quantifying the concentration of the analyte has been developed by utilizing the property that the fluorescence intensity changes due to the interaction between the analyte and the labeled compound.
  • an apparatus has been proposed in which a sensor unit is embedded in the body of a subject and glucose concentration can be continuously quantified (see Japanese Patent Nos. 4593957 and 4558448).
  • Japanese Patent No. 4593957 and Japanese Patent No. 4558448 aims to reduce power consumption by improving the structure of the apparatus. For example, the sampling interval for quantification is appropriately set. By determining, there is enough room for further reducing power consumption.
  • the present invention has been made to solve the above-described problems, and an object of the present invention is to provide a sensing device and a sensing method capable of reducing power consumption during intermittent quantification using a sensor.
  • the sensing device is a device for intermittently or continuously quantifying the concentration of an analyte, the sensor unit acquiring a measurement signal correlated with the concentration of the analyte according to a fixed sampling interval, and the sensor A concentration quantification unit that quantifies the concentration of the analyte based on the measurement signal acquired by a unit, a zone classification unit that classifies a predetermined concentration range into a plurality of zones, and the analyte quantified by the concentration quantification unit.
  • An interval determining unit that determines the sampling interval according to whether or not the plurality of zones classified by the zone classifying unit with respect to the density of light is included.
  • the sampling interval according to the categorization of the plurality of zones classified by the zone classification unit with respect to the zone classification unit for classifying the predetermined concentration range into a plurality of zones and the quantified analyte concentration Since the interval determining unit for determining the difference is provided, the change in the concentration of the analyte can be grasped globally depending on whether the zone belongs or not, and timely quantification without excess or deficiency becomes possible.
  • the sensor unit includes an optical sensor that acquires the measurement signal from a light phenomenon generated by applying energy to a labeling substance or a subject.
  • quantitative_assay using an optical sensor can be reduced.
  • the optical sensor includes an excitation light source that emits excitation light that promotes the generation of fluorescence toward the labeling substance, and the excitation light is emitted according to the sampling interval determined by the interval determination unit. It is preferable to further include a light source control unit that controls the excitation light source.
  • reducing the quantitative frequency greatly contributes to reduction of power consumption, and thus is particularly effective. It also has an effect of suppressing the deterioration of the fluorescent dye.
  • the zone classification unit is configured to set the predetermined density range to a highest density zone existing on the highest density side, a lowest density zone existing on the lowest density side, and at least one intermediate density existing on the intermediate density side. It is preferable to classify into zones.
  • the interval determination unit determines the sampling interval in the highest concentration zone so as to be smaller than any of the sampling intervals corresponding to the at least one intermediate concentration zone.
  • the interval determination unit determines the sampling interval in the lowest concentration zone so as to be smaller than any of the sampling intervals corresponding to the at least one intermediate concentration zone.
  • the interval determination unit further determines the sampling interval in accordance with a trend of the concentration of the analyte obtained by the last quantitative determination. By considering trends together, it becomes possible to capture changes in concentration from different viewpoints, which is more effective.
  • the interval determination unit performs the sampling according to the case where the trend is in the falling state. It is preferable to determine the sampling interval so as to be smaller than the interval.
  • the interval determination unit performs the sampling according to the case in which the trend is in an ascending state. It is preferable to determine the sampling interval so as to be smaller than the interval.
  • a setting unit for collectively setting the sampling interval data set corresponding to each of the zones, which is used for determination by the interval determination unit.
  • a setting unit that collectively sets the sampling interval data set corresponding to the combination of each zone and each trend, which is used for determination by the interval determination unit.
  • a sensing method is a method using a sensing device that quantifies analyte concentration intermittently or continuously, a classification step for classifying a predetermined concentration range into a plurality of zones, and the sensing device includes: An acquisition step of acquiring a measurement signal correlated with the concentration of the analyte according to a fixed sampling interval using a sensor unit comprising, a determination step of quantifying the concentration of the analyte based on the acquired measurement signal, A determination step of determining the sampling interval according to the categorization of the plurality of classified zones with respect to the quantified concentration of the analyte.
  • the sensor unit includes an optical sensor that acquires the measurement signal from a light phenomenon generated by applying energy to a labeling substance or a subject, and the acquisition step acquires the measurement signal using the optical sensor. It is preferable to do.
  • the optical sensor further includes an excitation light source that emits excitation light that promotes the generation of fluorescence toward the labeling substance, and controls the excitation light source to emit the excitation light according to the determined sampling interval. It is preferable to further comprise a control step.
  • the predetermined concentration range is divided into a highest concentration zone existing on the highest concentration side, a lowest concentration zone existing on the lowest concentration side, and at least one intermediate concentration zone existing on the intermediate concentration side. It is preferable to classify into.
  • the sampling interval in the highest concentration zone is determined so as to be smaller than any of the sampling intervals corresponding to the at least one intermediate concentration zone.
  • the sampling interval in the lowest concentration zone is determined so as to be smaller than any of the sampling intervals corresponding to the at least one intermediate concentration zone.
  • the sampling interval is determined in accordance with a trend of the concentration of the analyte obtained by the most recent quantitative determination.
  • the determination step includes the sampling interval corresponding to the case in which the trend is in a down state. It is preferable to determine the sampling interval so as to be smaller.
  • the determination step includes the sampling interval corresponding to the case where the trend is in an rising state. It is preferable to determine the sampling interval so as to be smaller.
  • the method further includes a setting step for collectively setting data sets of the sampling intervals corresponding to the zones, which are used for the determination in the determination step.
  • the method further includes a setting step for collectively setting a data set of the sampling interval corresponding to a combination of each zone and each trend, which is used for the determination in the determination step.
  • the predetermined concentration range is classified into a plurality of zones, and the sampling interval is determined according to the affiliation of the plurality of zones with respect to the quantified analyte concentration. Therefore, it is possible to grasp the change in the concentration of the analyte globally depending on whether the zone belongs or not, and timely quantification without excess or deficiency becomes possible.
  • FIG. 8A is a schematic explanatory diagram illustrating an example of determining whether a zone belongs or not.
  • 8B is a schematic explanatory diagram illustrating an example of estimating a trend from a plurality of quantitative values.
  • 9A and 9B are front views of the display device in a state where quantitative visible information is displayed. It is a graph showing the time-dependent change of the blood glucose level obtained by quantifying the blood glucose concentration according to the determination method shown in FIG. It is a 2nd table
  • the sensing device 10 includes a sensor unit 12 (including a fluorescence sensor 14 and a temperature sensor 15), a sensor control circuit 16, a calculation unit 18, a power supply circuit 20, a ROM 22, and a RAM 24.
  • the clock generator 26, the input unit 27, and the display 28 are basically provided.
  • the fluorescence sensor 14 acquires a measurement signal (hereinafter referred to as a fluorescence signal) corresponding to the intensity of the fluorescence F due to the interaction between the analyte A and the labeled compound.
  • the fluorescence F may be light resulting from the binding or dissociation between the analyte A and the labeling compound, or may be light resulting from the binding or dissociation between the third component different from the analyte A and the labeling compound.
  • the concentration of analyte A can be quantified based on the fluorescence signal.
  • the temperature sensor 15 acquires a signal corresponding to the environmental temperature in the vicinity of the fluorescent sensor 14 (hereinafter referred to as a temperature signal).
  • the sensor unit 12 is not limited to the above-described form, and a measurement signal correlated with the concentration of the analyte A from a phenomenon (for example, a light phenomenon) generated by applying energy to the labeling substance or the subject. It only needs to be acquired.
  • a phenomenon for example, a light phenomenon
  • an optical sensor that measures absorbance, Raman scattered light intensity, or the like, or a chemical sensor that measures temperature, electrical resistance, or the like may be used.
  • the sensor control circuit 16 drives the fluorescence sensor 14 and the temperature sensor 15, and controls the fluorescence signal and the temperature signal so as to be acquired.
  • the calculation unit 18 is composed of a CPU, an MPU, and the like, reads a program recorded in the ROM 22 and executes various signal processing described later.
  • the power supply circuit 20 supplies power to each component in the sensing device 10 including the calculation unit 18.
  • the RAM 24 can read or write various data necessary for carrying out the sensing method according to the present invention in addition to the fluorescence signal input via the fluorescence sensor 14 and the temperature signal input via the temperature sensor 15. is there.
  • the clock generator 26 generates a clock signal at a predetermined cycle and supplies it to the calculation unit 18 side. Thereby, the calculating part 18 can control the acquisition timing of a fluorescence signal and a temperature signal.
  • the input unit 27 is provided so as to be able to input various information (for example, measurement mode setting parameters) used for the calculation in the calculation unit 18.
  • various information for example, measurement mode setting parameters
  • a push button may be used, or a touch panel incorporated in the display device 28 may be used.
  • the display 28 visualizes and displays various information related to the concentration of the analyte A quantified by the calculation unit 18.
  • the display 28 is a display module capable of monochrome or color display, and may be composed of a liquid crystal panel, an organic EL (Electro-Luminescence), an inorganic EL panel, or the like.
  • the sensor unit 12 includes a substantially rectangular casing 30.
  • the inside of the housing 30 is hollow, and can accommodate the fluorescent sensor 14, the base material 32, and the six metal wires 34, 35, 36.
  • the housing 30 and the base material 32 are each formed of a resin such as polyimide, parylene (polyparaxylylene), or cyclic polyolefin. Further, in order to block external light, the material may contain a light blocking material such as carbon black.
  • one surface (entrance surface 38) of the housing 30 is made of hydrogel, carbon black, and the like, and has characteristics of allowing the analyte A to pass and blocking external light.
  • the fluorescent sensor 14 includes, in order from the bottom to the top, a substrate 40 made of silicon or the like, a photodiode (Photo Diode: hereinafter referred to as “PD”) element 42, a first protective film (not shown), a filter 44, and light emission. It comprises a diode (Light Emitting Diode: hereinafter also referred to as “LED”) element 46 (excitation light source), a second protective film 48 made of epoxy resin or the like, and an indicator layer 50.
  • a PD element 42 is formed on the surface of the substrate 40.
  • the PD element 42 is a photoelectric conversion element that converts the fluorescence F into an electrical signal.
  • various photoelectric conversion elements such as a photoconductor (photoconductor) or a phototransistor (Phototransistor, PT) may be used.
  • the PD element 42 and the metal wire 34 are electrically connected by means such as a bonding wire 52 or a through wiring.
  • the filter 44 is an absorptive optical filter that blocks the wavelength band of the excitation light E emitted from the LED element 46 and passes the fluorescence F on the longer wavelength side than the wavelength band.
  • a silicon film such as polycrystalline silicon, a silicon carbide film, or a gallium phosphide film may be used.
  • the LED element 46 is a light emitting element that emits excitation light E that promotes generation of fluorescence F.
  • various types of light emitting elements such as an organic EL element, an inorganic EL element, or a laser diode element may be used.
  • the indicator layer 50 emits fluorescence F corresponding to the concentration of analyte A (for example, glucose) that has entered from the entry surface 38.
  • the indicator layer 50 is made of a base material containing a fluorescent dye as a labeling compound.
  • a labeled compound for example, a substance that reversibly binds to analyte A such as a ruthenium organic complex, a phenylboronic acid derivative, or a fluorescein-labeled dextran as a fluorescent dye
  • a third component for example, rhodamine-labeled concanavalin A.
  • a third component may be included in the base material of the indicator layer 50 together with the labeling compound. Alternatively, another mechanism for mixing the third component may be provided.
  • a temperature sensor 15 capable of acquiring a temperature signal in the vicinity of the fluorescence sensor 14 is also arranged inside the housing 30.
  • an optical type such as a fluorescence thermometer, a thermistor type, a metal thin film resistance type, or a semiconductor type based on the temperature characteristics of the forward current of the PN junction may be used.
  • a semiconductor type sensor it can be formed on the substrate 40 like the PD element 42.
  • the metal wires 34, 35, and 36 are formed of a conductor such as gold, aluminum, or copper, and have a function of increasing rigidity in addition to a role as electric wiring in the housing 30.
  • the sensor unit 12 is electrically connected to the sensor control circuit 16 (see FIG. 1) via metal wires 34-36.
  • the metal wire 34 includes two metal wires 34a and 34b.
  • the metal wire 35 is composed of two metal wires 35a and 35b.
  • the metal wire 36 is composed of two metal wires 36a and 36b. For example, by providing an insulating layer (not shown) between the metal wire 34 (or the metal wire 35) and the metal wire 36, the two may be electrically insulated.
  • the sensor control circuit 16 can acquire the fluorescence signal from the PD element 42 via the metal wire 34. Further, the sensor control circuit 16 can supply driving power to the LED element 46 via the metal wire 35. Furthermore, the sensor control circuit 16 can acquire the temperature signal from the temperature sensor 15 via the metal wire 36.
  • the concentration of the analyte A in the body of the subject can be continuously measured by causing the subject to puncture and hold the needle tip. At that time, a part of the analyte A enters the inside of the housing 30 from the entry surface 38 and stays around the indicator layer 50.
  • the sensor control circuit 16 supplies a drive power signal to the LED element 46 through the metal wire 35 of the fluorescent sensor 14, whereby the excitation light E is emitted. Then, the excitation light E from the LED element 46 is incident on the indicator layer 50.
  • the indicator layer 50 emits fluorescence F having an intensity corresponding to the concentration of the analyte A by the interaction between the analyte A and the labeling compound or by the interaction with the addition of the third component.
  • Fluorescence F from the indicator layer 50 is transmitted through the LED element 46, the filter 44, etc., and then photoelectrically converted by the PD element 42, transmitted through the metal wire 34 as a fluorescence signal, and supplied to the sensor control circuit 16 side.
  • a temperature signal from the temperature sensor 15 is transmitted through the metal wire 36 and supplied to the sensor control circuit 16 side.
  • the fluorescence sensor 14 acquires a fluorescence signal
  • the temperature sensor 15 acquires a temperature signal. 2 and 3 can be applied to various uses such as an enzyme sensor, a glucose sensor, a pH sensor, an immune sensor, or a microorganism sensor.
  • the structure of the sensor part 12 can take various structures, without being restricted to this structure.
  • the sensor control circuit 16 and the arithmetic unit 18 that are physically separated are provided so as to be able to communicate with each other wirelessly, whereby the sensor unit 12 is quantified intermittently or continuously with the sensor unit 12 completely embedded in the body of the subject. Is possible.
  • FIG. 4 is a functional block diagram of the calculation unit 18 shown in FIG.
  • the structural elements closely related to the sensing method according to the present invention are mainly illustrated.
  • the sensor control circuit 16 drives the LED element 46 so as to emit the excitation light E at a predetermined time and / or light quantity, and the fluorescence signal obtained from the PD element 42 is converted into a fluorescence intensity F (t). As a fluorescence signal acquisition unit 62.
  • the calculation unit 18 includes a measurement instruction unit 64 that instructs the sensor control circuit 16 (light source control unit 60) to start measurement using the fluorescence sensor 14, and a zone that classifies a predetermined density range into a plurality of zones.
  • the concentration [A (t)] of the analyte A is quantified based on the fluorescence intensity F (t) from the classification unit 66, the measurement / quantification sampling interval Ts, and the fluorescence signal acquisition unit 62.
  • a concentration quantification unit 70 that performs the calculation in the calculation unit 18 and a parameter setting unit 71 (setting unit) that sets various parameters.
  • the interval determination unit 68 includes an attribute determination unit 72 that determines whether each zone (specifically, the L zone, the M zone, and the H zone) belongs to the quantified concentration [A (t)]. It functions as a trend estimator 74 that estimates the variation trend of concentration [A (t)] (hereinafter referred to as “concentration trend” or simply “trend”).
  • step S1 the parameter setting unit 71 performs initial setting of various parameters used for calculation in the calculation unit 18.
  • a user such as a doctor designates a mode suitable for the subject via the input unit 27. This mode is prepared according to the dynamics of the subject, for example, after meals, at bedtime, during exercise, and the like.
  • the parameter setting unit 71 sets various parameters associated with the designated mode. Even when step S2 and the subsequent steps are executed, an interrupt process is generated in response to an operation from the input unit 27, so that the process returns to step S1 to reflect changes in various parameters as needed.
  • step S2 the zone classification unit 66 classifies the predetermined density range into a plurality of zones based on some parameters supplied by the parameter setting unit 71.
  • FIG. 6 is a schematic explanatory diagram showing a classification example of a plurality of zones.
  • the horizontal axis of the graph is time (minute; unit: min), and the vertical axis of the graph is glucose concentration, so-called blood glucose level (unit: mg / dl).
  • the zone classification unit 66 sets two concentration threshold values Dh and Dl (0 ⁇ Dl ⁇ Dh) in a concentration range in which the lower limit value is 0 [mg / dl] and the upper limit value is the maximum measurable value. Are classified into three zones.
  • the zone that satisfies 0 ⁇ [A (t)] ⁇ Dl and exists on the side with the lowest density is the “L zone” (lowest density zone), and the density satisfies Dl ⁇ [A (t)] ⁇ Dh.
  • the zone that exists in the middle is classified as “M zone” (intermediate concentration zone), and the zone that satisfies [A (t)] ⁇ Dh and exists on the side with the highest concentration is classified as “H zone” (highest concentration zone). Is done.
  • the number of zones to be classified is not limited to three, and may be two or four or more.
  • the vertical axis of the graph is not limited to the concentration (blood glucose level), but may be measured raw data ⁇ fluorescence intensity F (t) or fluorescence signal itself ⁇ .
  • the parameter setting unit 71 can collectively set a data set of the sampling interval Ts corresponding to each zone, which is used for determination by the interval determining unit 68.
  • the interval determination unit 68 acquires the data set from the parameter setting unit 71 to determine in advance the value that the sampling interval Ts can take, more specifically, the sampling interval Ts corresponding to each zone.
  • step S3 the calculation unit 18 determines whether or not there is a measurement / quantification instruction for the analyte A. Specifically, the arithmetic unit 18 counts the number of pulses of the clock signal input from the clock generator 26, and when the count reaches an upper limit value (corresponding to the sampling interval Ts when converted to time), it is quantitative. It is determined that there is an instruction. On the other hand, if the count upper limit value has not been reached, it remains in step S3 until it reaches.
  • step S ⁇ b> 4 the measurement instruction unit 64 outputs an instruction signal for starting measurement to the light source control unit 60. Then, the light source control unit 60 causes the LED element 46 to emit light by supplying a predetermined amount of driving current with a predetermined time width. Thereafter, the excitation light E is emitted toward the indicator layer 50 (that is, the analyte A, the labeling compound, or the third component).
  • step S5 the sensor control circuit 16 (fluorescence signal acquisition unit 62) detects the fluorescence F (see FIG. 3) due to the interaction between the analyte A and the labeling compound via the fluorescence sensor 14.
  • the fluorescence signal acquisition unit 62 acquires a fluorescence signal corresponding to the intensity of the fluorescence F, converts the fluorescence signal into the fluorescence intensity F (t) (or as it is), and supplies the fluorescence signal to the calculation unit 18 side. Then, the calculation unit 18 temporarily stores the fluorescence intensity F (t) or the fluorescence signal in the RAM 24.
  • the sensor control circuit 16 may acquire the temperature signal via the temperature sensor 15 in synchronization (or asynchronously) with the acquisition of the fluorescence signal.
  • the concentration quantification unit 70 quantifies the concentration [A (t)] of the analyte A using the acquired fluorescence intensity F (t), the quantification coefficient read from the RAM 24, and the like.
  • the concentration [A (t)] can be quantified by various methods suitable for the material of the fluorescent dye, the nature of the chemical reaction, and the like.
  • step S7 the attribute determination unit 72 determines whether the zone belongs for the concentration [A (t)] determined in step S6. Specifically, the genus determination unit 72 determines that the current quantitative value belongs to the L zone when 0 ⁇ [A (t)] ⁇ Dl is satisfied. Alternatively, the affiliation determination unit 72 determines that the current quantitative value belongs to the M zone when Dl ⁇ [A (t)] ⁇ Dh is satisfied. Alternatively, the genus determination unit 72 determines that the current quantitative value belongs to the H zone when Dh ⁇ [A (t)] is satisfied.
  • the boundary line 100 that divides the L zone and the M zone is indicated by a solid line in the drawing.
  • the determination points P1 and P3 belong to the L zone, and the determination points P2, P4, P5, and P6 belong to the M zone. Is done. As described above, there are cases where time-series fluctuations occur in the determination result related to the affiliation of each zone due to quantitative variation caused by measurement. In this case, there is a possibility of affecting the update control of the sampling interval Ts described later.
  • a dead zone 104 having the boundary line 100 as a lower limit and the boundary line 102 indicated by a broken line as an upper limit may be provided.
  • the previous fixed point P1 belongs to the L zone and the current fixed point P2 belongs to the dead zone 104 (in the M zone)
  • the previous determination result that it belongs to the L zone
  • the fixed points P1, P2, P3, and P4 belong to the L zone
  • the fixed points P5 and P6 belong to the M zone.
  • 8A illustrates the case where the trend is in the rising state (transition from the L zone to the M zone), but the same applies to the case where the trend is in the falling state (transition from the M zone to the L zone). . Note that in this case, the positional relationship between the boundary lines 100 and 102 is reversed. In addition, it goes without saying that various calculation methods can be employed to suppress the above-described fluctuation.
  • step S8 the trend estimation unit 74 estimates a trend from a plurality of latest quantitative values. Specifically, the trend estimation unit 74 obtains the regression line 106 from a plurality of recent quantitative values, and when the gradient is larger than a predetermined positive value, the “rising state”, the gradient is higher than a predetermined negative value. If it is small, it is estimated to be “down state”, otherwise it is estimated to be “flat state”.
  • the regression line 106 (illustrated by a broken line) can be obtained using the past quantification points P1, P2, P3, and P4 and using the current quantification point P5 as necessary.
  • various optimization methods including a weighted average and a least square method can be used.
  • the number of quantitative values used for trend estimation is not limited to five, and may be appropriately determined by comprehensively considering the amount of calculation, processing time, and the like.
  • the trend may be estimated by considering not only the gradient (first derivative of time) but also the curvature (second derivative of time).
  • step S9 the interval determination unit 68 determines and updates the next sampling interval Ts based on whether the zone belongs in step S7 or the trend of the density [A (t)] obtained in step S8.
  • the interval determination unit 68 determines the sampling interval Ts corresponding to the H zone or the L zone so as to be smaller than any of the sampling intervals Ts corresponding to the M zone (at least one intermediate density zone).
  • the interval determination unit 68 determines a relatively small sampling interval Ts in order to increase the number of fixed samples and improve the diagnostic performance.
  • the interval determination unit 68 determines a relatively large sampling interval Ts in order to reduce power consumption by reducing the number of fixed samples.
  • step S10 the indicator 28 displays the quantitative result in step S6.
  • the calculation unit 18 determines visible information (hereinafter referred to as “quantitative visible information”) to be displayed on the display unit 28 from the obtained quantitative results, and then sends a control signal corresponding to the quantitative visible information. Supply to the display 28 side.
  • quantitative visible information not only a quantitative value but a trend, the success or failure of a quantitative measurement, a quantitative time, a diagnostic result, etc. are mentioned, for example.
  • FIGS. 9A and 9B on the display screen 110 provided in the display 28, a number 112 representing a blood glucose level and a mark 114 representing a trend are displayed.
  • the display form of FIG. 9A suggests that the blood glucose level is 100 [mg / dl] and the trend is “increased state”.
  • the display form of FIG. 9B suggests that the blood glucose level is 250 [mg / dl], and the trend is “gradual downward state”.
  • the display update frequency of the numeral 112 and / or the mark 114 may be freely changed.
  • the user can immediately grasp the current quantitative value and the trend by selecting “update every time quantitative determination” is selected.
  • the update frequency of the number 112 may be different from the update frequency of the mark 114.
  • the quantitative value (number 112) may be updated when the trend is “flat”, and the quantitative value (number 112) may not be updated when the trend is “up” or “down”. .
  • step S11 the calculation unit 18 determines whether or not there is an instruction to end the series of quantitative operations. If it is determined that the end instruction has not been given, the process returns to step S3, and steps S3 to S11 are repeated thereafter. On the other hand, when there is an end instruction, the sensing device 10 ends the quantitative operation of the analyte A. In this way, the calculation unit 18 obtains the concentration [A (t)] of the analyte A as time series data for each fixed time point t while appropriately changing the sampling interval Ts.
  • FIG. 10 is a graph showing the change in blood glucose level over time obtained by quantifying the blood glucose concentration according to the determination method shown in FIG. More specifically, the blood glucose level in the body of the subject after meal is quantified intermittently or continuously.
  • the quantification frequency in the M zone is suppressed to about 1/5 compared with the quantification frequency in the H zone and the L zone.
  • the power consumption required for quantification can be reduced by reducing the quantification frequency in the middle blood glucose level state (M zone).
  • the zone classification unit 66 that classifies the predetermined concentration range into a plurality of zones (L zone, M zone, H zone), and a plurality of quantified analyte A concentrations [A (t)]. Since the interval determination unit 68 for determining the sampling interval Ts according to whether the zone belongs or not is provided, the change in the concentration of the analyte A can be grasped globally depending on whether the zone belongs or not. It becomes possible.
  • the sensor used for measurement may include an optical sensor (fluorescence sensor 14) that acquires a measurement signal from a light phenomenon generated by applying energy to a labeling substance or a subject.
  • an optical sensor fluorescence sensor 14
  • quantitative_assay using an optical sensor can be reduced.
  • the fluorescence sensor 14 includes an LED element 46 that emits excitation light E that promotes generation of fluorescence F toward the labeling substance, and emits the excitation light E according to the sampling interval Ts determined by the interval determination unit 68.
  • a light source control unit 60 for controlling the LED element 46 may be further provided.
  • reducing the quantitative frequency greatly contributes to the reduction of power consumption, and thus is particularly effective. It also has an effect of suppressing the deterioration of the fluorescent dye.
  • FIG. 11 is a second table illustrating a method for determining the sampling interval Ts. This determination method differs from the method shown in FIG. 7 in that it considers not only whether or not a plurality of zones belong but also an estimated trend.
  • the parameter setting unit 71 can collectively set a data set of the sampling interval Ts corresponding to the combination of each zone and each trend, which is used for the determination by the interval determining unit 68.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Investigating, Analyzing Materials By Fluorescence Or Luminescence (AREA)

Description

センシング装置及びセンシング方法
　この発明は、アナライトの濃度を間欠的又は連続的に定量するセンシング装置及びセンシング方法に関する。
　近時、例えば、アナライトと標識化合物との相互作用により蛍光強度が変化する性質を利用して、前記アナライトの濃度を定量するセンシング装置が開発されている。一適用例として、被検体の体内にセンサ部を埋め込み、グルコース濃度の連続定量を可能にする装置が提案されている（特許第４５９３９５７号公報及び特許第４５５８４４８号公報参照）。この装置を用いて糖尿病患者の血糖値の時系列データを取得・解析することで、血糖値を安定化するための薬剤の投与プロトコール設定や、生活習慣の改善指導を適切に行える。
　しかしながら、特許第４５９３９５７号公報及び特許第４５５８４４８号公報に開示された技術的思想は、装置の構造の改良により消費電力を低減させることを目的としており、例えば、定量の際のサンプリング間隔を適切に決定することで、消費電力をさらに低減できる余地が十分にある。
　本発明は、上記した課題を解決するためになされたものであって、センサを用いた間欠的な定量の際の消費電力を低減可能なセンシング装置及びセンシング方法を提供することを目的とする。
　本発明に係るセンシング装置は、アナライトの濃度を間欠的又は連続的に定量する装置であって、定量のサンプリング間隔に従って前記アナライトの濃度に相関する計測信号を取得するセンサ部と、前記センサ部により取得された前記計測信号に基づいて前記アナライトの濃度を定量する濃度定量部と、所定の濃度範囲を複数のゾーンに分類するゾーン分類部と、前記濃度定量部により定量された前記アナライトの濃度についての、前記ゾーン分類部により分類された前記複数のゾーンの属否に応じて前記サンプリング間隔を決定する間隔決定部とを備えることを特徴とする。
　このように、所定の濃度範囲を複数のゾーンに分類するゾーン分類部と、定量されたアナライトの濃度についての、前記ゾーン分類部により分類された前記複数のゾーンの属否に応じてサンプリング間隔を決定する間隔決定部とを設けたので、ゾーンの属否によってアナライトの濃度変化を大局的に捉えることができ、過不足ない適時の定量が可能になる。
　また、前記センサ部は、標識物質又は被検体にエネルギーを与えて発生させた光現象から前記計測信号を取得する光学センサを含むことが好ましい。これにより、光学センサを用いた間欠的又は連続的な定量の際の消費電力を低減できる。また、光学センサを構成する電子部品の劣化を抑制する効果もある。
　さらに、前記光学センサは、蛍光の発生を促す励起光を前記標識物質に向けて放射する励起光源を有し、前記間隔決定部により決定された前記サンプリング間隔に従って前記励起光を放射させるように前記励起光源を制御する光源制御部をさらに備えることが好ましい。励起光の放射がトリガとなって蛍光を得る光学センサの場合、定量頻度を減らすことが消費電力の低減に大きく寄与するため、特に効果的である。また、蛍光色素の劣化を抑制する効果もある。
　さらに、前記ゾーン分類部は、前記所定の濃度範囲を、最も高い濃度側に存在する最高濃度ゾーン、最も低い濃度側に存在する最低濃度ゾーン、及び中間の濃度側に存在する少なくとも１つの中間濃度ゾーンに分類することが好ましい。
　さらに、前記間隔決定部は、前記少なくとも１つの中間濃度ゾーンに応じた前記サンプリング間隔のいずれよりも小さくなるように、前記最高濃度ゾーンでの前記サンプリング間隔を決定することが好ましい。
　さらに、前記間隔決定部は、前記少なくとも１つの中間濃度ゾーンに応じた前記サンプリング間隔のいずれよりも小さくなるように、前記最低濃度ゾーンでの前記サンプリング間隔を決定することが好ましい。
　また、前記間隔決定部は、さらに、直近に複数回定量されて得た前記アナライトの濃度のトレンドに応じて前記サンプリング間隔を決定することが好ましい。トレンドを併せて考慮することで異なる観点から濃度変化を大局的に捉えることが可能になり、一層効果的である。
　さらに、現時点で定量された前記アナライトの濃度が前記最高濃度ゾーンに属し、且つ、前記トレンドが上昇状態である場合、前記間隔決定部は、前記トレンドが下降状態である場合に応じた前記サンプリング間隔よりも小さくなるように、前記サンプリング間隔を決定することが好ましい。
　さらに、現時点で定量された前記アナライトの濃度が前記最低濃度ゾーンに属し、且つ、前記トレンドが下降状態である場合、前記間隔決定部は、前記トレンドが上昇状態である場合に応じた前記サンプリング間隔よりも小さくなるように、前記サンプリング間隔を決定することが好ましい。
　さらに、前記間隔決定部での決定に供される、各前記ゾーンに応じた前記サンプリング間隔のデータ組を一括して設定する設定部をさらに備えることが好ましい。
　また、前記間隔決定部での決定に供される、各前記ゾーン及び各前記トレンドの組み合わせに応じた前記サンプリング間隔のデータ組を一括して設定する設定部をさらに備えることが好ましい。
　本発明に係るセンシング方法は、アナライトの濃度を間欠的又は連続的に定量するセンシング装置を用いた方法であって、所定の濃度範囲を複数のゾーンに分類する分類ステップと、前記センシング装置が備えるセンサ部を用いて、定量のサンプリング間隔に従って前記アナライトの濃度に相関する計測信号を取得する取得ステップと、取得された前記計測信号に基づいて前記アナライトの濃度を定量する定量ステップと、定量された前記アナライトの濃度についての、分類された前記複数のゾーンの属否に応じて前記サンプリング間隔を決定する決定ステップとを備えることを特徴とする。
　また、前記センサ部は、標識物質又は被検体にエネルギーを与えて発生させた光現象から前記計測信号を取得する光学センサを含み、前記取得ステップでは、前記光学センサを用いて前記計測信号を取得することが好ましい。
　さらに、前記光学センサは、蛍光の発生を促す励起光を前記標識物質に向けて放射する励起光源を有し、決定された前記サンプリング間隔に従って前記励起光を放射させるように前記励起光源を制御する制御ステップをさらに備えることが好ましい。
　さらに、前記分類ステップでは、前記所定の濃度範囲を、最も高い濃度側に存在する最高濃度ゾーン、最も低い濃度側に存在する最低濃度ゾーン、及び中間の濃度側に存在する少なくとも１つの中間濃度ゾーンに分類することが好ましい。
　さらに、前記決定ステップでは、前記少なくとも１つの中間濃度ゾーンに応じた前記サンプリング間隔のいずれよりも小さくなるように、前記最高濃度ゾーンでの前記サンプリング間隔を決定することが好ましい。
　さらに、前記決定ステップでは、前記少なくとも１つの中間濃度ゾーンに応じた前記サンプリング間隔のいずれよりも小さくなるように、前記最低濃度ゾーンでの前記サンプリング間隔を決定することが好ましい。
　さらに、前記決定ステップでは、さらに、直近に複数回定量されて得た前記アナライトの濃度のトレンドに応じて前記サンプリング間隔を決定することが好ましい。
　さらに、現時点で定量された前記アナライトの濃度が前記最高濃度ゾーンに属し、且つ、前記トレンドが上昇状態である場合、前記決定ステップでは、前記トレンドが下降状態である場合に応じた前記サンプリング間隔よりも小さくなるように、前記サンプリング間隔を決定することが好ましい。
　さらに、現時点で定量された前記アナライトの濃度が前記最低濃度ゾーンに属し、且つ、前記トレンドが下降状態である場合、前記決定ステップでは、前記トレンドが上昇状態である場合に応じた前記サンプリング間隔よりも小さくなるように、前記サンプリング間隔を決定することが好ましい。
　さらに、前記決定ステップでの決定に供される、各前記ゾーンに応じた前記サンプリング間隔のデータ組を一括して設定する設定ステップをさらに備えることが好ましい。
　また、前記決定ステップでの決定に供される、各前記ゾーン及び各前記トレンドの組み合わせに応じた前記サンプリング間隔のデータ組を一括して設定する設定ステップをさらに備えることが好ましい。
　本発明に係るセンシング装置及びセンシング方法によれば、所定の濃度範囲を複数のゾーンに分類し、定量されたアナライトの濃度についての前記複数のゾーンの属否に応じてサンプリング間隔を決定するようにしたので、ゾーンの属否によってアナライトの濃度変化を大局的に捉えることができ、過不足ない適時の定量が可能になる。
本実施形態に係るセンシング装置の概略ブロック図である。 図１に示すセンサ部の概略断面構成を表す模式図である。 図１に示すセンサ部の概略構造を説明するための分解斜視図である。 図１に示す演算部の機能ブロック図である。 図１に示すセンシング装置の動作説明に供されるフローチャートである。 複数のゾーンの分類例を示す概略説明図である。 サンプリング間隔の決定方法を説明する第１の表である。 図８Ａは、ゾーンの属否を判別する一例を表す概略説明図である。図８Ｂは、複数の定量値からトレンドを推定する一例を表す概略説明図である。 図９Ａ及び図９Ｂは、定量可視情報が表示された状態の、表示器の正面図である。 図７に示す決定方法に従って血中グルコースの濃度を定量し、得られた血糖値の経時的変化を表すグラフである。 サンプリング間隔の決定方法を説明する第２の表である。 図１１に示す決定方法に従って定量し、得られた血糖値の経時的変化を表すグラフである。
　以下、本発明に係るセンシング方法についてこれを実施するセンシング装置との関係において好適な実施形態を挙げ、添付の図面を参照しながら詳細に説明する。
　先ず、本実施形態に係るセンシング装置１０の構成について、図１～図３を参照しながら説明する。
　図１に示すように、センシング装置１０は、センサ部１２（蛍光センサ１４及び温度センサ１５を含む。）と、センサ制御回路１６と、演算部１８と、電源回路２０と、ＲＯＭ２２と、ＲＡＭ２４と、クロック発生器２６と、入力部２７と、表示器２８とを基本的に備える。
　蛍光センサ１４（光学センサともいう）は、アナライトＡと標識化合物との相互作用による蛍光Ｆの強度に応じた計測信号（以下、蛍光信号という。）を取得する。蛍光Ｆは、アナライトＡと標識化合物との結合又は解離に起因する光でもよいし、アナライトＡと異なる第３成分と標識化合物との結合又は解離に起因する光であってもよい。いずれの蛍光Ｆであっても、蛍光信号に基づいてアナライトＡの濃度を定量可能である。温度センサ１５は、蛍光センサ１４近傍での環境温度に応じた信号（以下、温度信号という。）を取得する。
　なお、センサ部１２は上記した形態に限定されるものではなく、標識物質又は被検体にエネルギーを与えて発生させた現象（例えば、光現象）から、アナライトＡの濃度に相関する計測信号を取得可能であればよい。例えば、蛍光センサ１４に代替して、吸光度、ラマン散乱光強度等を計測する光学センサや、温度、電気抵抗等を計測する化学センサを用いてもよい。
　センサ制御回路１６は、蛍光センサ１４及び温度センサ１５を駆動し、蛍光信号及び温度信号を取得可能に制御する。演算部１８は、ＣＰＵ、ＭＰＵ等で構成されており、ＲＯＭ２２に記録されたプログラムを読み出し、後述する各種信号処理を実行する。
　電源回路２０は、演算部１８を含むセンシング装置１０内の各構成要素に電力を供給する。ＲＡＭ２４は、蛍光センサ１４を介して入力された蛍光信号、温度センサ１５を介して入力された温度信号の他、本発明に係るセンシング方法を実施するために必要な各種データを読出し又は書込み可能である。クロック発生器２６は、所定周期でクロック信号を発生し、演算部１８側に供給する。これにより、演算部１８は、蛍光信号及び温度信号の取得タイミングの制御が可能である。
　入力部２７は、演算部１８での演算に供される各種情報（例えば、計測モードの設定パラメータ）を入力可能に設けられている。例えば、押圧式ボタンであってもよいし、表示器２８に組み込まれたタッチパネルであってもよい。表示器２８は、演算部１８により定量されたアナライトＡの濃度に関する各種情報を可視化して表示する。表示器２８は、モノクロ又はカラー表示可能な表示モジュールであり、液晶パネル、有機ＥＬ（Electro-Luminescence）、無機ＥＬパネル等で構成されてもよい。
　次いで、センサ部１２の構造について、図２及び図３を参照しながら詳細に説明する。
　図２に示すように、センサ部１２は、概略矩形状の筐体３０を備える。筐体３０内部は中空であり、蛍光センサ１４と、母材３２と、６本の金属線３４、３５、３６とを収容可能である。筐体３０及び母材３２は、例えばポリイミド、パリレン（ポリパラキシリレン）、又は環状ポリオレフィン等の樹脂でそれぞれ形成されている。また、外部光を遮光するため、材料中にカーボンブラック等の光遮断性材料を含有させてもよい。また、筐体３０の一面（進入面３８）は、ハイドロゲルとカーボンブラック等とからなり、アナライトＡを通過させるとともに、外部光を遮断する特性を有する。
　蛍光センサ１４は、下方から上方の順に、シリコン等からなる基体４０と、フォトダイオード（Photo Diode：以下「ＰＤ」ともいう。）素子４２と、図示しない第１保護膜と、フィルタ４４と、発光ダイオード（Light Emitting Diode：以下「ＬＥＤ」ともいう。）素子４６（励起光源）と、エポキシ樹脂等からなる第２保護膜４８と、インジケータ層５０とから構成されている。
　基体４０の表面には、ＰＤ素子４２が形成されている。ＰＤ素子４２は、蛍光Ｆを電気信号に変換する光電変換素子である。ＰＤ素子４２に代替して、フォトコンダクタ（光導電体）、又はフォトトランジスタ（Photo Transistor、PT）等の各種光電変換素子を用いてもよい。なお、ＰＤ素子４２と金属線３４とは、ボンディングワイヤ５２、又は貫通配線等の手段により、電気的に結線されている。
　フィルタ４４は、ＬＥＤ素子４６が発光する励起光Ｅの波長帯域は遮断し、且つ、前記波長帯域よりも長波長側の蛍光Ｆを通過する吸収型光学フィルタである。光学フィルタとして、多結晶シリコン等のシリコン膜、炭化シリコン膜、又はガリウムリン膜等を用いてもよい。
　ＬＥＤ素子４６は、蛍光Ｆの発生を促す励起光Ｅを放射する発光素子である。ＬＥＤ素子４６に代替して、有機ＥＬ素子、無機ＥＬ素子、又はレーザダイオード素子等多様な種類の発光素子を用いてもよい。ここでは、蛍光Ｆの検出量（ＰＤ素子４２での受光量）を増加させるため、蛍光Ｆの光透過率が高い発光素子を選択することが好ましい。
　インジケータ層５０は、進入面３８から進入したアナライトＡ（例えば、グルコース）の濃度に応じた蛍光Ｆを発光する。インジケータ層５０は、標識化合物としての蛍光色素が含まれたベース材料から構成されている。標識化合物（例えば、蛍光色素として、ルテニウム有機錯体やフェニルボロン酸誘導体、フルオロセイン標識デキストラン等のアナライトＡと可逆結合する物質）と第３成分（例えば、ローダミン－標識コンカナバリンＡ）との解離により蛍光Ｆを発光させる場合、インジケータ層５０のベース材料に標識化合物と併せて第３成分を含めてもよい。あるいは、第３成分を混入するための別異の機構を設けてもよい。
　図３に示すように、筐体３０の内部には、蛍光センサ１４近傍での温度信号を取得可能な温度センサ１５（図１参照）も配設されている。温度センサ１５として、蛍光温度計等の光学型、サーミスタ型、金属薄膜抵抗型、又はＰＮ接合の順方向電流の温度特性を基礎におく半導体型等を用いてもよい。なお、半導体型センサの場合、ＰＤ素子４２と同様に、基体４０上に形成可能である。
　金属線３４、３５、３６は、金、アルミニウム又は銅等の導電体で形成され、筐体３０内の電気配線としての役割に加えて、剛性増加の機能を有する。センサ部１２は、金属線３４～３６を介してセンサ制御回路１６（図１参照）と電気的に接続されている。図３に示すように、金属線３４は、２本の金属線３４ａ、３４ｂで構成されている。金属線３５は、２本の金属線３５ａ、３５ｂで構成されている。金属線３６は、２本の金属線３６ａ、３６ｂで構成されている。例えば、金属線３４（又は金属線３５）と金属線３６との間に図示しない絶縁層を設けることで、両者を電気的に絶縁してもよい。
　これにより、金属線３４を介して、センサ制御回路１６は、ＰＤ素子４２からの蛍光信号を取得可能である。また、金属線３５を介して、センサ制御回路１６は、ＬＥＤ素子４６に駆動電力を供給可能である。さらに、金属線３６を介して、センサ制御回路１６は、温度センサ１５からの温度信号を取得可能である。
　次に、センサ部１２の動作について説明する。例えば、センサ部１２が針状である場合、被検体に針先端部を穿刺・保持させることで、前記被検体の体内のアナライトＡの濃度を連続して測定可能である。その際、一部のアナライトＡは、進入面３８から筐体３０の内部に進入して、インジケータ層５０周辺に滞在している。
　先ず、センサ制御回路１６は、蛍光センサ１４の金属線３５を介して、ＬＥＤ素子４６に駆動電力信号を供給することで、励起光Ｅは発光される。そして、ＬＥＤ素子４６からの励起光Ｅは、インジケータ層５０に入射される。そして、インジケータ層５０は、アナライトＡと標識化合物との相互作用により、あるいは第３成分を加えた相互作用により、アナライトＡの濃度に応じた強度の蛍光Ｆを発する。
　インジケータ層５０からの蛍光Ｆは、ＬＥＤ素子４６、フィルタ４４等を透過された後、ＰＤ素子４２により光電変換され、蛍光信号として金属線３４を伝送され、センサ制御回路１６側に供給される。あわせて、温度センサ１５からの温度信号は、金属線３６を伝送され、センサ制御回路１６側に供給される。
　このようにして、蛍光センサ１４は蛍光信号を取得するとともに、温度センサ１５は温度信号を取得する。なお、図２及び図３に示すセンサ部１２は、酵素センサ、グルコースセンサ、ｐＨセンサ、免疫センサ、又は微生物センサ等、多様な用途に適用可能である。また、センサ部１２の構成は、本構成に限られることなく種々の構成を採り得ることはいうまでもない。例えば、物理的に分離されたセンサ制御回路１６及び演算部１８の間を無線で通信可能に設けることで、センサ部１２を被検体の体内に完全に埋め込んだ状態で間欠的又は連続的に定量可能である。
　続いて、図１に示す演算部１８の構成及び動作について、図４及び図５を参照しながら説明する。なお、本明細書では、アナライトＡとしてグルコースを用いた定量結果を中心に説明する。
　図４は、図１に示す演算部１８の機能ブロック図である。なお、本図では、演算部１８以外の他の構成要素に関して、本発明に係るセンシング方法に密接に関連する構成要素を中心に図示している。
　センサ制御回路１６は、所定の時点及び／又は光量で励起光Ｅを放射するようにＬＥＤ素子４６を駆動制御する光源制御部６０と、ＰＤ素子４２から取得した蛍光信号を蛍光強度Ｆ（ｔ）として取得する蛍光信号取得部６２とを備える。
　演算部１８は、蛍光センサ１４を用いた計測を開始する旨をセンサ制御回路１６（光源制御部６０）に対して指示する計測指示部６４と、所定の濃度範囲を複数のゾーンに分類するゾーン分類部６６と、計測・定量のサンプリング間隔Ｔｓを決定する間隔決定部６８と、蛍光信号取得部６２からの蛍光強度Ｆ（ｔ）に基づいてアナライトＡの濃度［Ａ（ｔ）］を定量する濃度定量部７０と、演算部１８での演算に供される各種パラメータを設定するパラメータ設定部７１（設定部）とを備える。
　間隔決定部６８は、定量された濃度［Ａ（ｔ）］についての各ゾーン（具体的には、Ｌゾーン、Ｍゾーン及びＨゾーン）の属否を判別する属否判別部７２、直近の複数の定量値から濃度［Ａ（ｔ）］の変動傾向（以下、「濃度のトレンド」、又は単に「トレンド」という。）を推定するトレンド推定部７４として機能する。
　続いて、図１に示すセンシング装置１０の動作について、図４の機能ブロック図及び図５のフローチャートを主に参照しながら詳細に説明する。
　ステップＳ１において、パラメータ設定部７１は、演算部１８での演算に供される各種パラメータの初期設定を行う。設定に先立ち、ユーザ（医師等）は、入力部２７を介して、被検体に適したモードを指定する。このモードは、例えば、食後、就寝時、運動時等、被検体の動態に応じてそれぞれ用意されている。そして、パラメータ設定部７１は、指定されたモードに対応付けられた各種パラメータを設定する。なお、ステップＳ２以降が実行されている場合であっても、入力部２７からの操作に応じて割り込み処理が発生することでステップＳ１に戻り、各種パラメータの変更内容を随時反映させることができる。
　ステップＳ２において、ゾーン分類部６６は、パラメータ設定部７１により供給された一部のパラメータに基づいて、所定の濃度範囲を複数のゾーンに分類する。
　図６は、複数のゾーンの分類例を示す概略説明図である。グラフの横軸は時間（分；単位：ｍｉｎ）であり、グラフの縦軸はグルコースの濃度、いわゆる血糖値（単位：ｍｇ／ｄｌ）である。本実施形態では、ゾーン分類部６６は、下限値を０［ｍｇ／ｄｌ］とし、上限値を計測可能な最大値とする濃度範囲において、２つの濃度閾値Ｄｈ、Ｄｌ（０＜Ｄｌ＜Ｄｈを満たす。）を基準として３つのゾーンに分類する。この結果、０≦［Ａ（ｔ）］＜Ｄｌを満たし濃度が最も低い側に存在するゾーンは「Ｌゾーン」（最低濃度ゾーン）に、Ｄｌ≦［Ａ（ｔ）］＜Ｄｈを満たし濃度が中位に存在するゾーンは「Ｍゾーン」（中間濃度ゾーン）に、［Ａ（ｔ）］≧Ｄｈを満たし濃度が最も高い側に存在するゾーンは「Ｈゾーン」（最高濃度ゾーン）にそれぞれ分類される。
　ここで、分類されるゾーンの数は３つに限定されることなく、２つであっても４つ以上であってもよい。また、グラフの縦軸は濃度（血糖値）に限られず、計測された生データ｛蛍光強度Ｆ（ｔ）、又は蛍光信号そのもの｝であってもよい。
　ところで、パラメータ設定部７１は、間隔決定部６８での決定に供される、各ゾーンに応じたサンプリング間隔Ｔｓのデータ組を一括して設定可能である。間隔決定部６８は、パラメータ設定部７１から前記データ組を取得することで、サンプリング間隔Ｔｓの採り得る値、より詳細には、各ゾーンに応じたサンプリング間隔Ｔｓを予め決定しておく。
　図７に示すように、Ｈゾーン又はＬゾーンに属する場合、サンプリング間隔Ｔｓは、Ｔｓ＝１［ｍｉｎ］にそれぞれ設定される。また、Ｍゾーンに属する場合、サンプリング間隔Ｔｓは、Ｔｓ＝５［ｍｉｎ］に設定される。
　間隔決定部６８は、さらに、サンプリング間隔Ｔｓの初期値（例えば、Ｔｓ＝１［ｍｉｎ］）を決定する。
　ステップＳ３において、演算部１８は、アナライトＡの計測・定量指示があったか否かを判別する。具体的には、演算部１８は、クロック発生器２６から入力されたクロック信号のパルス数をカウントし、カウント上限値（時間に換算すると、サンプリング間隔Ｔｓに相当する。）に到達した場合、定量指示があったと判別する。一方、前記カウント上限値に到達していない場合、到達するまでステップＳ３に留まる。
　ステップＳ４において、計測指示部６４は、計測を開始する旨の指示信号を光源制御部６０に向けて出力する。そして、光源制御部６０は、所定量の駆動電流を所定の時間幅で供給することでＬＥＤ素子４６を発光させる。その後、励起光Ｅは、インジケータ層５０（すなわち、アナライトＡ、標識化合物又は第３成分）に向けて放射される。
　ステップＳ５において、センサ制御回路１６（蛍光信号取得部６２）は、蛍光センサ１４を介して、アナライトＡと標識化合物との相互作用による蛍光Ｆ（図３参照）を検出する。蛍光信号取得部６２は、蛍光Ｆの強度に応じた蛍光信号を取得し、この蛍光信号を蛍光強度Ｆ（ｔ）に変換した上で（あるいはそのままの値で）演算部１８側に供給する。そして、演算部１８は、蛍光強度Ｆ（ｔ）又は蛍光信号をＲＡＭ２４に一時的に記憶させる。なお、センサ制御回路１６は、蛍光信号の取得に同期して（あるいは非同期的に）、温度センサ１５を介して温度信号を取得してもよい。
　ステップＳ６において、濃度定量部７０は、取得した蛍光強度Ｆ（ｔ）、ＲＡＭ２４から読み出した定量係数等を用いて、アナライトＡの濃度［Ａ（ｔ）］を定量する。なお、濃度［Ａ（ｔ）］の定量方法は、蛍光色素の材質、化学反応の性質等に適した種々の手法を採ることができる。
　ステップＳ７において、属否判別部７２は、ステップＳ６で定量された濃度［Ａ（ｔ）］についてのゾーンの属否を判別する。具体的には、属否判別部７２は、０≦［Ａ（ｔ）］＜Ｄｌを満たす場合、今回の定量値はＬゾーンに属するものと判別する。あるいは、属否判別部７２は、Ｄｌ≦［Ａ（ｔ）］＜Ｄｈを満たす場合、今回の定量値はＭゾーンに属するものと判別する。あるいは、属否判別部７２は、Ｄｈ≧［Ａ（ｔ）］を満たす場合、今回の定量値はＨゾーンに属するものと判別する。
　図８Ａに示すように、第１番目の定量点Ｐ１、第２番目の定量点Ｐ２、第３番目の定量点Ｐ３、第４番目の定量点Ｐ４、第５番目の定量点Ｐ５、及び第６番目の定量点Ｐ６が順次得られたとする。ここで、濃度閾値ＤｌをＤｌ＝７５［ｍｇ／ｄｌ］とし、本図中にＬゾーン及びＭゾーンを区画する境界線１００を実線で表記している。
　単に、両者の値の大小関係（境界線１００に対する位置関係）に基づいて判別する場合、定量点Ｐ１、Ｐ３はＬゾーンに属し、定量点Ｐ２、Ｐ４、Ｐ５、Ｐ６はＭゾーンに属すると判別される。このように、計測に起因する定量ばらつきによって、各ゾーンの属否に関する判別結果に時系列的ゆらぎが生じる場合がある。この場合、後述するサンプリング間隔Ｔｓの更新制御に影響を与えるおそれがある。
　これに対し、境界線１００を下限とし、破線で示す境界線１０２を上限とする不感帯１０４を設けてもよい。具体的には、前回の定量点Ｐ１がＬゾーンに属し、且つ、今回の定量点Ｐ２が不感帯１０４（Ｍゾーン内）に属する場合、前回の判別結果（Ｌゾーンに属する旨）が維持されるようにする。これにより、定量点Ｐ１、Ｐ２、Ｐ３、Ｐ４はＬゾーンに属し、定量点Ｐ５、Ｐ６はＭゾーンに属すると判別されるようになる。このように、時系列的な判別結果のゆらぎを抑制することで、サンプリング間隔Ｔｓの更新制御を安定的に実行できる。
　なお、図８Ａでは、トレンドが上昇状態（ＬゾーンからＭゾーンへの遷移）である場合を例示したが、トレンドが下降状態（ＭゾーンからＬゾーンへの遷移）である場合においても同様である。この場合、境界線１００、１０２の位置関係が逆になる点に留意する。また、上記した揺らぎを抑制するため、種々の演算手法を採用し得ることは言うまでもない。
　ステップＳ８において、トレンド推定部７４は、直近の複数の定量値からトレンドを推定する。具体的には、トレンド推定部７４は、直近の複数の定量値から回帰直線１０６を求め、その勾配が所定の正値よりも大きい場合に「上昇状態」、この勾配が所定の負値よりも小さい場合に「下降状態」、それ以外の場合は「平坦状態」であると推定する。
　図８Ｂに示すように、例えば、現時点の定量点がＰ５であり、直近順に定量点Ｐ４、Ｐ３、Ｐ２、Ｐ１が既に得られていたとする。この場合、過去の定量点Ｐ１、Ｐ２、Ｐ３、Ｐ４を用いて、必要に応じて現時点の定量点Ｐ５も併せ用いて、回帰直線１０６（破線で図示する。）を求めることができる。なお、勾配を算出する手法は、加重平均、最小二乗法を含む種々の最適化手法を用いることができる。また、トレンドの推定に供される定量値の個数は５つに限られず、演算量、処理時間等を総合的に考慮して適宜決定してもよい。さらに、勾配（時間の１次微分）のみならず、曲率（時間の２次微分）を併せ考慮してトレンドを推定してもよい。
　ステップＳ９において、間隔決定部６８は、ステップＳ７で得たゾーンの属否、又はステップＳ８で得た濃度［Ａ（ｔ）］のトレンドに基づいて、次回のサンプリング間隔Ｔｓを決定・更新する。ここで、間隔決定部６８は、Ｍゾーン（少なくとも１つの中間濃度ゾーン）に応じたサンプリング間隔Ｔｓのいずれよりも小さくなるように、Ｈゾーン又はＬゾーンに応じたサンプリング間隔Ｔｓをそれぞれ決定する。
　図７に示すように、間隔決定部６８は、Ｈゾーン又はＬゾーンに属すると判別した場合、サンプリング間隔ＴｓをＴｓ＝１［ｍｉｎ］に決定する。ユーザにとって、特に被検体が高血糖値状態である場合、血糖値の最高ピーク値を正確に知りたい、という要求がある。また、ユーザにとって、特に被検体が低血糖値状態である場合、血糖値の最低ピーク値及び上昇の兆候を正確に知りたい、という要求がある。そこで、間隔決定部６８は、定量のサンプル数を増やして診断性能を高めるため、相対的に小さいサンプリング間隔Ｔｓを決定する。
　一方、間隔決定部６８は、Ｍゾーンに属すると判別した場合、サンプリング間隔ＴｓをＴｓ＝５［ｍｉｎ］に決定する。被検体が中血糖値状態である場合、上記した高血糖値状態（又は低血糖値状態）と比べて、被検体の安全状態が維持されている蓋然性が高い。そこで、間隔決定部６８は、定量のサンプル数を減らして消費電力の低減を図るため、相対的に大きいサンプリング間隔Ｔｓを決定する。
　このように、間隔決定部６８は、定量の都度、次のサンプリング間隔Ｔｓを決定する。そうすると、図８Ａに示すように、第１～５番目（定量点Ｐ１～Ｐ５）までは小さいサンプリング間隔Ｔｓ＝１［ｍｉｎ］で定量される。その後、Ｍゾーンに属すると新たに判別された直後、すなわち第６番目（定量点Ｐ６）以降は大きいサンプリング間隔Ｔｓ＝５［ｍｉｎ］で定量される。
　ステップＳ１０において、表示器２８は、ステップＳ６における定量結果を表示する。表示処理に先立ち、演算部１８は、得られた定量結果のうち、表示器２８に表示させる可視情報（以下、定量可視情報という。）を決定した後、その定量可視情報に応じた制御信号を表示器２８側に供給する。なお、定量可視情報として、例えば、定量値のみならず、トレンド、定量の成否、定量時刻、診断結果等が挙げられる。
　図９Ａ及び図９Ｂに示すように、表示器２８が備える表示画面１１０上には、血糖値を表す数字１１２と、トレンドを表すマーク１１４とが表示されている。なお、図９Ａの表示形態は、血糖値が１００［ｍｇ／ｄｌ］であり、トレンドは「上昇状態」であることを示唆する。また、図９Ｂの表示形態は、血糖値が２５０［ｍｇ／ｄｌ］であり、トレンドは「緩やかな下降状態」であることを示唆する。
　ところで、入力部２７の操作に応じて、数字１１２及び／又はマーク１１４の表示の更新頻度を変更自在に設けてもよい。例えば、「定量の都度に更新」を選択することで、ユーザは現在の定量値及びトレンドを即時に把握できる。また、数字１１２の更新頻度をマーク１１４の更新頻度と異ならせてもよい。例えば、トレンドが「平坦状態」である場合に定量値（数字１１２）を更新し、トレンドが「上昇状態」又は「下降状態」である場合に定量値（数字１１２）を非更新にしてもよい。これにより、過渡状態下であっても表示器２８に表示される数字１１２が目まぐるしく変動しなくなり、ユーザの混乱を防止できる。
　ステップＳ１１において、演算部１８は、この一連の定量動作の終了指示があったか否かを判別する。終了指示がなかったと判別された場合、ステップＳ３に戻り、以下ステップＳ３～Ｓ１１を繰り返す。一方、終了指示があった場合、センシング装置１０は、アナライトＡの定量動作を終了する。このように、演算部１８は、サンプリング間隔Ｔｓを適宜変更しながら、定量時点ｔ毎の時系列データとしてのアナライトＡの濃度［Ａ（ｔ）］を得る。
　ところで、濃度変化の追従性を高くするためには、サンプリング間隔Ｔｓを極力小さくして計測・定量の頻度を増やすことが最も望ましい。しかし、計測・定量の頻度が増加するにつれて、消費電力が増大するため好ましくない。そこで、本発明に係るセンシング方法を用いることで、濃度［Ａ（ｔ）］の経時的変化を適切に把握しつつも頻度を抑制した適時の定量が可能になる。
　図１０は、図７に示す決定方法に従って血中グルコースの濃度を定量し、得られた血糖値の経時的変化を表すグラフである。より詳細には、被検体の食後における体内の血糖値を間欠的又は連続的に定量している。ここで、２つの濃度閾値Ｄｈ、Ｄｌをそれぞれ、Ｄｈ＝１４０［ｍｇ／ｄｌ］、Ｄｌ＝７５［ｍｇ／ｄｌ］とした。本図から理解されるように、Ｍゾーンでの定量頻度は、Ｈゾーン及びＬゾーンでの定量頻度と比べて約１／５に抑制されている。これにより、ピーク近傍での濃度変化、具体的には、「上昇状態」から「下降状態」への遷移、又は「平坦状態」から「上昇状態（又は下降状態）」への遷移に対する追従性を維持できる。一方、中血糖値状態（Ｍゾーン）での定量頻度を減らすことで、定量に要する消費電力を低減できる。
　以上のように、所定の濃度範囲を複数のゾーン（Ｌゾーン、Ｍゾーン、Ｈゾーン）に分類するゾーン分類部６６と、定量されたアナライトＡの濃度［Ａ（ｔ）］についての複数のゾーンの属否に応じてサンプリング間隔Ｔｓを決定する間隔決定部６８とを設けたので、ゾーンの属否によってアナライトＡの濃度変化を大局的に捉えることができ、過不足ない適時の定量が可能になる。
　また、計測に供されるセンサは、標識物質又は被検体にエネルギーを与えて発生させた光現象から計測信号を取得する光学センサ（蛍光センサ１４）を含んでもよい。これにより、光学センサを用いた間欠的又は連続的な定量の際の消費電力を低減できる。また、光学センサを構成する電子部品の劣化を抑制する効果もある。
　さらに、蛍光センサ１４は、蛍光Ｆの発生を促す励起光Ｅを標識物質に向けて放射するＬＥＤ素子４６を有し、間隔決定部６８により決定されたサンプリング間隔Ｔｓに従って励起光Ｅを放射させるようにＬＥＤ素子４６を制御する光源制御部６０をさらに備えてもよい。励起光Ｅの放射がトリガとなって蛍光Ｆを得る光学センサの場合、定量頻度を減らすことが消費電力の低減に大きく寄与するため、特に効果的である。また、蛍光色素の劣化を抑制する効果もある。
　続いて、サンプリング間隔Ｔｓの決定に関する別の形態について、図１１及び図１２を参照しながら説明する。
　図１１は、サンプリング間隔Ｔｓの決定方法を説明する第２の表である。この決定方法は、複数のゾーンの属否のみならず、推定されたトレンドも併せて考慮する点で、図７に示す方法と異なる。この場合、パラメータ設定部７１は、間隔決定部６８での決定に供される、各ゾーン及び各トレンドの組み合わせに応じたサンプリング間隔Ｔｓのデータ組を一括して設定可能である。
　本図に示すように、間隔決定部６８は、定量値がＨゾーンに属し、且つ、トレンドが「上昇状態」である場合、サンプリング間隔ＴｓをＴｓ＝１［ｍｉｎ］に決定する。一方、間隔決定部６８は、定量値がＨゾーンに属しても、トレンドが「平坦状態」又は「下降状態」である場合、サンプリング間隔ＴｓをＴｓ＝３［ｍｉｎ］に決定する。すなわち、血糖値の経時的変化が最高ピーク時に到達する前であると推定された状態下では、相対的に小さいサンプリング間隔Ｔｓが設定される。
　同様に、間隔決定部６８は、定量値がＬゾーンに属し、且つ、トレンドが「平坦状態」又は「下降状態」である場合、サンプリング間隔ＴｓをＴｓ＝１［ｍｉｎ］に決定する。一方、間隔決定部６８は、定量値がＬゾーンに属しても、トレンドが「上昇状態」である場合、サンプリング間隔ＴｓをＴｓ＝３［ｍｉｎ］に決定する。すなわち、血糖値の経時的変化が最低ピーク時を脱する前であると推定された状態下では、相対的に小さいサンプリング間隔Ｔｓが設定される。このようにすれば、Ｈゾーン又はＬゾーンに属し、且つ、隣接するＭゾーンに向かうトレンドでの定量頻度は、図７例での定量頻度と比べて約１／３に抑制される。すなわち、サンプリング間隔Ｔｓの決定の際、複数のゾーンの属否のみならずトレンドを併せて考慮することで、異なる観点から濃度変化を大局的に捉えることが可能になり、一層効果的である。
　さらに、間隔決定部６８は、上昇又は下降の勾配の大きさに応じて、サンプリング間隔Ｔｓを２以上のレベルに細分して決定してもよい。例えば、Ｈゾーンに属し、且つ、０～５［ｍｇ／ｄｌ／ｍｉｎ］の上昇状態であれば、サンプリング間隔ＴｓをＴｓ＝２［ｍｉｎ］に決定する。一方、Ｌゾーンに属し、且つ、０～５［ｍｇ／ｄｌ／ｍｉｎ］の下降状態であれば、サンプリング間隔ＴｓをＴｓ＝２［ｍｉｎ］に決定する。これにより、サンプリング間隔Ｔｓを段階的に切り替える制御が可能になり、設定の自由度が一層高くなる。
　なお、この発明は、上述した実施形態に限定されるものではなく、この発明の主旨を逸脱しない範囲で自由に変更できることは勿論である。

Claims (22)

  1. 　アナライト（Ａ）の濃度を間欠的又は連続的に定量するセンシング装置（１０）であって、
    　定量のサンプリング間隔に従って前記アナライト（Ａ）の濃度に相関する計測信号を取得するセンサ部（１２）と、
    　前記センサ部（１２）により取得された前記計測信号に基づいて前記アナライト（Ａ）の濃度を定量する濃度定量部（７０）と、
    　所定の濃度範囲を複数のゾーンに分類するゾーン分類部（６６）と、
    　前記濃度定量部（７０）により定量された前記アナライト（Ａ）の濃度についての、前記ゾーン分類部（６６）により分類された前記複数のゾーンの属否に応じて前記サンプリング間隔を決定する間隔決定部（６８）と
    　を備えることを特徴とするセンシング装置（１０）。
  2. 　請求項１記載のセンシング装置（１０）において、
    　前記センサ部（１２）は、標識物質又は被検体にエネルギーを与えて発生させた光現象から前記計測信号を取得する光学センサ（１４）を含むことを特徴とするセンシング装置（１０）。
  3. 　請求項２記載のセンシング装置（１０）において、
    　前記光学センサ（１４）は、蛍光（Ｆ）の発生を促す励起光（Ｅ）を前記標識物質に向けて放射する励起光源（４６）を有し、
    　前記間隔決定部（６８）により決定された前記サンプリング間隔に従って前記励起光（Ｅ）を放射させるように前記励起光源（４６）を制御する光源制御部（６０）をさらに備える
    　ことを特徴とするセンシング装置（１０）。
  4. 　請求項１～３のいずれか１項に記載のセンシング装置（１０）において、
    　前記ゾーン分類部（６６）は、前記所定の濃度範囲を、最も高い濃度側に存在する最高濃度ゾーン、最も低い濃度側に存在する最低濃度ゾーン、及び中間の濃度側に存在する少なくとも１つの中間濃度ゾーンに分類することを特徴とするセンシング装置（１０）。
  5. 　請求項４記載のセンシング装置（１０）において、
    　前記間隔決定部（６８）は、前記少なくとも１つの中間濃度ゾーンに応じた前記サンプリング間隔のいずれよりも小さくなるように、前記最高濃度ゾーンでの前記サンプリング間隔を決定することを特徴とするセンシング装置（１０）。
  6. 　請求項４又は５に記載のセンシング装置（１０）において、
    　前記間隔決定部（６８）は、前記少なくとも１つの中間濃度ゾーンに応じた前記サンプリング間隔のいずれよりも小さくなるように、前記最低濃度ゾーンでの前記サンプリング間隔を決定することを特徴とするセンシング装置（１０）。
  7. 　請求項４記載のセンシング装置（１０）において、
    　前記間隔決定部（６８）は、さらに、直近に複数回定量されて得た前記アナライト（Ａ）の濃度のトレンドに応じて前記サンプリング間隔を決定することを特徴とするセンシング装置（１０）。
  8. 　請求項７記載のセンシング装置（１０）において、
    　現時点で定量された前記アナライト（Ａ）の濃度が前記最高濃度ゾーンに属し、且つ、前記トレンドが上昇状態である場合、
    　前記間隔決定部（６８）は、前記トレンドが下降状態である場合に応じた前記サンプリング間隔よりも小さくなるように、前記サンプリング間隔を決定することを特徴とするセンシング装置（１０）。
  9. 　請求項７又は８に記載のセンシング装置（１０）において、
    　現時点で定量された前記アナライト（Ａ）の濃度が前記最低濃度ゾーンに属し、且つ、前記トレンドが下降状態である場合、
    　前記間隔決定部（６８）は、前記トレンドが上昇状態である場合に応じた前記サンプリング間隔よりも小さくなるように、前記サンプリング間隔を決定することを特徴とするセンシング装置（１０）。
  10. 　請求項１～９のいずれか１項に記載のセンシング装置（１０）において、
    　前記間隔決定部（６８）での決定に供される、各前記ゾーンに応じた前記サンプリング間隔のデータ組を一括して設定する設定部（７１）をさらに備えることを特徴とするセンシング装置（１０）。
  11. 　請求項７～９のいずれか１項に記載のセンシング装置（１０）において、
    　前記間隔決定部（６８）での決定に供される、各前記ゾーン及び各前記トレンドの組み合わせに応じた前記サンプリング間隔のデータ組を一括して設定する設定部（７１）をさらに備えることを特徴とするセンシング装置（１０）。
  12. 　アナライト（Ａ）の濃度を間欠的又は連続的に定量するセンシング装置（１０）を用いた方法であって、
    　所定の濃度範囲を複数のゾーンに分類する分類ステップと、
    　前記センシング装置（１０）が備えるセンサ部（１２）を用いて、定量のサンプリング間隔に従って前記アナライト（Ａ）の濃度に相関する計測信号を取得する取得ステップと、
    　取得された前記計測信号に基づいて前記アナライト（Ａ）の濃度を定量する定量ステップと、
    　定量された前記アナライト（Ａ）の濃度についての、分類された前記複数のゾーンの属否に応じて前記サンプリング間隔を決定する決定ステップと
    　を備えることを特徴とするセンシング方法。
  13. 　請求項１２記載のセンシング方法において、
    　前記センサ部（１２）は、標識物質又は被検体にエネルギーを与えて発生させた光現象から前記計測信号を取得する光学センサ（１４）を含み、
    　前記取得ステップでは、前記光学センサ（１４）を用いて前記計測信号を取得する
    　ことを特徴とするセンシング方法。
  14. 　請求項１３記載のセンシング方法において、
    　前記光学センサ（１４）は、蛍光（Ｆ）の発生を促す励起光（Ｅ）を前記標識物質に向けて放射する励起光源（４６）を有し、
    　決定された前記サンプリング間隔に従って前記励起光（Ｅ）を放射させるように前記励起光源（４６）を制御する制御ステップをさらに備える
    　ことを特徴とするセンシング方法。
  15. 　請求項１２～１４のいずれか１項に記載のセンシング方法において、
    　前記分類ステップでは、前記所定の濃度範囲を、最も高い濃度側に存在する最高濃度ゾーン、最も低い濃度側に存在する最低濃度ゾーン、及び中間の濃度側に存在する少なくとも１つの中間濃度ゾーンに分類することを特徴とするセンシング方法。
  16. 　請求項１５記載のセンシング方法において、
    　前記決定ステップでは、前記少なくとも１つの中間濃度ゾーンに応じた前記サンプリング間隔のいずれよりも小さくなるように、前記最高濃度ゾーンでの前記サンプリング間隔を決定することを特徴とするセンシング方法。
  17. 　請求項１５又は１６に記載のセンシング方法において、
    　前記決定ステップでは、前記少なくとも１つの中間濃度ゾーンに応じた前記サンプリング間隔のいずれよりも小さくなるように、前記最低濃度ゾーンでの前記サンプリング間隔を決定することを特徴とするセンシング方法。
  18. 　請求項１５記載のセンシング方法において、
    　前記決定ステップでは、さらに、直近に複数回定量されて得た前記アナライト（Ａ）の濃度のトレンドに応じて前記サンプリング間隔を決定することを特徴とするセンシング方法。
  19. 　請求項１８記載のセンシング方法において、
    　現時点で定量された前記アナライト（Ａ）の濃度が前記最高濃度ゾーンに属し、且つ、前記トレンドが上昇状態である場合、
    　前記決定ステップでは、前記トレンドが下降状態である場合に応じた前記サンプリング間隔よりも小さくなるように、前記サンプリング間隔を決定することを特徴とするセンシング方法。
  20. 　請求項１８又は１９に記載のセンシング方法において、
    　現時点で定量された前記アナライト（Ａ）の濃度が前記最低濃度ゾーンに属し、且つ、前記トレンドが下降状態である場合、
    　前記決定ステップでは、前記トレンドが上昇状態である場合に応じた前記サンプリング間隔よりも小さくなるように、前記サンプリング間隔を決定することを特徴とするセンシング方法。
  21. 　請求項１２～２０のいずれか１項に記載のセンシング方法において、
    　前記決定ステップでの決定に供される、各前記ゾーンに応じた前記サンプリング間隔のデータ組を一括して設定する設定ステップをさらに備えることを特徴とするセンシング方法。
  22. 　請求項１８～２０のいずれか１項に記載のセンシング方法において、
    　前記決定ステップでの決定に供される、各前記ゾーン及び各前記トレンドの組み合わせに応じた前記サンプリング間隔のデータ組を一括して設定する設定ステップをさらに備えることを特徴とするセンシング方法。
PCT/JP2013/056928 2012-03-27 2013-03-13 センシング装置及びセンシング方法 Ceased WO2013146243A1 (ja)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2014507634A JP6109812B2 (ja) 2012-03-27 2013-03-13 センシング装置

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2012-071402 2012-03-27
JP2012071402 2012-03-27

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2013146243A1 true WO2013146243A1 (ja) 2013-10-03

Family

ID=49259511

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2013/056928 Ceased WO2013146243A1 (ja) 2012-03-27 2013-03-13 センシング装置及びセンシング方法

Country Status (2)

Country Link
JP (1) JP6109812B2 (ja)
WO (1) WO2013146243A1 (ja)

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS56100343A (en) * 1980-01-14 1981-08-12 Matsushita Electric Works Ltd Photoelectric type smoke sensor
JP2003315306A (ja) * 2002-04-25 2003-11-06 Matsushita Electric Ind Co Ltd 安全センサ
JP2006118939A (ja) * 2004-10-20 2006-05-11 Riken Keiki Co Ltd ガス検知器
WO2010119916A1 (en) * 2009-04-13 2010-10-21 Olympus Corporation Fluorescence sensor, needle-type fluorescence sensor, and method for measuring analyte

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS56100343A (en) * 1980-01-14 1981-08-12 Matsushita Electric Works Ltd Photoelectric type smoke sensor
JP2003315306A (ja) * 2002-04-25 2003-11-06 Matsushita Electric Ind Co Ltd 安全センサ
JP2006118939A (ja) * 2004-10-20 2006-05-11 Riken Keiki Co Ltd ガス検知器
WO2010119916A1 (en) * 2009-04-13 2010-10-21 Olympus Corporation Fluorescence sensor, needle-type fluorescence sensor, and method for measuring analyte

Also Published As

Publication number Publication date
JPWO2013146243A1 (ja) 2015-12-10
JP6109812B2 (ja) 2017-04-05

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN115003212B (zh) 具有集成显示器的健康和生命体征监测环及其制造
CN104814748B (zh) 生物体信息处理装置以及生物体信息处理方法
AU2014318324B2 (en) Device with dual power sources
US9724027B2 (en) Microelectrodes in an ophthalmic electrochemical sensor
CN101714043B (zh) 触摸屏及触摸屏的驱动方法
CN105102971B (zh) 用于减少测量期间的传感器稳定化时间的电化学传感器的待机偏置
EP1672356B1 (en) Sensor having integrated light detector and light source
CN108593744B (zh) Σ-δ模数转换器
CN104363382A (zh) 一种利用可见光信号传输/获取信息的方法和装置
WO2009095853A2 (en) System and method for estimating the junction temperature of a light emitting diode
EP4231280B1 (en) Method for measuring intensity of ambient light at electronic device, electronic device, and chip
CN104814749A (zh) 血糖值测定装置及血糖值测定方法
CN114281629B (zh) 用于估计屏幕漏光量的方法、装置和电子设备
JP6046116B2 (ja) アナライトのモニタシステム及びモニタ方法
KR101968803B1 (ko) 광 발광을 이용하는 웨어러블 센서 플랫폼 및 이를 포함하는 검출 장치
CN103747733A (zh) 分析物监测系统
JP6109812B2 (ja) センシング装置
US9999390B2 (en) Method and system for measuring urea
JP2014115076A (ja) センシング方法及びセンシング装置
JP6109813B2 (ja) センシング装置
WO2012056897A1 (ja) 蛍光センサの補正方法および蛍光センサ
US9095312B2 (en) Method and system for measuring pyruvate
KR102782307B1 (ko) 광 감지 장치 및 광 감지 장치의 근접 감지 방법
KR20250175379A (ko) 웨어러블 표시 장치
CN212110403U (zh) 一种多功能集成式电子温度计

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 13770346

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

ENP Entry into the national phase

Ref document number: 2014507634

Country of ref document: JP

Kind code of ref document: A

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 13770346

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1