【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は、液体サンプルに含
まれる分析対象物濃度を測定するための方法に関する。
特に血液などの体液に含まれる例えばグルコース、コレ
ステロールなどの濃度を電流測定により定量するための
方法に関する。[0001] The present invention relates to a method for measuring the concentration of an analyte contained in a liquid sample.
In particular, the present invention relates to a method for quantifying the concentration of, for example, glucose, cholesterol or the like contained in a body fluid such as blood by amperometry.
【０００２】[0002]
【従来の技術】従来、液体サンプル、特に血液などの生
体サンプル中の分析対象物濃度を簡便、迅速に定量する
ものとしてバイオセンサが知られている。2. Description of the Related Art Conventionally, biosensors have been known as a simple and rapid method for quantifying the concentration of an analyte in a liquid sample, particularly a biological sample such as blood.
【０００３】バイオセンサとは、電気化学測定を行うた
めのデバイスの１種である。電気化学測定とは、その名
の通り、化学的反応を電気的な信号、例えば電流、電
圧、電荷量として測定するものである。電気化学測定の
弱点は、その特異性の低さにある。すなわち、化学的反
応によって生成した物質が電気化学測定可能な物質であ
っても、測定サンプル中に電気化学測定可能な別の物質
が存在すると、直ちに誤差を生じてしまうのである。バ
イオセンサは、この電気化学的測定の特異性の低さとい
う弱点を補うために、分析対象物と選択的かつ特異的に
反応し得る生体機能物質、例えば酵素などを利用してい
る。バイオセンサは、少なくとも次の２つの部分を有す
る。１つは選択機能部として、目的物と選択的かつ特異
的に反応する部分である。例えば酵素や抗体がこれに相
当する。もう１つは信号変換部として、選択機能部の化
学的反応を電気的な信号へと変換する部分である。主と
して電極に相当する。バイオセンサを用いた分析対象物
の測定は、直接的に電流、電圧、電荷量などの各種電気
的な量が測定対象になり得る。この中でも電流を測定対
象とするバイオセンサが多く存在している。[0003] A biosensor is a type of device for performing electrochemical measurements. Electrochemical measurement, as the name implies, measures a chemical reaction as an electrical signal, for example, current, voltage, or charge. The weak point of electrochemical measurement is its low specificity. That is, even if the substance generated by the chemical reaction is a substance that can be measured electrochemically, an error is immediately generated if another substance that can be measured electrochemically exists in the measurement sample. In order to compensate for the weakness of the low specificity of the electrochemical measurement, the biosensor utilizes a biofunctional substance, such as an enzyme, which can selectively and specifically react with an analyte. The biosensor has at least the following two parts. One is a selection function section that selectively and specifically reacts with the target substance. For example, enzymes and antibodies correspond to this. The other is a signal conversion unit that converts a chemical reaction of the selection function unit into an electric signal. It mainly corresponds to an electrode. In the measurement of an analyte using a biosensor, various electrical quantities such as current, voltage, and electric charge can be directly measured. Among them, there are many biosensors that measure current.
【０００４】バイオセンサシステムとは、バイオセンサ
へ電位を与えたり、バイオセンサの信号である電流を測
定したりする機器と、テストセルとしてのバイオセンサ
を組み合わせて使用するものである。例えば、血液サン
プル中の乳酸濃度を定量するためのバイオセンサシステ
ムであれば、乳酸と特異的に反応する乳酸オキシダーゼ
（ＬＯＤ）、乳酸デヒドロゲナーゼ（ＬＤＨ）などの酵
素を選択機能部とするバイオセンサをテストセルとし
て、血液サンプルと前記酵素などとの反応が始まってか
らの時間を計時するタイマー機能、定められた時間経過
後に定められた電位をバイオセンサに印加する機能、前
記電位印加開始から定められた時間経過後に電流を測定
する機能、電流と乳酸濃度との相関関係、例えば検量線
を記憶する機能、前記記憶された相関関係、例えば検量
線と前記測定された電流から乳酸濃度を判定する機能、
前記判定した結果をディスプレイなどに表示する機能等
を有する機器と組み合わせて使用することで構築するこ
とが出来る。このようなバイオセンサシステムは、血液
サンプル中の乳酸濃度の定量にとどまらず、種々のもの
が知られている。A biosensor system uses a combination of a device for applying a potential to the biosensor or measuring a current as a signal of the biosensor and a biosensor as a test cell. For example, in the case of a biosensor system for quantifying lactate concentration in a blood sample, a biosensor that uses an enzyme such as lactate oxidase (LOD) or lactate dehydrogenase (LDH) that specifically reacts with lactic acid as a selection function unit is used. As a test cell, a timer function for measuring the time from the start of the reaction between the blood sample and the enzyme or the like, a function for applying a predetermined potential to the biosensor after a predetermined time has elapsed, A function of measuring the current after a lapse of time, a function of storing the correlation between the current and the lactate concentration, for example, a function of storing a calibration curve, and a function of determining the lactate concentration from the stored correlation, for example, the calibration curve and the measured current ,
It can be constructed by using in combination with a device having a function of displaying the determined result on a display or the like. Various types of such biosensor systems are known in addition to quantification of lactic acid concentration in blood samples.
【０００５】欧州特許出願公開第０２３０４７２号に
は、電流測定を利用して血液サンプルのグルコース濃度
を測定するバイオセンサシステムが開示されている。こ
のシステムでは、測定電極、リファレンス電極およびカ
ウンタ電極を備えたバイオセンサがテストセルとして用
いられている。前記電極は、グルコースオキシダーゼ、
フェリシアン化カリウムおよびその他の成分を含有する
試薬層で覆われている。血液サンプルを試薬層に接触さ
せて入れると、サンプル中のグルコースが、グルコース
オキシダーゼの作用を介してフェリシアン化カリウムと
反応し、フェロシアン化カリウムを形成する。その後で
電極に電圧を印加すると、逆反応が生じて、最初の反応
で生じたフェロシアン化カリウムの濃度に比例した電流
が流れる。この電流の測定値がサンプル中のグルコース
の濃度に対応するとしている。[0005] EP-A-0230472 discloses a biosensor system for measuring the glucose concentration of a blood sample using current measurement. In this system, a biosensor including a measurement electrode, a reference electrode, and a counter electrode is used as a test cell. The electrode comprises glucose oxidase,
It is covered with a reagent layer containing potassium ferricyanide and other components. When a blood sample is placed in contact with the reagent layer, glucose in the sample reacts with potassium ferricyanide through the action of glucose oxidase to form potassium ferrocyanide. Thereafter, when a voltage is applied to the electrode, a reverse reaction occurs, and a current flows in proportion to the concentration of potassium ferrocyanide generated in the first reaction. It is stated that the measured value of this current corresponds to the concentration of glucose in the sample.
【０００６】電気化学測定において、時間に対して矩形
波的に電位を印加し、それに対する電流を測定する手法
は、ポテンシャルステップ法として一般的に知られてい
る。ここで言う「時間に対して矩形波的な電位印加」と
は、実質的に瞬間にある一定電位を印加し、その後前記
一定電位を印加し続けるという意味である。このような
ポテンシャルステップ法では、電位を印加してからの時
間の経過と共に減衰していく電流、減衰電流が観察され
る。この減衰電流は、時間に依存しているので、時間の
関数として表すことが出来る。他方この減衰電流は、分
析対象物濃度にも依存している。ゆえに、この減衰電流
は分析対象物濃度の関数としても表すことが出来る。減
衰電流は、時間と分析対象物濃度の関数として表せるわ
けである。従って、減衰電流に影響を与えるその他の因
子として、例えばサンプルの性状、サンプル温度、電極
面積、印加電位などが一定に保たれている場合には、減
衰電流をＩ、時間をｔ、分析対象物濃度をＣとした時、
Ｉ＝（ｔ，Ｃ）と表すことが出来る。Ｉ（ｔ，Ｃ）はＩ
がｔ，Ｃの関数であることを表しており、時間ｔを一定
に保つことが出来れば、言い換えれば、同一のタイミン
グで測定された減衰電流は、分析対象物濃度のみの関数
として表すことが出来る。式で表すと、Ｉ（ｔ=一定，
Ｃ）＝Ｉ（Ｃ）となる。従来のバイオセンサシステムで
は、この原理が用いられている。予め電流測定の時間を
決めておき、その時の電流と分析対象物濃度の相関関係
を示す検量線Ｉ（Ｃ）を使って、電流と分析対象物質濃
度を関連づけているのである。この時、電流測定は１回
のみである。[0006] In electrochemical measurement, a technique of applying a potential in a rectangular wave with respect to time and measuring a current corresponding thereto is generally known as a potential step method. Here, “applying a rectangular wave potential with respect to time” means that a certain constant potential is applied substantially instantaneously, and then the constant potential is continuously applied. In such a potential step method, a current that attenuates as time elapses after application of a potential, that is, an attenuating current is observed. This decay current is time dependent and can be expressed as a function of time. On the other hand, this decay current also depends on the analyte concentration. Hence, this decay current can also be expressed as a function of the analyte concentration. The decay current can be expressed as a function of time and analyte concentration. Therefore, as other factors affecting the decay current, for example, when the properties of the sample, the sample temperature, the electrode area, the applied potential, etc. are kept constant, the decay current is I, the time is t, and the analyte is When the concentration is C,
It can be expressed as I = (t, C). I (t, C) is I
Is a function of t and C, and if the time t can be kept constant, in other words, the decay current measured at the same timing can be expressed as a function of only the analyte concentration. I can do it. In the equation, I (t = constant,
C) = I (C). Conventional biosensor systems use this principle. The current measurement time is determined in advance, and the current and the analyte concentration are associated with each other using a calibration curve I (C) showing the correlation between the current and the analyte concentration at that time. At this time, the current measurement is performed only once.
【０００７】複数回の電流測定を行うバイオセンサシス
テムが、特許公報第２６５１２７８号に開示されてい
る。この発明では、電流測定を複数回行うことで得られ
た情報を異常なサンプル供給状態の検知の為に活用して
いる。分析対象物濃度以外の情報を、電流の大きさその
ものではなく、異なる時刻における電流間の関係から得
ようとしている。言い替えれば、電流Ｉよりは寧ろ、時
間の関数Ｉ（ｔ）から情報を得ようとする試みである。
このシステムでは、連続する２回の電流測定を行い、両
者の測定電流の比とその測定が行われた時間の平方根の
逆数の比とを比較することによって、システムが正常に
働いているかどうかの指標を得ている。これは、サンプ
ル量半無限、電極に電位を加える直前の状態で分析対象
物濃度分布一様、サンプル撹拌無し、という条件下での
ポテンシャルステップ法におけるＩ（ｔ、Ｃ）の理論式
が時間（ｔ）の平方根の逆数に比例していることに基づ
く。例えば、血液サンプルが検出電極の表面全体を覆わ
ない場合、テスト前またはテスト中に反応域が水和した
場合、さらに、リークが生じて血液サンプルが反応域内
の電極だけでなく反応域の外部をも覆う場合には読取り
値にエラーが生じる場合には前記連続する２回の測定で
得られた電流の比とその測定が行われた時間の平方根の
逆数の比とを比較することで得られた指標により、エラ
ーが生じていることを判別することができるとしてい
る。A biosensor system for performing current measurement a plurality of times is disclosed in Japanese Patent Publication No. 2651278. In the present invention, information obtained by performing the current measurement a plurality of times is utilized for detecting an abnormal sample supply state. Information other than the analyte concentration is intended to be obtained not from the magnitude of the current itself but from the relationship between the currents at different times. In other words, it is an attempt to obtain information from the function of time I (t) rather than the current I.
The system performs two consecutive current measurements and compares the ratio of the measured currents to the reciprocal of the square root of the time at which the measurements were taken to determine whether the system is working properly. Get the index. This is because the theoretical formula of I (t, C) in the potential step method under the condition that the sample amount is semi-infinite, the analyte concentration distribution is uniform just before the potential is applied to the electrode, and the sample is not agitated is time ( It is based on being proportional to the reciprocal of the square root of t). For example, if the blood sample does not cover the entire surface of the detection electrode, if the reaction zone hydrates before or during the test, furthermore, a leak may occur, causing the blood sample to extend beyond the reaction zone as well as the electrodes within the reaction zone. In the case where an error occurs in the reading when the measurement is performed, the ratio is obtained by comparing the ratio of the current obtained in the two successive measurements with the ratio of the reciprocal of the square root of the time when the measurement is performed. According to the index, it can be determined that an error has occurred.
【０００８】バイオセンサシステムが正常に働いている
かどうかをチェックするための他の従来技術としては、
コントロール液を用いる方法が知られている。この技術
は、特許公報第２６５１２７８号開示の発明とはその目
的が多少異なり、主にバイオセンサシステムにおける機
器が正常に働いているかどうかのチェックを目的として
いる。以下に、血液サンプルのグルコース濃度を定量す
るためのバイオセンサシステムを例として、コントロー
ル液を用いたシステムチェックの方法を説明する。Other prior art techniques for checking whether a biosensor system is working properly include:
A method using a control solution is known. The purpose of this technique is slightly different from that of the invention disclosed in Japanese Patent Publication No. 2651278, and is mainly intended to check whether or not devices in a biosensor system are operating normally. Hereinafter, a method of system check using a control solution will be described using a biosensor system for quantifying the glucose concentration of a blood sample as an example.
【０００９】コントロール液は既知のグルコース濃度に
調製されており、正常なシステムがどのような応答、例
えばグルコース濃度表示をするのかが予め調べられてい
る。更にコントロール液には、血液サンプルの性状に近
づけるために、水溶性高分子を加えて粘性を増している
ものや、色素が加えられているものもある。システム使
用者は、定期的に、あるいは必要に応じて、前記コント
ロール液を血液サンプルを測定するときと同様の手段で
測定する。そして、システムの応答が正常なものである
かを判定する。システムの応答が正常であるか否かの判
定は、コントロール液の容器や添付文書などに表示され
た正常範囲と実際のシステム応答値を比較することに依
る。例えば、正常範囲が７０〜１２０ｍｇ／ｄＬである
コントロール液を測定したとき、システムの応答値が８
０ｍｇ／ｄＬ、１１０ｍｇ／ｄＬなどであればシステム
は正常に働いていると判定し、システムの応答値が５０
ｍｇ／ｄＬ、１４０ｍｇ／ｄＬ等であれば、システムは
異常であると判定する。このようにして、バイオセンサ
システムが正常に働いているかどうかを判定するわけで
ある。The control solution is adjusted to a known glucose concentration, and the response of a normal system, for example, the indication of the glucose concentration, is examined in advance. Further, some control liquids have a viscosity increased by adding a water-soluble polymer in order to approximate the properties of a blood sample, and some have a dye added thereto. The system user measures the control solution periodically or as needed by the same means as when measuring a blood sample. Then, it is determined whether the response of the system is normal. The determination as to whether or not the system response is normal depends on comparing the actual system response value with the normal range displayed on the control liquid container or package insert. For example, when a control solution having a normal range of 70 to 120 mg / dL was measured, the response value of the system was 8%.
If it is 0 mg / dL, 110 mg / dL, etc., it is determined that the system is working normally, and the response value of the system is 50 mg / dL.
If it is mg / dL, 140 mg / dL, etc., the system is determined to be abnormal. In this way, it is determined whether the biosensor system is working normally.
【００１０】[0010]
【発明が解決しようとする課題】上記のようにコントロ
ール液を用いたバイオセンサシステムのチェック方法で
は、システムチェックのためにコントロール液を測定す
る場合であっても、血液サンプルなどの通常サンプルの
測定であっても、システムの応答としては分析対象物質
濃度の表示があるだけで同一であるため、使用者がサン
プルとして何を用いたか認識していなければ、コントロ
ール液を測定した結果であるのか、血液サンプルなどの
通常サンプルを測定した結果であるのかを判別できない
という問題があった。このため、例えば、血液サンプル
などの通常サンプルを測定した結果であるにも関わらず
コントロール液を測定した結果であると誤認識して、又
はシステムが正常であるにもかかわらず異常であると判
定してしまったり、又はシステムが異常であるにもかか
わらず正常であると判定してしまったり、或いはコント
ロール液を測定した結果であるにも関わらず血液サンプ
ルなどの通常サンプルを測定した結果であると誤認識し
て、医師が間違った診断を下したりしてしまう恐れがあ
った。特に後者のような場合では、誤った血液検査デー
タを基に誤った診断が下される危険性を孕み、重大であ
った。According to the method for checking a biosensor system using a control solution as described above, even when a control solution is measured for system check, a normal sample such as a blood sample is measured. However, since the response of the system is the same only with the indication of the concentration of the analyte, if the user is not aware of what was used as the sample, what is the result of measuring the control solution, There is a problem that it cannot be determined whether the measurement result is obtained by measuring a normal sample such as a blood sample. For this reason, for example, it may be erroneously recognized that the result is the result of measuring the control liquid in spite of the result of measuring a normal sample such as a blood sample, or it may be determined that the system is abnormal even though the system is normal. Or the result of measuring a normal sample such as a blood sample despite the result of measuring the control solution or the result of determining that the system is normal despite the abnormality of the system Erroneously, there is a risk that the doctor may make a wrong diagnosis. Particularly in the latter case, there is a danger that an erroneous diagnosis will be made based on erroneous blood test data, which is serious.
【００１１】また、システムが正常であるかどうかを判
定する際にも、コントロール液容器や添付文書等に表示
された正常範囲とコントロール液の測定結果を比較する
必要があり、作業が煩雑であった。頻回にわたってシス
テムチェックを行わなければならない場合、又は複数濃
度のコントロール液を用いてシステムチェックを行う場
合、或いは多数のバイオセンサシステムに対してシステ
ムチェック行わなければならない場合などで特に煩雑で
あった。Further, when determining whether the system is normal or not, it is necessary to compare the measurement result of the control solution with the normal range displayed on the control solution container or the package insert, which makes the operation complicated. Was. This is particularly complicated when the system check must be performed frequently, when the system check is performed using a plurality of concentrations of the control solution, or when the system check must be performed for a large number of biosensor systems. .
【００１２】本発明の目的は、使用者に負担を掛けず、
コントロール液を測定した際にはシステムが自動的に、
血液サンプルなどの通常サンプルではなく、コントロー
ル液であることを弁別してこれを表示し、使用者側の誤
認識を防ぐことの出来るバイオセンサシステムを構築す
るための方法を提供する。併せて、煩雑な作業を伴うこ
と無しにコントロール液によるシステムチェックの結果
を知ることの出来るバイオセンサシステムを構築するた
めの方法を提供することである。An object of the present invention is to provide a user with no burden,
When the control solution is measured, the system automatically
Provided is a method for constructing a biosensor system capable of discriminating that a control solution is not a normal sample such as a blood sample and displaying the control solution and preventing erroneous recognition by a user. In addition, another object of the present invention is to provide a method for constructing a biosensor system capable of knowing the result of a system check using a control solution without complicated work.
【００１３】[0013]
【課題を解決するための手段】本発明は、電流を測定す
ることによって液体サンプルの分析対象物濃度を定量す
るバイオセンサシステムに用いられる方法であって、測
定した電流とその時間微分の比を算出し、これを指標と
してサンプル弁別を行う方法である。前記測定した電流
の時間微分は、アナログ的に連続する測定データから得
られる厳密な意味での微分であって良いし、デジタル的
に不連続である測定データから実質的に微分値となるよ
うに算出されたものであっても良い。例えば、比較的短
い時間の間隔で電流を測定し、両者の差を持って時間微
分とすることが出来る。つまり、時間微分の定義式、ｌ
ｉｍ（Δｔ→０）＝｛Ｉ（ｔ＋Δｔ）−Ｉ（ｔ）｝／Δ
ｔでは、Δｔは無限小でなければならないので、不連続
な測定から厳密な時間微分を求めることは不可能である
が、比較的短い時間の間隔Δｔで測定した電流から近似
的に時間微分を求めることは出来るということである。
また、何らかの理由でΔｔをそれほど短く出来ない場合
には、例えば、３点以上の測定を行い、それらの差の移
動平均を取るなどして、近似的に時間微分を求めること
が出来る。こうして得られた時間微分と電流の比を取っ
て、サンプル弁別の指標とする訳である。時間微分と電
流の比は、所望により、微分／電流であっても良いし、
電流／微分であっても良く、これらに四則演算的に定数
を含めても良い。それらには本質的な違いはなく、後に
述べる比較値の選び方が異なるだけである。時間微分
は、厳密な微分（ｄＩ／ｄｔ）であっても、近似的な微
分（ΔＩ／Δｔ）であっても良く、サンプル弁別の指標
を算出する際にも、電流と時間微分の比が、｛Ｉ／（ｄ
Ｉ／ｄｔ）｝又は｛Ｉ／（ΔＩ／Δｔ）｝であっても、
｛（ｄＩ／ｄｔ）／Ｉ｝又は｛（ΔＩ／Δｔ）／Ｉ｝で
も良いし、これらの比をα、ａ、ｂをある定数として、
（ａ α±ｂ）などとして良い。何故なら、上記のどれ
をサンプル弁別の指標として選んでも本質的な違いはな
く、後に述べる比較値の取り方が異なってくるだけだか
らである。SUMMARY OF THE INVENTION The present invention is a method for use in a biosensor system for determining the concentration of an analyte in a liquid sample by measuring the current, wherein the ratio of the measured current to its time derivative is determined. This is a method of calculating and using this as an index to perform sample discrimination. The time derivative of the measured current may be a differential in a strict sense obtained from analog-continuous measurement data, or may be a substantially differential value from digitally discontinuous measurement data. It may be a calculated value. For example, the current can be measured at relatively short time intervals, and the time derivative can be obtained with the difference between the two. That is, the definition of the time derivative, l
im (Δt → 0) = {I (t + Δt) −I (t)} / Δ
At t, since Δt must be infinitesimal, it is impossible to obtain an exact time derivative from a discontinuous measurement, but the time derivative is approximately calculated from the current measured at a relatively short time interval Δt. It is possible to ask.
If Δt cannot be reduced so much for some reason, the time derivative can be approximately obtained by, for example, measuring three or more points and taking a moving average of the difference. The ratio between the time derivative and the current obtained in this way is taken as an index for sample discrimination. The ratio between the time derivative and the current may be a derivative / current if desired,
The current / differential may be used, and a constant may be included in these four arithmetic operations. There is no essential difference between them, only the method of selecting a comparison value described later is different. The time derivative may be an exact derivative (dI / dt) or an approximate derivative (ΔI / Δt). When calculating an index for sample discrimination, the ratio between the current and the time derivative is , ΔI / (d
I / dt)} or {I / (ΔI / Δt)},
{(DI / dt) / I} or {(ΔI / Δt) / I}, and these ratios are defined as α, a, and b as constants.
(A α ± b). This is because there is no essential difference when any of the above is selected as an index of sample discrimination, and only the way of taking a comparison value described later differs.
【００１４】サンプル弁別のための他の指標を得るため
の方法として、前記電流とその時間微分の比を複数回算
出して、それらの差を取ることもできる。電流とその時
間微分の比αをｎ個（ｎ回）算出したとして、そのｋ番
目、１番目をαk，α1とし、これらの差をΔαとすれ
ば、Δα（ｋ，ｌ）＝αk−α1と表すこともできる。但
し、Δα（ｋ，ｌ）の括弧は、ｋ番目とｌ番目のαの差
であることを表す。この場合も、サンプル弁別の指標を
得るのに符号を変更しても差し支えなく、Δα（ｋ，
ｌ）＝αk−α1であっても、Δα（ｋ，ｌ）＝α1−αk
であっても良い。また、四則演算的に定数を含めても良
く、ｃ、ｄをある定数として、｛ｃ（Δα）±ｄ｝をサ
ンプル弁別のための指標としても良い。何故なら、上記
のどれをサンプル弁別の指標として選んでも本質的な違
いはなく、後に述べる比較値の取り方が異なってくるだ
けだからである。As another method for obtaining another index for sample discrimination, the ratio between the current and its time derivative can be calculated a plurality of times and the difference between them can be taken. Assuming that the ratio α of the current and its time derivative has been calculated n times (n times), the k-th and the first are αk and α1 and the difference between them is Δα, then Δα (k, l) = α It can also be expressed ask -α1. However, the parenthesis of Δα (k, l) indicates the difference between the k-th and l-th α. In this case as well, the sign may be changed to obtain an index for sample discrimination, and Δα (k,
l) = αk −α1 but Δα (k, l) = α1 −αk
It may be. Further, constants may be included in the four arithmetic operations, and c and d may be set as certain constants, and {c (Δα) ± d} may be used as an index for discriminating samples. This is because there is no essential difference when any of the above is selected as an index of sample discrimination, and only the way of taking a comparison value described later differs.
【００１５】これまで説明してきたような方法で得られ
た指標を比較値と比較することにより、サンプルを弁別
することが出来る。前記比較値は、実験的に求められる
値であるので、本法を用いてサンプルを弁別するには、
事前にサンプルがどのような指標値を取るのか調べてお
かなければならない。例えば、指標として電流とその時
間微分の比αを用いるとしてサンプルＡとサンプルＢを
弁別する際には、サンプルＡでα0未満，サンプルＢで
α0以上のα値が観察されるというような閾値としてα0
を比較値に選んでおけば良い。このようにして決められ
た比較値をシステムに予め記憶させておけば、実際の測
定時に観察される指標値と比較値との比較によってサン
プル弁別が可能となる。弁別が可能であれば、その結果
を前記システムに表示させることは容易である。The sample can be discriminated by comparing the index obtained by the method described above with the comparison value. Since the comparison value is a value obtained experimentally, to discriminate a sample using the present method,
It is necessary to check in advance what kind of index value the sample will take. For example, as referred to in discriminating samples A and B as used alpha ratio of current and its time derivative as an index is less than the sample A alpha0, alpha0 or more alpha values in the sample B is observed Α0 as the threshold
Should be selected as the comparison value. If the comparison value thus determined is stored in the system in advance, it is possible to discriminate the sample by comparing the index value observed during the actual measurement with the comparison value. If discrimination is possible, it is easy to display the result on the system.
【００１６】測定される液体サンプルが血液またはコン
トロール液による場合には、本法を用いてコントロール
液であることを弁別した上で、システムチェックの判定
結果をも併せて表示することが出来る。判定結果の表示
は、○や×、ＯＫやＮＧなど二者択一式にしても良い
し、コントロールＨｉｇｈ・２７０ｍｇ／ｄｌ・ＯＫな
ど具体的に表示しても良い。When the liquid sample to be measured is blood or control liquid, it is possible to discriminate whether the liquid sample is a control liquid using the present method, and to display the judgment result of the system check. The display of the determination result may be of an alternative type such as × or ×, OK or NG, or may be specifically displayed such as Control High / 270 mg / dl · OK.
【００１７】[0017]
【実施例】以下、具体的な実施例により本発明を更に詳
しく説明する。バイオセンサシステムの一例として、血
液サンプルのグルコース濃度を定量するグルコースセン
サシステムについて説明する。グルコースセンサシステ
ムのテストセルであるグルコースセンサは、次のような
構成のものを使用した。ＰＥＴ（ポリエチレンテレフタ
レート）からなる絶縁性の基板上に、スクリーン印刷に
よって、リード（銀）と作用極、対極を含む電極系（カ
ーボン）及び電気絶縁層が形成されている。電気絶縁層
は、作用極及び対極の露出部分の面積を一定とし、かつ
リードを部分的に覆っている。このようにして形成され
た電極部分上に、親水性高分子であるカルボキシメチル
セルロース（ＣＭＣ）層が形成されている。更にこのＣ
ＭＣ層の上に、酵素としてのグルコースオキシダーゼ
（ＧＯＤ）と電子伝達体（メディエータ）としてフェリ
シアン化カリウムからなる、酵素及びメディエータ層が
形成されている。（以下ＣＭＣ層と酵素及びメディエー
タ層を併せて反応層と称する。）更に、カバーとスペー
サーからなるインサートが形成されており、インサート
へサンプルが触れると、毛管現象によって、反応層およ
び電極系へ一定量として約３μLのサンプルが供給され
るようになっている。一方、測定機器としては、汎用の
ポテンショスタット、ＢＡＳ１００Ｂ／Ｗ（ＢＡＳ製）
を使用した。通常のバイオセンサシステムであれば、一
つのテストセルにそれ専用の機器が組み合わされて使用
されるが、本実施例では汎用の機器を使用している。し
かしながら、既知技術を用いた簡易な機器であっても、
本実施例の再現実施は容易である。Hereinafter, the present invention will be described in more detail with reference to specific examples. As an example of the biosensor system, a glucose sensor system for quantifying the glucose concentration of a blood sample will be described. The glucose sensor used as a test cell of the glucose sensor system had the following configuration. A lead (silver), an electrode system (carbon) including a working electrode and a counter electrode, and an electrical insulating layer are formed by screen printing on an insulating substrate made of PET (polyethylene terephthalate). The electrical insulating layer has a constant exposed area of the working electrode and the counter electrode, and partially covers the lead. A carboxymethyl cellulose (CMC) layer, which is a hydrophilic polymer, is formed on the electrode portion formed in this manner. Furthermore, this C
On the MC layer, an enzyme and mediator layer composed of glucose oxidase (GOD) as an enzyme and potassium ferricyanide as an electron carrier (mediator) is formed. (Hereinafter, the CMC layer, the enzyme and the mediator layer are collectively referred to as a reaction layer.) Further, an insert including a cover and a spacer is formed. Approximately 3 μL of sample is supplied. On the other hand, as a measuring device, a general-purpose potentiostat, BAS100B / W (manufactured by BAS)
It was used. In the case of a normal biosensor system, a dedicated device is used in combination with one test cell. In this embodiment, a general-purpose device is used. However, even a simple device using a known technology,
This embodiment is easy to reproduce.
【００１８】測定サンプルは、コントロール液１、コン
トロール液２、血液を用いた。コントロール液１は、防
腐剤として安息香酸、色素として赤色二号とグルコース
が添加された水溶液である。グルコース濃度は、９７ｍ
ｇ／ｄｌと３２５ｍｇ／ｄｌの２種類を用いた。コント
ロール液１の性状は、水に近く、比較的粘性が低かっ
た。コントロール液２は、水溶性高分子であるポリビニ
ルピロリドン（ＰＶＰ）とグルコースの水溶液である。
グルコース濃度は、８３ｍｇ／ｄｌと２５６ｍｇ／ｄｌ
の２種類を用いた。コントロール液２の性状は、比較的
粘性が高かった。血液は、血球成分濃度とグルコース濃
度の異なる６種類を用いた。血球成分濃度（ヘマトクリ
ット値で示す。）とグルコース濃度は、（３０％，１０
２ｍｇ／ｄｌ）、（４４％，１０１ｍｇ／ｄｌ）、（５
８％，１０３ｍｇ／ｄｌ）、（２８％，２６８ｍｇ／ｄ
ｌ）、（４５％，２６３ｍｇ／ｄｌ）、（６２％，２６
６ｍｇ／ｄｌ）であった。また、抗凝固剤としてヘパリ
ンナトリウムを添加した。これらのサンプルをテストセ
ルの反応層および電極系へ供給して、２５秒間電位を印
加せずに静置した。この間、サンプル中のグルコース
が、グルコースオキシダーゼの作用を介して反応層のフ
ェリシアン化カリウムと反応し、フェロシアン化カリウ
ムを生成する。そして、２５秒後から５秒間、作用極と
対極の間に５００ｍＶの一定電位を、時間に対して矩形
波的に印加し、０．１秒間隔で電流を測定した。この時
観察される電流は、フェロシアン化カリウムからフェリ
シアン化カリウムという逆反応によるものである。この
電流は、最初の反応で生じたフェロシアン化カリウムの
濃度に比例しているので、この電流の測定値がサンプル
のグルコース濃度に対応する。また、この電流は、電位
印加からの時間経過に伴って減衰する減衰電流である。
図１に、時間と印加電位の関係を示す。また、図２に、
コントロール液１のグルコース濃度９７ｍｇ／ｄｌであ
るものを測定した際の減衰電流を図示する。横軸の時間
単位は秒で、電位が印加された瞬間を０秒としている。As the measurement samples, control solution 1, control solution 2, and blood were used. The control liquid 1 is an aqueous solution to which benzoic acid is added as a preservative and Red No. 2 and glucose are added as pigments. The glucose concentration is 97m
Two types, g / dl and 325 mg / dl, were used. The properties of the control solution 1 were close to water and relatively low in viscosity. The control liquid 2 is an aqueous solution of polyvinyl pyrrolidone (PVP), which is a water-soluble polymer, and glucose.
The glucose concentration was 83 mg / dl and 256 mg / dl
Were used. The properties of the control liquid 2 were relatively high in viscosity. Six types of blood having different blood cell component concentrations and glucose concentrations were used. The blood cell component concentration (indicated by hematocrit value) and glucose concentration were (30%, 10%).
2 mg / dl), (44%, 101 mg / dl), (5
8%, 103 mg / dl), (28%, 268 mg / d)
l), (45%, 263 mg / dl), (62%, 26
6 mg / dl). Heparin sodium was added as an anticoagulant. These samples were supplied to the reaction layer of the test cell and the electrode system, and allowed to stand without applying a potential for 25 seconds. During this time, the glucose in the sample reacts with potassium ferricyanide in the reaction layer through the action of glucose oxidase to produce potassium ferrocyanide. Then, for 25 seconds after 25 seconds, a constant potential of 500 mV was applied between the working electrode and the counter electrode in a rectangular wave with respect to time, and the current was measured at 0.1 second intervals. The current observed at this time is due to the reverse reaction from potassium ferrocyanide to potassium ferricyanide. Since this current is proportional to the concentration of potassium ferrocyanide produced in the first reaction, a measurement of this current corresponds to the glucose concentration of the sample. This current is an attenuation current that attenuates as time elapses from the application of the potential.
FIG. 1 shows the relationship between time and applied potential. Also, in FIG.
The decay current when the glucose concentration of the control solution 1 is 97 mg / dl is measured. The time unit on the horizontal axis is seconds, and the moment when the potential is applied is 0 second.
【００１９】（演算１）以下に示す方法で、サンプル弁
別のための演算値を得る。尚、本実施例では電圧印加か
らの時間が４秒後の電流を用いているが、これに限定さ
れることはなく、サンプル弁別に適した時間の電流を利
用することが出来る。先ず、測定した減衰電流の４秒後
の値から４．１秒後の電流を減じた差を取り、４秒後電
流の時間微分とした。これは、時間微分の定義式、ｌｉ
ｍ（Δｔ→０）＝｛Ｉ（ｔ＋Δｔ）−Ｉ（ｔ）｝／Δｔ
における、無限小のΔｔに代えて、Δｔ＝０．１秒を取
り、符号を入れ替えたものに相当する。こうして得られ
た時間微分を分母、４秒後電流を分子とした比の値を取
り、これを弁別指標α4にした。α4の添え字の４は、４
秒後電流から得られた指標であることを示す。表１に各
サンプルにおける指標α4の値を示す。尚、コントロー
ル液１およびコントロール液２のデータは、それぞれ、
測定数３０の結果であり、血液のデータは、測定数９０
の結果である。表１にサンプル別のα4値を示す。(Operation 1) An operation value for sample discrimination is obtained by the following method. In this embodiment, the current after 4 seconds from the application of the voltage is used. However, the present invention is not limited to this, and a current having a time suitable for sample discrimination can be used. First, the difference obtained by subtracting the current after 4.1 seconds from the value of the measured decay current after 4 seconds was taken as the time derivative of the current after 4 seconds. This is the definition of time derivative, li
m (Δt → 0) = {I (t + Δt) −I (t)} / Δt
, Δt = 0.1 seconds is used instead of the infinitesimal Δt, and this is equivalent to the case where the signs are exchanged. Thus obtained time derivative of the denominator, the current after 4 seconds a value of the ratio of the molecule, did this in the discrimination index alpha4. The subscript4 of α4 is 4
It shows that it is an index obtained from the current after 2 seconds. Shows the value of the index alpha4 in each sample in Table 1. The data of Control Solution 1 and Control Solution 2 are respectively
This is the result of 30 measurements, and the blood data is 90 measurements.
Is the result of Table 1 shows α4 values for each sample.
【表１】表１からは、コントロール液１の最小値の方が血液の最
大値よりも大きいため、例えば、比較値として１１０を
選べば、比較値１１０よりも大きいα4値を示すものを
コントロール液１、小さいものを血液として両者を弁別
することが出来る。同様にして、コントロール液１とコ
ントロール液２も弁別可能である。しかし、コントロー
ル液２と血液では、コントロール液２の最大値が血液の
最小値よりも大きいために、弁別が不能である。[Table 1] From Table 1, since the minimum value of the control solution 1 is larger than the maximum value of the blood, for example, if 110 is selected as the comparison value, the control solution 1 which shows an α4 value larger than the comparison value 110 Both can be distinguished from each other by using small blood. Similarly, the control liquid 1 and the control liquid 2 can be discriminated. However, the control solution 2 and the blood cannot be discriminated because the maximum value of the control solution 2 is larger than the minimum value of the blood.
【００２０】（演算２）次は、演算１と同様にして得ら
れる電流とその時間微分の比αt（ｔ秒後電流から得ら
れるαの意）を複数求め、それらの差をサンプル弁別の
ための指標値とする場合について説明する。０．５秒、
２秒について、α0.5，α2を求める。式で表せば、それ
ぞれ、α0.5＝Ｉ0.5／（Ｉ0.5−Ｉ0.6） α2＝Ｉ2／（Ｉ2−Ｉ2.1）と表せる。これらを求めてお
いて、次に、これらの差を取る。本実施例では、α2か
らα0.5を減じた差を取った。ｔ2秒のαt2とｔ1秒のα
t1の差をΔα（ｔ1，ｔ2）のように表すとして、本実施
例での演算を式で表すと、Δα（０．５，２）＝α2−
α0.5＝｛Ｉ2／（Ｉ2−Ｉ2.1）｝−｛Ｉ0.5／（Ｉ0.5−
Ｉ0.6）｝となる。表２に各サンプルにおけるΔα
（０．５，２）の値を示す。尚、基としたデータは、演
算１に用いたものと同一で、コントロール液２のデータ
は、測定数３０の結果であり、血液のデータは、測定数
９０の結果である。(Operation 2) Next, a plurality of ratios αt (meaning α obtained from the current after t seconds) of the current and its time derivative obtained in the same manner as in Operation 1 are obtained, and the difference between them is determined by sample discrimination. Will be described. 0.5 seconds,
For 2 seconds, α0.5 and α2 are obtained. In this case, α0.5 = I0.5 / (I0.5 −I0.6 ) α2 = I2 / (I2 −I2.1 ). Having determined these, the difference between them is then taken. In the present embodiment, a difference obtained by subtracting α0.5 from α2 was taken. αt2 for t2 seconds and α for t1 seconds
The difference betweent1 as represented asΔα (t 1, t 2) , to represent the operation of the present embodiment by theformula, Δα (0.5,2) = α 2 -
α0.5 = {I2 / (I2 −I2.1 )} − ΔI0.5 / (I0.5 −
I0.6 )｝. Table 2 shows Δα for each sample.
Indicates the value of (0.5, 2). The base data is the same as that used in the calculation 1, the data of the control solution 2 is the result of the measurement 30 and the data of the blood is the result of the measurement 90.
【表２】表２からは、コントロール液２の最大値の方が血液の最
小値よりも小さいため、例えば、比較値として３０を選
べば、比較値３０よりも小さいΔα（０．５，２）値を
示すものをコントロール液２、大きいものを血液として
両者を弁別することが出来る。[Table 2] From Table 2, since the maximum value of the control solution 2 is smaller than the minimum value of the blood, for example, if 30 is selected as the comparison value, a Δα (0.5, 2) value smaller than the comparison value 30 is shown. The two can be distinguished from each other using the control liquid 2 and the large one as blood.
【００２１】以上の結果から、コントロール液１，コン
トロール液２および血液の３サンプルを弁別することが
可能となる。すなわち、本実施例に於いては、Δα
（０．５，２）の値が３０未満であればコントロール液
２であると判定し、３０以上であれば血液あるいはコン
トロール１であると判定し、更にα4の値が１１０未満
であれば血液で１１０以上であればコントロール液１で
あると判定することが出来る。これにより、コントロー
ル液１，コントロール液２および血液の３サンプルを弁
別出来たことになる。From the above results, it is possible to discriminate the three samples of the control solution 1, the control solution 2 and the blood. That is, in this embodiment, Δα
If the value of (0.5, 2) is less than 30, it is determined to be control liquid 2, if it is 30 or more, it is determined to be blood or control 1, and if the value of α4 is less than 110, If the blood is 110 or more, it can be determined that the liquid is the control liquid 1. As a result, the control liquid 1, the control liquid 2, and the three samples of blood could be discriminated.
【００２２】これまでに述べてきた様な方法によって、
サンプル弁別が可能となるので、弁別結果を表示するこ
との出来るバイオセンサシステムを構築するのは容易で
ある。また、コントロール液を用いたシステムチェック
の結果表示は、本法によって測定されたサンプルがコン
トロール液であることが弁別できるので、予めシステム
にコントロール液の正常範囲電流値を記憶させておけ
ば、濃度を調べるための電流測定の結果とその正常範囲
電流値を比較した結果を表示することも可能になる。By the method described above,
Since sample discrimination becomes possible, it is easy to construct a biosensor system capable of displaying the discrimination result. In addition, the results of the system check using the control solution indicate that the sample measured by this method is a control solution, so if the current value in the normal range of the control solution is stored in the system in advance, the concentration can be determined. It is also possible to display the result of comparing the result of the current measurement for examining the current with the current value in the normal range.
【００２３】[0023]
【発明の効果】本発明の方法を用いることによって、使
用者に負担を掛けずコントロール液を測定した際には機
器が自動的に血液サンプルなどの通常サンプルではな
く、コントロール液であることを弁別してこれを表示
し、使用者側の誤認識を防ぐことの出来るバイオセンサ
システムを構築することが出来る。併せて、煩雑な作業
を伴うこと無しにコントロール液によるシステムチェッ
クの結果を知ることの出来るバイオセンサシステムを構
築することが出来る。By using the method of the present invention, when a control solution is measured without imposing a burden on a user, it is automatically determined that the device is not a normal sample such as a blood sample but a control solution. Separately, this can be displayed, and a biosensor system that can prevent erroneous recognition on the user side can be constructed. At the same time, it is possible to construct a biosensor system capable of knowing the result of the system check using the control solution without complicated work.
【００２４】[0024]
【図１】 時間と印加電位の関係を表すものである。FIG. 1 shows the relationship between time and applied potential.
【図２】 グルコース濃度９７ｍｇ／ｄｌであるものを
測定した際の減衰電流を示す。FIG. 2 shows the decay current when a glucose concentration of 97 mg / dl was measured.
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