JP6778058B2 - センサアセンブリ、被検物質のモニタリングシステムおよび被検物質のモニタリング方法 - Google Patents
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Description
(A1)収集部材を、電気化学センサに接触させ、所定時間内におけるバックグラウンド信号の強度を測定する工程、
(A2)所定時間内におけるバックグラウンド信号の強度に基づき、所定時間外の被検物質の任意の測定時点におけるバックグラウンド信号の強度を決定する工程、
(A3)生体から収集部材に抽出された被検物質を測定時点において電気化学センサによって測定して被検物質に起因する信号を含む未処理信号の強度の測定値を得る工程、および
(A4)工程(A3)で測定された未処理信号の強度の測定値から、工程(A2)で得られたバックグラウンド信号の強度の値を減算し、被検物質に起因する信号の強度を算出する工程
を含む。このような操作が採用された被検物質のモニタリング方法によれば、被検物質の量を精度良く算出できる。
本明細書において、「X〜Y」のように、端点による数値範囲の記載は、各範囲内に含まれるすべての数および有理数ならびに記載されている端点を含む。
以下、連続モニタリングシステムについて、図面を参照して説明する。図1に示されるように、連続モニタリングシステム10は、センサアセンブリ20と、収集部材40と、端末60とを備えている。連続モニタリングシステム10は、微細孔が形成された被検者の前腕に設置される収集部材40に接触するようにセンサアセンブリ20を設置することによって用いられる。端末60は、センサアセンブリ20によって得られた情報を表示させるのに用いられる。端末60としては、例えば、携帯電話端末、タブレット型コンピュータなどが挙げられるが、特に限定されない。
センサアセンブリ20は、図2に示されるように、カバー21と、電気回路を内蔵している上部本体22と、電気化学センサ30を収納するための下部本体23とを含む。上部本体22は、図示しない電気回路と、カバー21を取り付けるための切り欠き部22aと、電源である電池25を収納するための収納部22bと、センサアセンブリ20のオン/オフを切り替えるためのスイッチ22cと、電気回路に電気化学センサ30を接続するための接続端子22dとを含む。カバー21は、電池25が収納された収納部22bを覆うように切り欠き部22aに取り付けられる。電気回路は、電池25との接続端子、後述のプロセッサ、メモリなどを含む。下部本体23は、被検者の前腕における微細孔の形成部分に電気化学センサ30の電極側の表面を位置合わせするための孔部23aを有している。
以下において、電気化学センサとして、被験者から抽出した組織液に含まれるグルコースの検出に用いるためのグルコースセンサを例として挙げて説明する。
収集部材40は、図7に示されるように、経皮的サンプリングによって被検者の皮膚から抽出した組織液を収集するための部材である。収集部材40は、組織液を収集可能な抽出媒体41と、抽出媒体を支持する支持部材42とを有する。抽出媒体としては、例えば、ハイドロゲル、純水、リン酸緩衝生理食塩水、トリス緩衝生理食塩水などが挙げられるが、特に限定されない。組織液の経皮的なサンプリング時の被検者の動きを考慮すると、ハイドロゲルが好ましい。ハイドロゲルは、組織液または組織液中の被検物質を収集することができればよい。ハイドロゲルの材料は、例えば、アガロースベースのハイドロゲル;ジアクリル酸ポリエチレングリコールベースのハイドロゲル類;ジアクリル酸ポリエチレングリコール/ポリエチレンイミンおよびジアクリル酸ポリエチレングリコール−n−ビニルピロリドンを含む酢酸ビニルベースのハイドロゲルなどが挙げられるが、特に限定されない。また、ハイドロゲルを形成することができるポリマーとしては、合成ポリマーおよび天然ポリマーのいずれであってもよい。合成ポリマーとしては、例えば、ポリビニルアルコール;ポリアクリル酸ポリマー;ヒドロキシプロピルセルロースなどのセルロース誘導体;ポリエチレングリコールなどのポリマー、共重合体およびブロック共重合体、ならびに他の水膨潤性または生体適合性のポリマーなどが挙げられるが、特に限定されない。天然ポリマーとしては、例えば、コラーゲン、ヒアルロン酸、ゼラチン、アルブミン、多糖、これらの誘導体などが挙げられるが、特に限定されない。天然ポリマーは、サイリウムなどの各種植物性材料から分離された化合物タイプのものでもよい。ハイドロゲルは、例えば、以下の方法などによって製造することもできる:
a)モノマーからの合成(架橋重合);
b)ポリマーと重合助剤からの合成(グラフト化および架橋重合);
c)ポリマーおよび非重合助剤(架橋用ポリマー)からの合成;
d)エネルギー源を有するポリマー(助剤を含まない架橋用ポリマー)からの合成、および
e)ポリマーからの合成(反応性ポリマーのポリマー間結合による架橋)。
端末60は、図4に示されるように、通信部121と、制御部123と、表示部125とを有している。
つぎに、連続モニタリングシステム10を用いた被検物質の連続モニタリング方法の処理手順について、図面を参照して説明する。図8は、第1の態様に係る被検物質の連続モニタリング方法の処理手順を示すフローチャートである。
(1)y=AxB
(式中、AおよびBは定数、yはバックグラウンド信号の算出値、xは測定時間を示す)
(2)y=AxB+C
(式中、A、BおよびCは定数、yはバックグラウンド信号の算出値、xは測定時間を示す)
(3)y=AxB+Cx+D
(式中、A、B、CおよびDは定数、yはバックグラウンド信号の算出値、xは測定時間を示す)
(4)y=AeBx
(式中、AおよびBは定数、yはバックグラウンド信号の算出値、xは測定時間を示す)
(5)y=AeBx+C
(式中、A、BおよびCは定数、yはバックグラウンド信号の算出値、xは測定時間を示す)
(6)y=AeBx+Cx+D
(式中、A、B、CおよびDは定数、yはバックグラウンド信号の算出値、xは測定時間を示す)
[被検物質の量(算出量)]
=([被検物質の生体内濃度に相関する物質の生体内濃度]×[被検物質に起因する電流値])/[電流値の変動量]
にしたがって被検物質の量を算出してもよい。ステップS105では、電流値の変動量は、前述の累乗近似、指数近似、線形類似またはこれらの組み合わせの式により算出することもできる。ステップS105では、プロセッサ115aは、被検物質の量を示す値Dtの情報をメモリ115bに記憶させる。
PEN:ポリエチレンナフタレート
PBS:リン酸緩衝生理食塩水
PVA:ポリビニルアルコール
以下において、実施例1と、比較例1とにより、バックグラウンド電流信号の測定開始から所定時間経過後の任意の時点での推定バックグラウンド電流値の算出の有無および推定バックグラウンド電流値の使用の有無による推定血糖値の精度への影響を調べた。
PEN製フィルムの一方の表面に、蒸着法によって白金薄膜からなる作用電極(直径9mm)および白金薄膜からなる対電極を形成した。また、PEN製フィルムの作用電極および対電極側の表面に銀/塩化銀インクを塗布し、乾燥させることによって銀/塩化銀からなる参照電極を形成した。これにより、電極基板を得た。
実施例1(1)で得られた電極基板の作用電極上に、酵素溶液〔0.25質量%グルタルアルデヒドと42.984mg/dLウシ血清アルブミンと1.5225U/mLグルコースオキシダーゼと0.5U/mLムタロターゼとを含むPBS溶液〕12.7μLを滴下した。つぎに、相対湿度30%で25℃に保たれた環境下に電極基板を静置することにより、酵素溶液を乾燥させた。これにより、作用電極上に酵素層を形成し、グルコースセンサを得た。
PVA水溶液A〔組成:12%(w/w)PVA、2%(w/w)塩化カリウムおよび86%(w/w)水〕に対し、線量:25kGrの電子線を照射することにより、PVAのハイドロゲル(横:20mm、縦:20mmおよび厚さ:0.2mm)を得た。
健常者のヒトの前腕をエタノール消毒した。微細針を備えた穿刺具〔シスメックス(株)製〕を用いて、前腕に微細孔を含む直径8mmの組織液抽出領域を形成した。
実施例1(4)で形成した組織液抽出領域上に、メンディングテープ〔スリー・エム(株)製〕を貼付し、組織液抽出領域の微細孔からの組織液の滲出を抑制した。
実施例1(3)で得られたハイドロゲルを、実施例1(5)において組織液抽出領域に貼付されたメンディングテープ〔スリー・エム(株)製〕上にさらに貼付した。ついで、グルコースセンサの作用電極、参照電極および対極それぞれが組織液抽出領域上のハイドロゲルと接触するように、グルコースセンサを組織液抽出領域上のハイドロゲルに貼付した。これにより、グルコースセンサを前腕に装着した。ヒトの前腕における微細孔が形成された組織液抽出領域上には、メンディングテープ〔スリー・エム(株)製〕、ハイドロゲルおよびグルコースセンサがこの順で積層されている。
実施例1(6)において、前腕に装着されたグルコースセンサをポテンショスタット〔ビー・エー・エス(株)製、商品名:ALS832b〕に接続した。参照電極を基準として、グルコースセンサの作用電極に0.45Vの電圧を印加した。作用電極と対電極との間に流れるバックグラウンド電流信号を2690秒間測定した。
実施例1(7)におけるバックグラウンド電流信号の測定後、前腕の組織液抽出領域上のグルコースセンサ、ハイドロゲルおよびメンディングテープ〔スリー・エム(株)製〕を外した。その後、すぐに、前腕の組織液抽出領域を覆うように、ハイドロゲルを組織液抽出領域上に貼付した。ついで、グルコースセンサの作用電極、参照電極および対極それぞれが組織液抽出領域上のハイドロゲルと接触させつつ、組織液抽出領域の中心位置がグルコースセンサの作用電極の中心位置に合うように、グルコースセンサを組織液抽出領域上のハイドロゲルに貼付した。これにより、グルコースセンサを前腕に装着した。グルコースセンサの装着と同時にグルコースセンサによるハイドロゲル中の被検物質であるグルコースに起因する電流信号を含む未処理電流信号a1の測定を開始した。グルコースセンサによる電流信号の測定は、2秒間隔で行なった。これにより、グルコースに起因する電流信号を含む未処理電流信号a1の測定値(以下、「電流測定値A1」ともいう)を得た。なお、以下において、グルコースに起因する電流信号を含む未処理電流信号の測定開始からの経過時間tの測定時点の電流測定値A1を、「電流測定値A1t」ともいう。
実施例1(8)におけるグルコースに起因する電流信号を含む未処理電流信号の測定開始から3600秒間経過時および23700秒間経過時に、血糖自己測定器〔ニプロ(株)製、商品名:Freestyle〕を用い、指頭を穿刺して得られた血液の血糖値(以下、「較正用血糖値G3600」および「較正用血糖値G23700」ともいう)を測定した。測定開始から3600秒間経過時の電流値および23700秒間経過時の電流値を用い、式(Ia)を得た。
実施例1(7)で得られたバックグラウンド電流値に対して累乗近似を行なうことにより、近似曲線を得た。得られた近似曲線に基づき、実施例1(8)におけるグルコースに起因する電流信号を含む未処理電流信号の測定開始からの経過時間tの測定時点でのバックグラウンド電流値(以下、「推定バックグラウンド電流値Bt」ともいう)の算出式として、式(IIa):
を得た。式(IIa)に基づき、推定バックグラウンド電流値Btを得た。
実施例1(8)で得られた電流測定値A1tと、当該電流測定値A1tに対応する測定時点の推定バックグラウンド電流値Btとを用い、式(III)に基づき、被検物質に起因する電流値Ctを算出した。
=[電流測定値A1t−推定バックグラウンド電流値Bt] (III)
(IVa)
<エラーグリッド分析における各領域の意義>
領域A:臨床的に正確で、正しい医療判断につながる。すなわち、臨床的精度を有する。
領域B:良性判断または処置不要につながる。すなわち、Aには劣るが、精度は臨床的に問題がない精度である。
領域C:正常な血糖値を過剰補正してしまう。すなわち、不必要な処置を実施するおそれがある精度である。
領域D:高血糖値または低血糖値であることを見過ごすおそれがある精度である。
領域E:不正確で危険な処置決定を導く精度である。
実施例1(7)で測定されたバックグラウンド電流信号は、図23に示されるように、y=625.3×t-0.399で表わされる曲線L1aの経時変化を示す。また、実施例1(10)で算出された推定バックグラウンド電流値は、実施例1(7)で得られたバックグラウンド電流信号の測定時間以降においてもy=625.3×t-0.399で表わされる曲線L1bの経時変化を示す。したがって、測定されたバックグラウンド電流値の経時変化に対して、累乗近似、指数近似、線形近似またはこれらの組み合わせの式のフィッティングを行なうことにより、グルコースに起因する電流信号を含む未処理電流信号の測定時点におけるバックグラウンド信号の強度を算出できることがわかる。
比較例1においては、バックグラウンド電流値の測定、推定バックグラウンド電流値の算出および被検物質に起因する電流値Ctの算出を行なわずに、推定血糖値Dtを算出した。
(IVb)
以下において、実施例2と、比較例2とにより、較正用血糖値および実測血糖値Gtの測定のタイミングを変更した場合におけるバックグラウンド電流信号の測定開始から所定時間経過後の任意の時点での推定バックグラウンド電流値の算出の有無および推定バックグラウンド電流値の使用の有無による推定血糖値の精度への影響を調べた。
実施例1(1)と同様の操作を行ない、電極基板を得た。
実施例1(2)と同様の操作を行ない、グルコースセンサを得た。
実施例1(3)と同様の操作を行ない、PVAのハイドロゲルを得た。
実施例1(4)と同様の操作を行ない、組織液抽出領域を形成した。
実施例1(5)と同様の操作を行ない、組織液抽出領域の微細孔からの組織液の滲出を抑制した。
実施例1(6)と同様の操作を行ない、ハイドロゲルの貼付およびグルコースセンサの装着を行なった。
小型ポテンショスタット〔(株)扶桑製作所製〕を用いたこと除き、実施例1(7)と同様の操作を行ない、バックグラウンド電流信号を測定した。
実施例1(8)と同様の操作を行ない、電流測定値A1tを得た。
較正用血糖値の測定時を実施例2(8)におけるグルコースに起因する電流信号を含む未処理電流信号の測定開始から2700秒間経過時および29100秒間経過時としたことを除き、実施例1(9)と同様の操作を行ない、較正用血糖値G2700および較正用血糖値G29100を得た。
実施例2(7)で得られたバックグラウンド電流値に対して累乗近似を行なうことにより、近似曲線を得た。得られた近似曲線に基づき、推定バックグラウンド電流値Btの算出式として、式(IIb)を得た。
実施例2(8)で得られた電流測定値A1tと、当該電流測定値A1tに対応する測定時点の推定バックグラウンド電流値Btとを用い、式(III)に基づき、被検物質に起因する電流値Ctを算出した。実施例1(8)における電流信号の測定時点を5分間隔で区切り、区切られた1つの期間(5分間)内に得られた被検物質に起因する電流値Ctの平均値を算出した。
=[平均血糖値×i]/[150.151×exp(−0.0027×t)−0.00143×t+138.806]
(IVc)
図18に示された結果から、実施例2で得られた推定血糖値のプロット19点のすべてがA領域内にあることがわかった。また、MARDは、6.7%であった。これらの結果から、較正用血糖値および実測血糖値Gtの測定のタイミングを変更した場合であっても、グルコースの測定に用いられるグルコースセンサで測定されたバックグラウンド電流値を用いて算出された推定バックグラウンド電流値を用いることにより、高い精度の推定血糖値が得られることが示唆された。
実施例2(8)で得られた電流測定値A1tを用いたこと、較正用血糖値の測定時をグルコースに起因する電流信号を含む未処理電流信号の測定開始から2700秒間経過時および29100秒間経過時としたことおよび実測血糖値Gtの測定をグルコースに起因する電流信号を含む未処理電流信号の測定開始から3600秒間経過時から900〜1800秒間隔で行なったことを除き、比較例1と同様の操作を行ない、推定血糖値Dtを算出した。なお、比較例2において。推定血糖値Dtの算出式は、式(IVd)で表される式であった。
(IVd)
以下において、バックグラウンド電流信号の測定のタイミングを、グルコースに起因する電流信号の測定直前から、グルコースに起因する電流信号の測定1か月前に変更した場合の推定血糖値の精度への影響を調べた。
実施例1(1)と同様の操作を行ない、電極基板を得た。
実施例1(2)と同様の操作を行ない、グルコースセンサを得た。
実施例1(3)と同様の操作を行ない、PVAのハイドロゲルを得た。
実施例3(2)で得られたグルコースセンサの作用電極、参照電極および対極それぞれと実施例3(3)で得られたハイドロゲルとを接触させた。つぎに、グルコースセンサをポテンショスタット〔ビー・エー・エス(株)製、商品名:ALS832b〕に接続した。参照電極を基準として、グルコースセンサの作用電極に0.45Vの電圧を印加した。作用電極と対電極との間に流れるバックグラウンド電流信号を1428秒間測定した。なお、バックグラウンド電流信号の測定の間においては、ハイドロゲル上にPBSを滴下することにより、ハイドロゲルの乾燥を抑制した。
実施例3(4)で得られたバックグラウンド電流値に対して累乗近似を行なうことにより、近似曲線を得た。得られた近似曲線に基づき、推定バックグラウンド電流値Btの算出式として、式(IIc)を得た。
実施例1(4)と同様の操作を行ない、組織液抽出領域を形成した。
バックグラウンド電流信号の測定時から1か月後に、実施例1(5)と同様の操作を行ない、組織液抽出領域の微細孔からの組織液の滲出を抑制した。
ヒトの前腕の組織液抽出領域を覆うように、実施例3(3)で得られたハイドロゲルを組織液抽出領域上に貼付した。ついで、実施例3(2)で得られたグルコースセンサの作用電極、参照電極および対極それぞれが組織液抽出領域上のハイドロゲルと接触させつつ、組織液抽出領域の中心位置がグルコースセンサの作用電極の中心位置に合うように、グルコースセンサを組織液抽出領域上のハイドロゲルに貼付した。これにより、グルコースセンサを前腕に装着した。グルコースセンサの装着と同時にグルコースセンサによるグルコースに起因する電流信号を含む未処理電流信号の測定を開始した。グルコースセンサによる電流信号の測定は、2秒間隔で行なった。これにより、電流測定値A1tを得た。
実施例3(8)におけるグルコースに起因する電流信号を含む未処理電流信号の測定開始から3600秒間経過時および23700秒間経過時に、血液の血糖値を測定し、較正用血糖値G3600および較正用血糖値G23700を得た。測定開始から3600秒間経過時および23700秒間経過時での電流値とから、式(Ic)を得た。
実施例3(8)で得られた電流測定値A1tと、当該電流測定値A1tに対応する測定時点の推定バックグラウンド電流値Btとを用い、式(III)に基づき、被検物質に起因する電流値Ctを算出した。実施例3(8)における電流信号の測定時点を5分間隔で区切り、区切られた1つの期間(5分間)内に得られた被検物質に起因する電流値Ctの平均値を算出した。
(IVd)
図22に示された結果から、実施例3で得られた推定血糖値のプロット14点のすべてがA領域内にあることがわかった。また、MARDは、7.2%であった。これらの結果から、バックグラウンド電流信号の測定のタイミングを、グルコースに起因する電流信号の測定直前から、グルコースに起因する電流信号の測定1か月前に変更した場合であっても、グルコースの測定に用いられるグルコースセンサで測定されたバックグラウンド電流値を用いて算出された推定バックグラウンド電流値を用いることにより、高い精度の推定血糖値が得られることが示唆された。
実施例1〜3、比較例1および2で得られた推定血糖値がエラーグリッド分析におけるA領域に該当する比率(以下、「A領域該当率」ともいう)ならびにMARDを表1に示す。
実施例3(2)で得られたグルコースセンサの作用電極、参照電極および対極それぞれと実施例3(3)で得られたハイドロゲルとを接触させた。つぎに、グルコースセンサをポテンショスタット〔ビー・エー・エス(株)製、商品名:ALS832b〕に接続した。参照電極を基準として、グルコースセンサの作用電極に0.45Vの電圧を印加した。作用電極と対電極との間に流れるバックグラウンド電流信号を24時間測定した。なお、バックグラウンド電流信号の測定の間においては、ハイドロゲル上にPBSを滴下することにより、ハイドロゲルの乾燥を抑制した。
=100×[(実測バックグラウンド電流値−推定バックグラウンド電流値)の絶対値]/[実測バックグラウンド電流値] (V)
20 センアアセンブリ
30 電気化学センサ
40 収集部材
60 端末
Claims (20)
- 生体から経皮的に抽出された被検物質を測定する電気化学センサと、
前記電気化学センサによって所定時間内に測定されたバックグラウンド信号の強度に基づき、前記所定時間外の前記被検物質の任意の測定時点におけるバックグラウンド信号の強度を決定するプロセッサとを含み、
前記所定時間は、前記電気化学センサの通電後から当該電気化学センサによる測定値が安定するまでの時間である、センサアセンブリ。 - 前記電気化学センサは、前記生体から収集部材に抽出された被検物質を、前記収集部材に接触した状態で測定するよう構成され、
前記所定時間は、前記収集部材に前記電気化学センサが接触された後、前記被検物質が前記収集部材に抽出される前の時間であり、
前記電気化学センサは、前記収集部材に接触した状態で前記所定時間内にバックグラウンド信号の強度を測定する、請求項1に記載のセンサアセンブリ。 - 前記プロセッサは、前記所定時間内に測定されたバックグラウンド信号の強度の経時変化に基づき、前記測定時点におけるバックグラウンド信号の強度を算出する、請求項1または2に記載のセンサアセンブリ。
- 前記プロセッサは、前記所定時間内におけるバックグラウンド信号の強度の経時変化に対して、累乗近似、指数近似、線形近似またはこれらの組み合わせの式を適用することによって前記測定時点におけるバックグラウンド信号の強度を算出する請求項3に記載のセンサアセンブリ。
- 前記プロセッサは、前記所定時間内におけるバックグラウンド信号の強度の経時変化に対して、累乗近似、指数近似、線形近似またはこれらの組み合わせの式のフィッティングを行なって前記式に含まれる定数を算出し、得られた式に基づき、前記測定時点におけるバックグラウンド信号の強度を算出する請求項4に記載のセンサアセンブリ。
- 前記測定時点におけるバックグラウンド信号の強度の値を記憶するメモリをさらに含む請求項1〜5のいずれか1項に記載のセンサアセンブリ。
- 前記電気化学センサは、前記所定時間外において、複数の測定時点のそれぞれにおける被検物質を測定し、
前記プロセッサは、前記所定時間内に測定されたバックグラウンド信号の強度に基づき、前記複数の測定時点のそれぞれにおけるバックグラウンド信号の強度を決定する、請求項1〜6のいずれか1項に記載のセンサアセンブリ。 - 前記プロセッサは、前記測定時点において前記電気化学センサが取得した前記被検物質に起因する信号を含む未処理信号の強度の測定値から、前記測定時点における前記バックグラウンド信号の強度の値を減算することにより、被検物質に起因する信号の強度を表す値を得る請求項1〜7のいずれか1項に記載のセンサアセンブリ。
- 前記電気化学センサは、前記センサアセンブリが初めて起動された後に行なう1回目の測定では、バックグラウンド信号の強度の測定および前記測定時点におけるバックグラウンド信号の強度の決定を自動的に実行し、前記センサアセンブリによる2回目以降の測定を行なう場合は、前記被検物質に起因する信号を含む未処理信号の強度を測定し、前記測定時点における前記バックグラウンド信号の強度を減算することにより、前記被検物質に起因する信号の強度を表す値を自動的に得るように構成されている、請求項8に記載のセンサアセンブリ。
- 前記プロセッサは、前記被検物質に起因する信号の強度と前記被検物質の生体内濃度に相関する物質の生体内濃度とに基づいて、前記被検物質の量を示す値を取得する請求項9に記載のセンサアセンブリ。
- 前記被検物質の生体内濃度に相関する物質の生体内濃度が、前記被検物質の血中濃度である請求項10に記載のセンサアセンブリ。
- 1つの前記電気化学センサを備える請求項1〜11のいずれか1項に記載のセンサアセンブリ。
- 前記電気化学センサが、基板本体と、基板本体上に配置された電極と、電極の表面上に固定化された酵素とを備える酵素センサである請求項1〜12のいずれか1項に記載のセンサアセンブリ。
- 前記被検物質が、グルコースであり、
前記酵素センサが、基板本体と、前記基板本体上に配置され、過酸化水素を検出するための電極と、前記電極の表面上に固定化されたグルコースオキシダーゼとを備えるグルコースセンサである請求項13に記載のセンサアセンブリ。 - 前記信号が電流信号である請求項1〜14のいずれか1項に記載のセンサアセンブリ。
- 生体から抽出された組織液に含まれる被検物質を収集可能な収集部材と、
請求項1〜15のいずれか1項に記載のセンサアセンブリと、
を含む被検物質のモニタリングシステム。 - 前記収集部材がハイドロゲルを含み、
所定時間が、前記ハイドロゲル内の物質の拡散が進み、被検物質の測定への影響が平衡状態になるための時間である請求項16に記載のモニタリングシステム。 - 生体から被検物質を経皮的に抽出してモニタリングする方法であって、
(A1)収集部材を、電気化学センサに接触させ、所定時間内におけるバックグラウンド信号の強度を測定する工程、
(A2)前記所定時間内におけるバックグラウンド信号の強度に基づき、前記所定時間外の前記被検物質の任意の測定時点におけるバックグラウンド信号の強度を決定する工程、(A3)生体から収集部材に抽出された被検物質を前記測定時点において前記電気化学センサによって測定して前記被検物質に起因する信号を含む未処理信号の強度の測定値を得る工程、および
(A4)工程(A3)で測定された前記未処理信号の強度の測定値から、工程(A2)で得られたバックグラウンド信号の強度の値を減算し、被検物質に起因する信号の強度を算出する工程を含み、
工程(A1)において、前記生体に取り付けられた前記収集部材に前記電気化学センサを接触させ、前記収集部材に接触した前記電気化学センサの通電後から当該電気化学センサによる測定値が安定するまでの前記所定時間内に、バックグラウンド信号の強度を測定する、被検物質のモニタリング方法。 - 工程(A1)において、前記収集部材に前記電気化学センサが接触された後、前記被検物質が前記収集部材に収集される前の前記所定時間内に、バックグラウンド信号の強度を測定する、請求項18に記載のモニタリング方法。
- 工程(A2)において、前記所定時間内におけるバックグラウンド信号の強度に基づき、被検物質の複数の測定時点のそれぞれにおけるバックグラウンド信号の強度を決定し、
工程(A3)において、前記複数の測定時点のそれぞれにおける被検物質を測定し、それぞれの測定時点において前記被検物質に起因する信号を含む未処理信号の強度の測定値を取得し、
工程(A4)において、前記複数の測定時点のそれぞれで取得された前記未処理信号の強度の測定値からバックグラウンド信号の強度の値を減算する、請求項18または19に記載のモニタリング方法。
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