JPH08502589A - 誤表示防止フェールセーフ機能付バイオセンシングメータ - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 バイオセンシングメータ（２２）は、電気的に絶縁され且つ反応領域によって橋絡される検知電極（１２）と励起電極（１４）とを含むサンプル帯片（１０）を受け入れる。１滴の生物サンプル流体が反応領域に置かれたとき、複数のフェールセーフテストが実行される。しずくの寸法テストは、反応領域に置かれたしずくの大きさを検出する回路によって実行される。回路は、反応領域にしずくが置かれたことを検出し、さらにテスト電流レベルを測定し、猶予の後、しずくの大きさが反応領域の反応体の水和を行うためには十分であることを測定する。

Description

【発明の詳細な説明】 誤表示防止フェールセーフ機能付バイオセンシングメータ発明の分野 本発明は、使い捨てのサンプル帯片（sample strips）を使用するバイオセン シングメータに関し、特にかかる機器が誤った結果を出すことを防ぐフェールセ ーフシステム及びその方法に関する。発明の背景 使い捨てのサンプル帯片を使用するバイオセンシングメータは、広く使用され ている。かかるメータは、ぶどう糖やコレステロールなどの血液サンプルにおけ る様々な分析物のレベルの検出に用いられている。概して、かかるメータは、ユ ーザが計器の指示に注意深く従うならば、正確な読み取り値を提供する。しかし ながら、ユーザがサンプル帯片や計器のいずれかの使用や誤った読み取り結果に 対して不注意であることがある。従って、上記計器の使用中のエラーに対する潜 在性を低減すべく計器の製造者によってかなりの努力がなされてきた。 バイオセンシングメータ及びサンプル帯片が正しく用いられたとしても、いず れかにおける製造時の欠陥の存在により誤った読み取り値が生じることがある。 このように、 かかる機器及びサンプル帯片の生産において多くの注意が払われたとしても、誤 った分析の読み取りを防止するために、機器の不調や、サンプル帯片の不揃い、 及びユーザのエラーを検出可能とする分析手順を機器に取り入れる必要がある。 従来技術には、使い捨てのサンプル帯片を使用する多数のバイオセンシングメ ータが開示されている。スズミンスキー（Szuminsky）らによる米国特許第５， １０８，５６４号には、血液中のぶどう糖濃度を測定するバイオセンシング機器 が開示されている。この機器は、ぶどう糖が酵素により、フェリシアン化カリウ ムからフェロシアン化カリウムへの反応に触媒作用を及ぼす反応に依存している 。反応が終了した後、電圧が反応領域に印加されて、小量ではあるが測定可能な 電流の生成を伴う逆反応が生じる。この電流は、コットレル（Cottrell）電流と 呼ばれ、反応領域のぶどう糖の濃度に依存し、逆反応中は所定の曲線に従う。コ ットレル電流の読み取り値は、ぶどう糖濃度の表示に変換される。機器は、反応 領域のインピーダンスも検知し、電流の急激な変化を検出することによって、血 液サンプルが反応領域におかれた時を測定する。かかる時点から、潜伏期間が始 まり、反応領域への電位の印加及びコットレル電流の測定が続く。 ツツミ（Tsutsumi）等による欧州特許出願０４７１９８６Ａ２には、使い捨て のサンプル帯片を使用する血液のぶ どう糖測定システムが開示されている。ツツミ等のシステムは、１対の電極間の 抵抗値を検知することによって血液サンプルの存在を検出する。かかるシステム は、さらに複数のサンプル状の帯片を使用し、帯片の各々は、他の帯片とは識別 される特定の抵抗値を有する。これら帯片の各々は、特別な用途、すなわち、機 器の調節モード、エラー補償モード、校正モードの間に使用される。 本発明と同一の依託人に依託されたパークス（Parks）等による米国特許第４ ，９９９，５８２号は、サンプル帯片が機器に適切に挿入されたか否か、さらに はサンプル帯片の少なくとも１つの電極が接触抵抗の適切なレベルを呈するか否 かを測定するバイオセンサ電極励起回路を記載する。 １９８９年１２月１５日に出願され本発明と同一の依託人に依託された「バイ オセンシング機器及び方法」と題する米国特許出願０７／４５１，３０９号は、 ぶどう糖濃度を測定するコットレル曲線を使用するバイオセンシング機器を教示 する。かかる機器において、電流は、テストセルの分析物の濃度に比例するが、 テストセルに何らかの不都合があると、電流は分析物の濃度とは無関係になる。 ホワイト（White）は、反応領域を流れる電流が実際にコットレル関係に従うか 否かの測定を可能とする関係が存在することを見つけた。特に、全ての分析物濃 度曲線に対する次のサンプル時間の平方根の比は、これら同一サンプル時間での 測定コットレル電流の比と逆比例して近似しているい ることが見いだされた。全期間に亘り比が等しければ、測定システムはコットレ ル関係に適切に従う。比が等しくないことが判ると、測定値は無視される。 リトルジョン（Littlejohn）らによる米国特許第４，９４０，９４５号は、生 化学検知機器にて使用するためのインターフェース回路を説明する。抵抗測定値 が測定される１対の電極を含む使い捨てのカートリッジが使用される。初期抵抗 測定値によって流体サンプルの存在やカートリッジの流体のレベルを検知する回 路が開示される。 ツジ（Tsuji）らによる米国特許第４，４２０，５６４号は、固定酵素メンブ レンセンサ及び測定電極を有する反応セルを使用する血糖の分析器を説明する。 ツジらのシステムは、複数のフェールセーフ処理を含み、１つは特別に画定され た温度限度内で反応が生じていることの測定、次に所定範囲内に反応電流が留ま っていることの測定である。 上記記載の従来技術は、生物サンプルが反応領域に置かれたときを測定する能 力を有するバイオセンシングメータを示している。しかしながら、従来技術は、 反応領域に存在する酵素反応体を完全に濡らすサンプルの量が不十分である場合 の問題には触れていない。さらに、ホワイトの特許出願に説明されるように、反 応がコットレル関係に従っていることを測定するテストが利用されているが、さ らに、実際に反応がコットレルの関係に従っていることを保証するテストが必要 である。 従って、本発明の目的は、生物サンプルの分析の課程に複数のフェールセーフ テストを行う手段を有するバイオセンシングメータを提供することである。 本発明の他の目的は、サンプル帯片の反応領域に十分な量のサンプルが配置さ れたことを測定する手段を有するバイオセンシングメータを提供することである 。 本発明のさらなる目的は、反応課程においてコットレル関係により生物サンプ ルが反応していることを測定し、もしそうでなければ読み取り値を無視する手段 を提供することである。発明の概要 バイオセンシングメータは、反応領域によって橋絡される互いに電気的に絶縁 された検知電極及び励起電極を含むサンプル帯片を受け入れる。１滴の生物サン プル流体が反応領域に置かれたとき、複数のフェールセーフテストが実行される 。しずくの寸法のテストが、反応領域に配置されたしずくの大きさを検出する回 路によって行われる。回路は、反応領域にしずくが配置されたことを検出し、さ らに、テスト電流レベルを測定し、猶予の後、しずくの大きさが反応領域の反応 体の水和に十分であることを測定する。次に、反応中、”デルタ”電流変化が次 のサンプル時間に測定される。このテストは、測定時間中に、連続する電流サン プルの差を測定する。サンプルの各々が先のサンプルよ りもデルタ値だけ小さくなければ、電流は単調に減少せず、テストは失敗したと いう判定が行われる。測定時間の終了時に、電流和テストが実行され、このテス トにて、プロセッサは、全サンプルテスト電流の線形和を算出し、この和と最終 の電流サンプルとの比を算出する。この比が、コットレル関係用に予め計算され た一定値と合っていれば、測定値はコットレル関係を呈していることが判る。図面の簡単な説明 図１は、サンプル帯片の平面図である。 図２は、本発明を適用したバイオセンシングメータの回路構成図である。 図３は、図１のサンプル帯片の励起電極に印加された励起電圧とサンプル帯片 の検知電極から検知された電流との波形を示す図である。 図４は、１滴の分析物が最初に検出されたときに生じる検知電流波形の拡大図 である。 図５は、測定期間中に検出され且つ予測されるコットレル関係に従う複数の測 定電流の拡大図である。 図６及び図７は、図２の回路により実行されるサンプル寸法、デルタ及び電流 和フェールセーフテストを説明するフローチャートである。発明の詳細な説明 図１を参照すると、サンプル帯片１０は、２つの電極、すなわち検知電極１２ と励起電極１４とからなる。これらの電極は、ポリマシート１６の上に支持され ている。カバーシート１８は、電極を被覆するように設けられて、電極１２，１ ４の一部を露出する開口２０，２１を有している。開口２０は、サンプル凹部を 形成し、検知電極１２と励起電極１４との間に反応領域を画定する。酵素反応体 の層（図示せず）が凹部２０の電極１２，１４を被覆し、分析物含有流体サンプ ルが置かれる基板を提供している。この実施例において、分析物含有サンプルは ぶどう糖の測定を行う１滴の血液であると仮定する。開口２１が電極１２，１４ を露出するので、サンプル帯片１０がバイオセンシングメータに挿入されたとき 、かかるバイオセンシングメータと電気的に接続することができる。 図２において、図示されたバイオセンシングメータ２２は、サンプル帯片１０ が挿入され且つ励起電極１４と接点対Ａ，Ｂとの電気的接続、及び検知電極１２ と接点対Ｃ，Ｄとの電気的接続を可能とする開口（図示せず）を含む。励起電極 １４は、連続しており且つ適切に挿入されれば、接点Ａ，Ｂと電気的に接続され る。同様に、サンプル帯片１０が適正に挿入されれば、検知電極１２は接点Ｃ， Ｄと電気的に短絡する。接点Ａ及びＢ、Ｃ及びＤは、バイオセンシングメータ２ ４内で離間配置され、さらに、サンプル帯片１０が機器２２に適正に挿入された ことと、電極が適 切なインピーダンス状態を反映していることとの測定が行えるようになっている 。かかる測定が、励起及び検知電極を有するサンプル帯片が適切に挿入されたこ とを示すと直ちに、一滴の血液が凹部２０へ入れられてサンプル帯片１０にサン プルが与えられ、次の測定が行われる。 励起電源２３は、演算増幅器２４及び接点Ａを介して励起電極１４に印加され る励起電圧Ｖ_eを有する。演算増幅器２４への第２の入力は、接点Ｂからライン ２６を介して供給される。同じ入力がアナログ・ディジタル（Ａ／Ｄ）コンバー タ２８に供給される。Ａ／Ｄコンバータ２８は、ディジタル出力をバス３０に供 給する。バイオセンシングメータ２２の検知側では、接点Ｃは演算増幅器３２の 一方の入力部に接続される。演算増幅器３２への他方の入力部は基準電位に接続 される。演算増幅器３２からの出力はＡ／Ｄコンバータ３４を介してバス３０に 供給される。 接点Ｄは、導体３６及び多重スイッチ３８を介してＡ／Ｄコンバータ４０に接 続されている。かかるＡ／Ｄコンバータ４０の出力はバス３０に供給される。供 給電圧Ｖは、抵抗器を介してＡ／Ｄコンバータ４０の入力部に接続されている。 スイッチ３８は、検知電極１２の適切な差込みが行われたことを測定するために 、メータ２２が最初に給電されるときは閉成している。かかる測定が行われると 直ちにスイッチ３８は開放され、Ａ／Ｄコンバータ４０への入力はできなくなる 。 マイクロプロセッサ４２及びディスプレイ４４が、バス３０に接続され、バイ オセンシングメータ２２の全動作を制御する。また、マイクロプロセッサ４２は 、ライン４６を介して、電源２３から演算増幅器２４を介して接点Ａに印加され る励起電圧を制御する。挿入自在なリードオンリーメモリ（ＲＯＭ）キー（key ）４８が、バス３０に接続され、サンプル帯片１０との使用に対して接点及び他 のパラメータの差込みを可能にしている。 サンプル帯片１０の適切な挿入及び励起電極１４及び検知電極１２の各々の連 続性の検知におけるバイオセンシングメータ２２の動作は、ホワイト（White） らによる「使い捨てのサンプル帯片及び機器の精度を測定するためのチェック帯 片を有するバイオセンシングメータ（Biosensing Meter with Disposable Sampl e Strips and Check Strips for Meter Quality Determinations）」と題され本 発明と同日に提出された特許出願（アトーニの整理番号 ０５８−９２４２６２ −ＮＡ）に詳細に説明されている。ホワイトらの特許出願の開示は、引例として 本発明に取り込まれている。 マイクロプロセッサ４２が、サンプル帯片が適切に差し込まれ且つ検知電極１ ２及び励起電極１４が適切な電極の連続性を示すことを測定すると、励起電源２ ３によって、励起電圧Ｖ_eの演算増幅器２４、さらには接点Ａへの印加が生じる 。励起電圧Ｖ_eの波形が、線６０によって図３に 示されている。最初に、高レベルの電圧６２が励起電極１４に印加され、励起電 極１４と検知電極１２との間のリーク電流の測定が行われる。リーク電流が許容 可能な範囲内であることが判明すれば、マイクロプロセッサ４２は、ユーザが一 滴の血液を凹部２０に入れられることを示す。１滴の血液を入れると、抵抗値の 急峻な減少（すなわち電流の増大）が電極１２，１４間で検知される。これによ る演算増幅器３２からの出力は、信号線６６のパルス６４として示される。パル ス６４の拡大図を図４に示す。 パルス６４が第１しきい値６８を通過すると、マイクロプロセッサ４２は、血 液のしずくが検出されたことを測定する。しきい値６８のレベルは、帯片１０が 血液サンプルに曝されたときを迅速に検出して潜伏期間（incubation period） の開始を明確に表示するために低レベルに設定されている。パルス６４がしきい 値６８を通過すると、時間猶予ｄがマイクロプロセッサ４２で始まり、その終端 部（時刻７０）にて、波形６４の第２の測定が行われる。時間猶予ｄは、血液の しずくが凹部２０内部の全領域を濡らすために用いられる。時刻７０にて検知さ れた電流が、サンプルサイズしきい値７２以下であれば、血液の容積が凹部２０ 内の酵素反応体の完全な水和を保証するには不十分であることが測定されるので 、テストは却下される。対照的に、時刻７０にて検知された電圧（電流）がサン プルサイズしきい値７２を越えれば、反応の継続が許可される。 その後、マイクロプロセッサ４２によって、電源２２からの励起電圧Ｖ_eは接 点Ａから除去される（図３の線７４）。線７４は、「潜伏」時間であり、酵素反 応が凹部２０内の血液と酵素との間で生じるように十分な長さの時間に延長され ている。 再び図３を参照すると、潜伏時間の終端部において、励起電圧Ｖ_e（線７６） が再度接点Ａに印加されて、凹部２０内で逆反応が生成する。その結果である電 流（線７８）が、検知電極１２で検知される。図５は、線７８の拡大図であり、 上述の逆反応中の電流によって示される典型的なコットレル（Cottrell）関係を 示している。図５において、検知電流は、経過時間に対してプロットされ、周知 の如く、線７８は、図５において、ぶどう糖の濃度に依存して、上方または下方 に変位する。線７８の期間の間、マイクロプロセッサ４２は、複数の電流測定値 を記録し、各値は所定時間間隔毎に測定される。これらの測定によって、ぶどう 糖の測定が可能となり、これらの測定は、実際に線７８がコットレルの関係に従 っていることを保証するために使用される。 ぶどう糖の濃度測定を行うと仮定すると、凹部２０は、次の反応体、すなわち 、酵素、電解質、媒介物質、フィルム形成体、及びバッファを含む。例えば、酵 素はグルコースオキシダーゼ（またはグルコースデヒドロゲナーゼ）であり、バ ッファは有機質または無機質であり、電解質は塩 化カリウムや塩化ナトリウムであり、媒介物質は好ましくはフェリシアン化カリ ウムであり、フィルム形成体は、ゼラチンとプロピオフィン（propiofin）とか らなる。テストセルがコレステロール濃度測定に使用される場合、酵素は、好ま しくはコレステロールエステラーゼ添加物を含むまたは含まないコレステロール オキシダーゼである。バッファは、好ましくは無機質であり、塩化カリウムや塩 化ナトリウムなどの電解質を含む。この場合、２つの媒介物質が使用される、す なわち、フェリシアン化物及びキノンが使用され、上述の如くゼラチンフィルム に含まれる。 このシステムにて使用される化学物質は当該分野にて周知であるから、その詳 細は説明しない。ぶどう糖の濃度は、最初に凹部２０に入れられた血液のサンプ ルによって測定されると言うにとどめておく。サンプル内のぶどう糖によって、 フェリシアン化カリウムのフェロシアン化カリウムへの順反応を生じる。潜伏期 間の間に順反応が完了したとき、励起電極１４への電圧印加（線７６）によって 、フェロシアン化カリウムのフェリシアン化カリウムへの逆反応の結果生じる小 電流の発生が検知電極１２でみられる。逆反応中の電子の流れ（線７８）が検知 されて測定される。 図６及び図７を参照しながら、図２の機器の動作を説明する。最初に（図６） 、マイクロプロセッサ４２は、接点Ａ及びＢの短絡と接点Ｃ及びＤの短絡を検知 することによって、サンプル帯片１０の挿入を検出する（ステップ１０ ０）。マイクロプロセッサ４２がサンプル帯片１０の存在を検出するまで、手順 は循環する。サンプル帯片１０の存在を検出し且つ接点Ａ及びＢ、接点Ｃ及びＤ 間の接触抵抗値が適切な限界内にあることが測定されると直ちに、マイクロプロ セッサ４２によって、励起電源２３は励起電極１４に励起電圧レベル６２（図３ ）を印加する。この印加は、サンプル帯片１０のサンプルの投与前に行われて、 電極１２，１４間のリーク電流の測定を可能にしている。同時に、マイクロプロ セッサ４２は、ＲＯＭキー４８からリーク電流しきい値（ｉ_max）を得て、この 値をＡ／Ｄコンバータ３４から送られてくる測定リーク電流ｉと比較する（ステ ップ１０２，１０４）。リーク電流ｉがリーク電流しきい値（ｉ_max）よりも小 さければ、リーク電流が限界内にあるので、処理は続行する。もしそうでなけれ ば、サンプル帯片は排除される。 このとき、マイクロプロセッサ４２は、「しずく検出」状態に入り、血液のし ずくが凹部２０に配置されたときと、血液の容積が凹部２０に入れられた酵素反 応体を完全に濡らすのに十分であるか否かが測定される。最初に、マイクロプロ セッサ４２は、ＲＯＭキー４８から１対の定数、すなわちしずく検出しきい値と サンプル寸法しきい値（７２）とをロードする。次に、マイクロプロセッサ４２ は、測定されたリーク電流値ｉをしずく検出しきい値に加算して、図４に示すし ずく検出しきい値６８を測定する（ステップ １０６）。次に、マイクロプロセッサ４８によって、ディスプレイ４４は、サン プル帯片のサンプルに対する準備がなされたことをユーザに示す。 マイクロプロセッサ４２は、待機状態に入る（励起電圧レベル６２の励起電極 １４への印加は継続される）。１滴の血液が凹部２０に供給されたとき、電流の 増加が検知され（図４のパルス６４）、測定電流値がしきい値６８を越えたとき 、しずくが検出されたものとして表示される（ステップ１０８）。次に、例えば ９秒の潜伏タイミング期間が始まる。サンプル寸法猶予時間ｄも始まり、その後 、パルス６４の第２の測定が行われる（ステップ１１０）。検出電流がサンプル 寸法しきい値７２を越えた場合、十分な血液が凹部２０に存在して凹部内部に位 置する酵素反応体を水和させたことが判る。もしそうでなければ、エラーが表示 される。ＹＥＳであれば、処理は進行し、マイクロプロセッサ４２によって、励 起電圧Ｖ_eの接点Ａからの除去が生じる（ステップ１１４）。 潜伏時間期間の終了後、マイクロプロセッサ４２によって、励起電源２３は接 点Ａに励起電圧（図３の線７６）を印加する（ステップ１１６）。Ｖ_eレベル７ ６の印加によって、上述の酵素反応の逆が生じ、励起電極１４と検知電極１２と の間で電流（図３の線７８）が生じる。このとき、「測定期間」が始まり、図５ に示すように、複数の電流測定値８２，８４，８６が計測され（測定値８８まで ）、結 果が記憶される（図５及びステップ１１８、図７参照）。各測定値は、カウント ｋに対応した時間間隔毎に測定される。図５において、１４の時間間隔が示され 、第２番目の間隔が終了するまで電流測定は行われず、電流の読み取りが測定可 能な最大電流値を上回ることを防止している。 電流値８２，８４，８６等が測定されている時間において、第２の電流測定と その後の電流測定の各々の後、「デルタ（delta）」フェールセーフ計算を行う （ステップ１２０）。線７８は、コットレルの曲線に従うならば、単調に減少し 、電流測定値の各々は、少なくとも所定のデルタフェールセーフしきい値だけ前 の電流測定値よりも小さくなる。かかるデルタフェールセーフしきい値は、ＲＯ Ｍキー４８から得られ、マイクロプロセッサ４２によってアクセスされる。 ステップ１２０に示すように、マイクロプロセッサ４２は、検知電流ｉ_kの各 々が、前にサンプルされた電流値（ｉ_k-1）にデルタフェールセーフしきい値を 加算した値よりも小さいか、または等しいかどうかを判定する。検知電流値がこ のテストを満たさなければ、電流波形が予測される単調な関係を呈していないと いう判定に基づいて、ユーザに（ディスプレイ４４を介して）失敗のメッセージ を送る。このテストは、最後の電流サンプル８８を含む各電流サンプルに対して 繰り返される。すなわち、処理はステップ１２４にて示すように繰り返される。 電流測定値８８が測定されると直ちに、手順は、「電流和」フェールセーフ測 定に移行する。電流和フェールセーフ処理は、測定期間中にコットレル反応に関 する別のチェックを実行する。最終の電流サンプル８８が得られたとき、これに 、ＲＯＭキー４８からマイクロプロセッサ４２によってアクセスされた２つの定 数（すなわち値）が乗算される。次に、乗算の結果は、全ての検出電流８２，８ ４，８６・・・の和がテストされる２つの限界値として使用される。和が２つの 限界値の間にくれば、線７８は、コットレルの関係に従っていることが判る。こ れらの動作は、図７のステップ１２２，１２４，１２６，１２８に示されている 。電流和Ｉ_SUMは、次式で計算される（ステップ１２２）。 なお、ｉ_kはｍ個の電流サンプルの１つである。 次に、Ｉ_SUMが、次式に示すように、限界値よりも上方または下方にあるか否 かが判定される（ステップ１２８）。 ｉ_m Ｋ_u ＞ Ｉ_SUM ＞ ｉ_m Ｋ_l なお、Ｋ_lは下方限界定数、Ｋ_uは上方限界定数、ｉ_mは最終の電流サンプルで ある。 ステップ１２８に示すテストが満たされなければ、失敗 信号が発せられる。しかしながら、テストが満たされれば、次に、ぶどう糖の計 算が続き（ステップ１３０）、結果がユーザに表示される。 電流和のフェールセーフテストの基本は、次の証拠から決められる。 最初に、次式に示す検出電流の全てと最後に検出された電流との比ｒを考える 。 コットレル関係を満たす電流曲線に対して、かかる比が任意の因子（ぶどう糖 の濃度を含む）と独立して同一の値ｒ_cottrellを有することが証明される。 コットレル反応特性は（Ｂ）に示す式によって与えられる。 なお、式（Ｂ）において、ｎは１のぶどう糖分子当たりの自由電子の個数であ り、Ｆはファラデー定数であり、Ａは作動電極表面積であり、ｔは励起されてか らの経過時間であり、Ｄは拡散定数であり、Ｃはぶどう糖の濃度である。これら のパラメータにおいて、ｎ及びＦは定数であり、Ａは帯片の設計によって決めら れ、Ｄ及びＣは線から線へ変 化する可能性があるが所定テストに対する電流トレースの間は一定である。この ように、時間ｔ以外の式Ｂの全パラメータは、所定電流トレースに対して一定で ある。 式（Ｂ）からコットレルの表現による式（Ａ）における電流項ｉ_kの置換によ って、次式が得られる。 分子及び分母の定数項を省略することによって、式（Ｃ）は次のようになる。 式（Ｄ）を検討すると、曲線がコットレルの関係を有するならば、この曲線の 電流によって計算された式Ａに示される比ｒは、ｒ_cottrellに等しくなければな らない。逆に、曲線がコットレルの関係を持たなければ、式（Ａ）から対応する 比ｒは、ｒ_cottrellとは異なる。 コットレルモデル（Ｂ）は、非常に精確であるが、所詮モデルにすぎず、実際 には、コットレル関係を呈する曲線 に対してｒとｒ_cottrellとの間には若干の差が存在する。この差を許容するため に、ｒ_cottrellとの正確な等式を検討する替わりに、算出された比ｒは、上限ｒ_cottrell ＋ε_u・ｒ_cottrell及び下限ｒ_cottrell−ε_l・ｒ_cottrellと比較される 。なお、ε_u及びε_lは小数である。 次に示す不等式、すなわち、 ｒ_cottrell＋ε_uｒ_cottrell ＞ｒ＞ｒ_cottrell−ε_lｒ_cottrell は、次に示す比較と等価である。 （ｒ_cottrell＋ε_uｒ_cottrell）＊i_m なお、Ｋ_u＝（ｒ_cottrell＋ε_uｒ_cottrell）＊ｉ_m Ｋ_l＝（ｒ_cottrell−ε_lｒ_cottrell）＊ｉ_m と置換することによって、不等式（Ｅ）は不等式（Ｆ）になる。 かかる式は、図７に示すフェールセーフテストとして使用される（ステップ１ ２８）。 上記記載は本発明の例示にすぎないことを理解すべきである。様々な変形例及 び適用例が、当業者においては本発明から逸脱することなく導き出される。従っ て、本発明は、 従属の請求項の範囲内に全ての変形例及び適用例を含むものである。

【手続補正書】 【提出日】１９９５年８月１７日 【補正内容】 「 請求の範囲 １． 電気的に絶縁された励起電極及び検知電極とかかる電極を橋絡するサン プル凹部とを含み前記凹部に分析反応体があるサンプル帯片を受け入れるバイオ センシングメータであって、 前記励起電極に励起電位を供給する励起供給手段と、 前記検知電極に接続されて所定容積の生物流体が前記サンプル凹部に配置され て前記励起電極と前記検知電極との間に電流路を生成したとき出力信号を生成す る検知増幅手段と、 前記検知増幅手段に接続されるプロセッサ手段であって、最初に前記出力信号 が第１のしきい値を越えたか否かをテストし、２番目に前記出力信号がその後第 ２のより大なるしきい値を越えたか否かをテストし、前記第１のしきい値を越え た出力信号は前記サンプルセルでの前記容積の表示として認められ、前記第２の より大なるしきい値を越えた出力信号は前記容積が前記生物流体の分析に対して 次の測定を可能とすることの表示として認められるプロセッサ手段とからなり、 前記プロセッサ手段は、前記出力信号が前記第２のより大なるしきい値を越え た後でのみ次の測定を可能とすることを特徴とするバイオセンシングメータ。 ２． 前記プロセッサは、所定猶予の後、前記第２のテストを実行し、前記所 定猶予によって前記容量の生物流体は前記分析反応体を濡らすことが可能となる ことを特徴とする請求項１記載のバイオセンシングメータ。 ３． 前記増幅手段は、前記サンプル凹部に前記容量の生物流体を置く前に前 記励起電極と前記検知電極との間のリーク電流値を示すリーク信号値を生成し、 さらに、 リーク電流しきい値、しずく検出しきい値、及び前記第２しきい値を含む記憶 された値を有するメモリを含むキー手段を有し、 前記プロセッサ手段は前記リーク電流値が前記リーク電流しきい値を上回るか 否かを測定し、上回らなければ前記リーク電流値を前記しずく検出しきい値に加 算して前記第１しきい値を導出することを特徴とする請求項１記載のバイオセン シングメータ。 ４． 前記プロセッサ手段は、前記キー手段から前記第２しきい値を使用して 前記容量によって前記次の測定が可能となることを測定すること を特徴とする請 求項３記載のバイオセンシングメータ。 ５． １対の電極手段と前記１対の電極手段を橋絡する反応領域を含む分析反 応体とを含むサンプル帯片を受け入れ、且つ前記反応領域を流れる電流がコット レル関係に従い変化するかどうかを測定するバイオセンシングメータであって、 分析物を含むサンプルが前記反応領域に配置された後で複数の測定時間におい て前記反応領域の電流の複数の読み取り値を得る検知増幅手段と、 複数の電流読み取り値の各々を直前の電流読み取り値と比較して前記電流読み 取り値の各々が直前の電流読み取り値よりも小さい値を呈するかどうかをテスト するプロセッサ手段であって、小さい値を呈さねば前記テストの失敗を示す信号 を発するプロセッサ手段と をさらに有することを特徴とするバイオセンシングメータ。 ６． 微小変化値である記憶された値を有するメモリを含む差込み自在なキー 手段をさらに有し、 前記プロセッサ手段は、前記差込み自在なキー手段からアクセスされた前記微 小変化量を前記電流読み取り値の１つと加算することによって前記テストを実行 し、前記加算値を前記電流読み取り値の他のものと比較することを特徴とする請 求項５記載のバイオセンシングメータ。 ７． １対の電極手段と前記１対の電極手段を橋絡する反応領域を含む分析反 応体とを含むサンプル帯片を受け入れ、且つ前記反応領域を流れる電流がコット レル関係に従って変化するかどうかを測定するバイオセンシングメータであって 、 分析物を含むサンプルが前記反応領域に配置された後で複数ｍの測定時間にお いて前記反応領域の複数の電流値を得る検知増幅手段と、 前記電流値の和を算出し、ｍ番目の測定時間に測定された電流値に対する前記 和の値の比が所定範囲内にあるかどうかを測定するプロセッサ手段であって、前 記和の値の比が所定範囲内にあればさらなる測定に移行するプロセッサ手段と からなることを特徴とするバイオセンシングメータ。 ８． 上方比較定数（Ｋ_u）及び下方比較定数（Ｋ_l）である記憶された値を有 するメモリを含むキー手段をさらに有し、 前記プロセッサ手段は前記上方比較定数及び下方比較定数を使用して前記範囲 を画定することを特徴とする請求項７記載のバイオセンシングメータ。 ９． テストセルの反応領域を流れるとともに前記反応領域の分析物の濃度に 依存し且つコットレルの式によって形状が画定される曲線に従って変化する電流 ｉを測定するシステムにおいて、前記電流がコットレルの式により変化している ことを測定する方法であって、 （ａ） 複数の測定時間ｔ_n，ｔ_n+1，ｔ_n+2，・・・ｔ_mで前記電流ｉを測定し て電流値ｉ_n，ｉ_n+1，ｉ_n+2，・・・ｉ_mを導出する行程と、 （ｂ） 電流値の各々を直後の電流値と比較してこの直後の電流値が少なくと もしきい値分だけ小さいかどうかをテストする行程と、 （ｃ） 行程ｂのテストが条件を満たさなければ、前記テストセルの前記測定 電流が前記コットレルの式に従って変化していないことを示す信号を生成する行 程と からなることを特徴とする方法。 １０． テストセルの反応領域を流れるとともに反応領域の分析物の濃度に依 存し且つコットレルの式によって形状が画定される曲線に追従して変化する電流 ｉを測定するシステムにおいて、前記電流がコットレルの式により変化している ことを測定する方法であって、 （ａ） 複数の測定時間ｔ_n，ｔ_n+1，ｆ_n+2，・・・ｔ_mで前記電流ｉを測定し て電流値ｉ_n，ｉ_n+1，ｉ_n+2，・・・ｉ_mを導出する行程と、 （ｂ） 前記電流値ｉ_nから電流値ｉ_mまでを加算してかかる和の電流値ｉ_mに 対する比が所定定数範囲内にあるかどうかを判定する行程と、 前記比が前記所定定数範囲内になければ、 （ｃ） 前記テストセルの前記測定電流が前記コットレルの式に従って変化し ていないことを示す信号を生成する行程と からなることを特徴とする方法。」

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 リッチー ポール ジー. アメリカ合衆国 インディアナ州 46256 インディアナポリス アイアンホースレ ーン 7617 (72)発明者 スヴェトニク ウラジミール アメリカ合衆国 インディアナ州 46032 カーメル セダーレイクコート 539

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １． 電気的に絶縁された励起電極及び検知電極とかかる電極を橋絡するサン プル凹部とを含み前記凹部に分析反応体があるサンプル帯片を受け入れるバイオ センシングメータであって、 前記励起電極に励起電位を供給する励起供給手段と、 前記検知電極に接続されて所定容積の生物流体が前記サンプル凹部に配置され て前記励起電極と前記検知電極との間に電流路を生成したとき出力信号を生成す る検知増幅手段と、 前記検知増幅手段に接続されるプロセッサ手段であって、最初に前記出力信号 が第１のしきい値を越えたか否かをテストし、２番目に前記出力信号がその後第 ２のより大なるしきい値を越えたか否かをテストし、前記第１のしきい値を越え た出力信号は前記サンプルセルでの前記容積の表示として認められ、前記第２の より大なるしきい値を越えた出力信号は前記容積が前記生物流体の分析に対して 次の測定を可能とするには十分であることの表示として認められるプロセッサ手 段とからなり、 前記プロセッサ手段は、前記出力信号が前記第２のより大なるしきい値を越え た後でのみ次の測定を可能とすることを特徴とするバイオセンシングメータ。 ２． 前記プロセッサは、所定猶予の後、前記第２のテ ストを実行し、前記所定猶予は前記容量の生物流体が前記分析反応体を実質的に 濡らすことを可能とするには十分であることを特徴とする請求項１記載のバイオ センシングメータ。 ３． 前記増幅手段は、前記サンプル凹部に前記容量の生物流体を置く前に前 記励起電極と前記検知電極との間のリーク電流値を示すリーク信号値を生成し、 さらに、 リーク電流しきい値、しずく検出しきい値、及び前記第２しきい値を含む記憶 された値を有するメモリを含むキー手段を有し、 前記プロセッサ手段は前記リーク電流値が前記リーク電流しきい値を上回るか 否かを測定し、上回らなければ前記リーク電流値を前記しずく検出しきい値に加 算して前記第１しきい値を導出することを特徴とする請求項１記載のバイオセン シングメータ。 ４． 前記プロセッサ手段は、前記容量が前記次の測定を行うには十分である という測定のとき、前記キー手段から前記第２しきい値を使用することを特徴と する請求項３記載のバイオセンシングメータ。 ５． １対の電極手段と前記１対の電極手段を橋絡する反応領域を含む分析反 応体とを含むサンプル帯片を受け入れ、且つ前記反応領域を流れる電流がコット レル関係に従い変化するかどうかを測定するバイオセンシングメータで あって、 分析物を含むサンプルが前記反応領域に配置された後で複数の測定時間におい て前記反応領域の電流の複数の読み取り値を得る検知増幅手段と、 複数の電流読み取り値の各々を直前の電流読み取り値と比較して前記電流読み 取り値の各々が直前の電流読み取り値よりも小さい値を呈するかどうかをテスト するプロセッサ手段であって、小さい値を呈さねば前記テストの失敗を示す信号 を発するプロセッサ手段と をさらに有することを特徴とするバイオセンシングメータ。 ６． 微小変化値である記憶された値を有するメモリを含む差込み自在なキー 手段をさらに有し、 前記プロセッサ手段は、前記差込み自在なキー手段からアクセスされた前記微 小変化量を前記電流読み取り値の１つと加算することによって前記テストを実行 し、前記加算値を前記電流読み取り値の他のものと比較することを特徴とする請 求項５記載のバイオセンシングメータ。 ７． １対の電極手段と前記１対の電極手段を橋絡する反応領域を含む分析反 応体とを含むサンプル帯片を受け入れ、且つ前記反応領域を流れる電流が所定の コットレル関係に従って変化するかどうかを測定するバイオセンシングメータで あって、 分析物を含むサンプルが前記反応領域に配置された後で複数ｍの測定時間にお いて前記反応領域の複数の電流値を 得る検知増幅手段と、 前記電流値の和を算出し、ｍ番目の測定時間に測定された電流値に対する前記 和の値の比が所定範囲内にあるかどうかを測定するプロセッサ手段であって、前 記和の値の比が所定範囲内にあればさらなる測定に移行するプロセッサ手段と からなることを特徴とするバイオセンシングメータ。 ８． 上方比較定数（Ｋ_u）及び下方比較定数（Ｋ_l）である記憶された値を有 するメモリを含むキー手段をさらに有し、 前記プロセッサ手段は前記上方比較定数及び下方比較定数を使用して前記範囲 を画定することを特徴とする請求項７記載のバイオセンシングメータ。 ９． テストセルの反応領域を流れるとともに前記反応領域の分析物の濃度に 依存し且つコットレルの式によって形状が画定される曲線に従って変化する電流 ｉを測定するシステムにおいて、前記電流がコットレルの式により変化している ことを測定する方法であって、 （ａ） 複数の測定時間ｔ_n，ｔ_n+1，ｔ_n+2，・・・ｔ_mで前記電流ｉを測定し て電流値ｉ_n，ｉ_n+1，ｉ_n+2，・・・ｉ_mを導出する行程と、 （ｂ） 電流値の各々を直後の電流値と比較してこの直後の電流値が少なくと もしきい値分だけ小さいかどうかをテストする行程と、 （ｃ） 行程ｂのテストが条件を満たさなければ、前記テストセルの前記測定 電流が前記コットレルの式に従って変化していないことを示す信号を生成する行 程と からなることを特徴とする方法。 １０． テストセルの反応領域を流れるとともに反応領域の分析物の濃度に依 存し且つコットレルの式によって形状が画定される曲線に追従して変化する電流 ｉを測定するシステムにおいて、前記電流がコットレルの式により変化している ことを測定する方法であって、 （ａ） 複数の測定時間ｔ_n，ｔ_n+1，ｔ_n+2，・・・ｔ_mで前記電流ｉを測定し て電流値ｉ_n，ｉ_n+1，ｉ_n+2，・・・ｉ_mを導出する行程と、 （ｂ） 前記電流値ｉ_nから電流値ｉ_mまでを加算してかかる和の電流値ｉ_mに 対する比が所定定数範囲内にあるかどうかを判定する行程と、 前記比が前記所定定数範囲内になければ、 （ｃ） 前記テストセルの前記測定電流が前記コットレルの式に従って変化し ていないことを示す信号を生成する行程と からなることを特徴とする方法。