专利名称：自动判别检体液种的定量方法及生物传感器用标准液的制作方法
技术领域：
本发明涉及一种在生物传感器用的测量装置中以电化学方式定量被供给到生物传感器的检体液中的基质含有量时，自动地判别该检体液是测量对象的试样液还是用于管理上述测量装置的测量精度的标准液的定量方法，特别涉及一种减低因上述检体液中的基质含有量的测量误差而导致的检体液种的判别错误的、自动地判别检体液种的定量方法以及该生物传感器用标准液。
背景技术：
生物传感器是指利用微生物、酶(酵素)、抗体、DNA、RNA等的生物材料的分子识别能力，将生物材料作为分子识别因子进行应用的、对检体中的基质含有量进行定量的传感器。即，生物传感器利用在生物材料识别到目标基质时所起的反应、例如因微生物的呼吸而引起的氧气的消耗、酶反应、发光等，对检体中所含有的基质的含有量进行定量。
在如上述那样的各种生物传感器中，例如，作为葡萄糖、乳酸、胆固醇、氨基酸用的生物传感器的酶传感器的实用化不断推进，并在医疗计测或食品工业中得以应用。该酶传感器，借助于通过检体(例如血液等的试样液)中所含有的基质(例如葡萄糖等)和酶等的反应而生成电子来还原电子传达体，该酶传感器用的测量装置通过对上述电子传达体的还原量以电化学方式进行计测来进行检体中的基质含有量的定量分析。
如此，人体的体液中所含有的基质的定量在特定的生理异常的诊断或治疗上是非常重要的，特别是对糖尿病患者来说，必须频繁地掌握血液中的葡萄糖浓度。
作为上述生物传感器，以往人们提出了各种各样的技术方案。下面，利于图1来说明以往的生物传感器。图1(a)是表示生物传感器的结构的分解透视图。图1(b)是图1(a)的生物传感器的平面图。
在图1(a)中，生物传感器15具备由聚对苯二甲酸乙二醇酯等组成的绝缘性的基板(以下，简称为“基板”。)1、具有切口部7的隔板6、设置了气孔9的绝缘性的基板8、试剂层5，并在上述绝缘性的基板8与上述基板1之间夹入上述隔板6与上述试剂层5一体地进行配置。
在上述基板1的表面上，借助于网板印刷法或溅射蒸镀法形成例如由金、钯等贵金属或碳等电传导性物质组成的导体层10，该基板1上的导体层10由多个狭缝所分割，形成有对电极3、测量电极2和检测电极4。然后，在上述对电极3上进一步形成有大致呈圆弧状的狭缝13、14。此外，在图1中，表示了上述导体层10形成在基板1的整个面的情况。但是，该导体层10形成在基板1上的一部分即可，另外，对于各电极2、3、4也是形成在基板1上的一部分即可。
上述隔板6被配置成覆盖上述基板1上的对电极3、测量电极2和检测电极4。然后，借助于设置于上述隔板6的前缘部中央的长方形的切口部7形成检体供给通路7a。当作为检体的血液等试样液被滴在作为该检体供给通路7a的前端的检体滴着部15a时，由于毛细管现象而大致沿水平方向朝向气孔9被吸引过去。
通过将含有酶、电子接受体和亲水性高分子等的试剂涂覆在从上述隔板6的切口部7露出的上述基板1上的对电极3、测量电极2和检测电极4上而形成上述试剂层5。由形成在上述对电极3上的圆弧状的狭缝13、14来限制因该基板1上的试剂的涂覆而引起的扩展。
在此，作为上述试剂所含有的酶，能够使用葡萄糖氧化酶、乳酸氧化酶、胆固醇氧化酶、胆固醇酯酶、尿酸酶、抗坏血酸氧化酶、胆红素氧化酶、葡萄糖脱氢酶、乳酸脱氢酶等。另外，作为电子接受体，最好是铁氰化钾，但是，除铁氰化钾以外，还能够使用对苯醌及其衍生物，吩嗪甲基硫酸盐、亚甲蓝、二茂铁及其衍生物等。在这里列举出的生物传感器15的试剂层5所含有的酶、电子接受体的具体例子，特别适用于对作为检体的人体的血液中所含有的、作为基质的葡萄糖、乳酸、胆固醇的含有量进行定量。并且，在利用这样的生物传感器15，例如进行人体的血液中的葡萄糖的定量之际，作为上述试剂层5所含有的氧化还原酶将使用葡萄糖脱氢酶，另外，作为电子接受体将使用铁氰化钾。
下面，说明利用具有上述结构的生物传感器15对检体中的基质的含有量进行定量的情形。此外，在这里，对用生物传感器15进行的人体的血液中所含有的葡萄糖的定量进行了披露，但通过适当地选择上述生物传感器15的试剂层5中所含有的酶，还可以对乳酸、胆固醇其他的基质进行定量。
首先，当将从人体提取的血液滴在上述生物传感器15的检体供给通路7a的检体滴着部15a时，上述试剂层5所含有的作为葡萄糖脱氢酶的上述氧化还原酶和作为铁氰化钾的上述电子接受体溶解于被吸引到该检体供给通路7a的血液中，由此，在作为血液中的基质的葡萄糖与上述氧化还原酶之间进行酶反应，进而，通过该酶反应使作为上述电子接受体的铁氰化钾还原并生成亚铁氰化物(亚铁氰化钾)。此外，此一系列的反应(氧化还原酶的酶反应以及电子接受体的还原)主要是在上述检体供给通路7a上进行。
然后，对作为上述被还原的电子接受体的亚铁氰化钾以电化学方式进行氧化，并在后述的生物传感器用的测量装置中，借助于导体层10上的对电极3、测量电极2和检测电极4来读取此时所获得的伴随上述电化学变化的电流值，根据该电流值来测定血液中的葡萄糖浓度。
然后，如图2所示，通过将上述生物传感器15插入到上述生物传感器用的测量装置16来进行该检体液中的基质的定量。
下面，利用图2来说明在由生物传感器15和生物传感器用的测量装置16组成的生物传感器系统中对人体的血液中的葡萄糖进行定量的动作。图2是表示现有技术中的生物传感器系统的结构的图。
首先，就上述生物传感器的结构进行说明。如图2所示，生物传感器系统，具备上述的生物传感器15、自由拆装地安装着该生物传感器15的生物传感器用的测量装置16，用该测量装置16对被滴在该生物传感器15的检体滴着部15a上的检体中所含有的基质的量进行定量。而且，上述生物传感器用的测量装置16具有自由拆装地安装上述生物传感器15的插入部17，对该生物传感器的电极外加电压的驱动电源(未图示)以及显示由该驱动电源外加电压所得到的检体中的基质的定量结果的显示部18。此外，上述生物传感器用的测量装置16与上述生物传感器15的各电极的连接还可以是导线。
然后，在利用具有这种结构的生物传感器系统对血液中的葡萄糖等基质的含有量进行定量的情况下，首先，由用户将上述生物传感器15插入测量装置16。然后，借助于上述测量装置16，在上述生物传感器15的基板1上的对电极1与测量电极2之间被外加了恒定电压的状态下，用户将血液滴在检体滴着部15a上。被滴着的血液朝向上述气孔9被吸引到生物传感器15的内部，由此开始试剂层5的溶解。
此时，测量装置16，对在上述生物传感器15的电极2、3间所产生的电气变化进行检测并开始定量动作。
在上述生物传感器用的测量装置16侧，首先在被插入到该测量装置16的生物传感器15的电极2、3间外加了恒定电压后，检测到作为血液的试样液被滴在作为该生物传感器15的酶反应层的上述检体供给通路7a的检体滴着部15a，之后暂时停止向上述电极2、3间外加电压，在一定时间后再次外加恒定电压，此时，通过测定在该电极2、3间流过的电流对血液中的葡萄糖进行定量，并计算出血糖值(例如，参照日本专利公开特开平3-287064号公报，第2项)。
作为这种生物传感器系统中的、近年来所要求的性能，可举出测定时间的进一步缩短化。
但是，在借助于上述生物传感器对血液中的基质高速进行定量的情况下，作为检体的血液的粘性会对其测量精度带来较大的影响。为了解决这个问题，作为通过上述生物传感器高精度地进行测定的定量方法，公开了下述的方法，即，在通过测量装置16，以第1期间在生物传感器的对电极3、测量电极2间外加了第1电位后，在待机时间期间停止外加电位，在经过该待机时间后，以第2期间在上述对电极3、测量电极2间外加比上述第1电位还小的电位即、第2电位，并测定所输出的电流(例如，参照WO02/44705A1公报，第21项)。
进而，最近，在对血糖值进行定量的小型简易血糖值测定系统等中，已开发出具备多种多样功能的商品，例如，在该血糖值测定系统中，尤其将重点放在了诸如测量数据的管理、加工等的数据管理领域。并且一般而言，在由上述生物传感器和该生物传感器用的测量装置组成的生物传感器系统中，为了维持、管理其测量精度，而使用专用的标准液定期地进行测量精度的管理。
这里，作为现有技术中的上述生物传感器用的标准液，公开了一种包含水、规定量的葡萄糖、苍耳烷以及作为反应速度调节剂的磷酸盐的标准液(例如，参照WO93/21928-A公报，第1项)。另外，作为其他的例子，还公开了一种包含用于葡萄糖测定的规定量的葡萄糖、水、增粘剂、缓冲剂、防腐剂、表面活性剂、着色或颜色形成化合物的混合物的无血清对照试剂等(例如，参照WO95/13536-A公报，第1～第8项)。
并且，在利用上述标准液进行测量装置的测量精度的管理的现有的生物传感器系统中，为了使标准液的测量数据不与被用作普通的试样液的体液等的测量数据混淆进行处理，而进行以下对应，即，在将标准液导入该生物传感器系统之际，事先在测量装置上通过规定的手动操作切换到上述标准液的测量模式，以对上述标准液的测量数据和试样液的测量数据进行识别。
相对于此，近年来，提供了一种自动判别检体液种的方案，作为其方法，公开了以下内容，即，将对作为各检体的每一试样液所测定的电流值与该电流值的时间微分值之比作为鉴别各检体液的鉴别参数，并定义用于识别作为对象的多个检体液的种类的、将上述鉴别参数作为独立变量的鉴别函数，并将在该鉴别函数中把上述鉴别参数的值代入所得到的数值作为鉴别指标，基于该判别指标自动地鉴别试样的种类(例如，参照WO01/40787A1公报，第1项)。
但是，在采用上述自动地判别检体液种的方法中，由于下述各种各样的原因，而存在无法高精度地判别检体液种，不能被实用化之类的现状。
下面，利用图3具体地阐述其原因。图3是表示在生物传感器系统中，在对被滴着现有的标准液、或各种条件的血液的生物传感器外加了电压之际所测定的氧化电流值的波形的图，图3(a)表示现有的标准液a和血细胞比容值不同的3种血液b～d的电流波形，图3(b)表示现有的标准液a和含有不同的妨害物质的3种血液e～f的电流波形，图3(c)表示现有的标准液a和环境温度不同的3种血液h～i的电流波形。图3的测定基于图4所示的测定轮廓来进行测定。详细而言，如上述WO02/44705A1公报所示那样，测量装置16，在以第1电位期间(从时刻t0到t1)对被滴着各检体的生物传感器的对电极3、测量电极2间外加了第1电位后，在待机时间期间(从时刻t1到t2)停止外加，在经过该待机时间后，以第2电位期间(从时刻t2到t3)外加比上述第1电位还小的电位，即第2电位。此外，虽然在这里设第1电位为0.5V、第2电位为0.2V、第1电位期间为6秒、待机期间为6秒、第2电位期间为3秒来进行测定，但是，该外加电位和外加时间需要根据生物传感器15所使用的电极材料和试剂层5的条件来任意地进行设定。
首先，对于第1个原因可列举被用作试样液的血液的构成成分的个人差异。
由于对血液的粘性带来影响的血细胞比容值因用户不同而各种各样，所以，血细胞比容值不同的血液的电流波形如图3(a)的波形b～d所示那样表现出各种各样的形状。此外，图3(a)中的a是现有的标准液的电流波形，b是血细胞比容值为20％的血液的电流波形，c是血细胞比容值为45％的血液的电流波形，d是血细胞比容值为60％的血液的电流波形。
另外，由于对测定值带来影响的各种各样的被称为妨害物质的物质、例如抗坏血酸、尿酸、胆红素等也对每个用户来说各不相同，所以含有上述妨害物质的血液的电流波形如图3(b)的波形e～g所示那样表现出各种各样的形状。此外，图3(b)中的e是含有抗坏血酸(10mg/dl)的血液的电流波形，f是含有尿酸(10mg/dl)的血液的电流波形，g是含有胆红素(10mg/dl)的血液的电流波形。
然后其结果，如由图3(a)、(b)也可明白那样，由于现有的标准液的电流波形a与如上述那样存在个人差异的血液的电流波形b～g的差异极小，所以现有的标准液与各试样液的高精度的判别就很困难。
接着，作为第2个原因可列举用户使用血糖测量系统的环境条件不同。
使用血糖测量系统的环境条件因用户不同而各种各样，若其使用环境条件、例如环境温度遍及较宽的范围(例如，从10℃到40℃)，则因其环境温度而导致检体液中所含有的基质与试剂层的溶解性及其反应速度发生变化，所以环境条件不同的血液的电流波形如图3(c)的波形h～j所示那样表现出各种各样的形状。此外，图3(c)的h表示环境温度为40℃的血液的电流波形，i表示环境温度为25℃的血液的电流波形，j表示环境温度为10℃的血液的电流波形。然后与上述同样，在这种情形下也如由图3(c)可明白那样，由于现有的标准液的电流波形a与环境条件不同的血液的电流波形h～j的差异极小，所以现有的标准液与各试样液的高精度的判别就很困难。此外，设图3(c)的现有的标准液a的环境温度为25℃。
这样在现有的标准液中，由于其电流波形与作为试样液的各种条件的血液的电流波形极其类似，所以测量装置16以通过测定所得到的电流波形为基础来自动判别测定中的检体液种是标准液还是试样液，就容易招致对该检体液种的错误判别，因此，在现有技术的测量装置16中就不得不如上所述那样构成为借助于手动操作来切换测量模式。
发明内容
本发明就是鉴于上述课题而完成的，其目的在于提供一种高精度的、可削减检体液种的判别错误的生物传感器用标准液以及利用该标准液自动地判别检体液种的定量方法。
为了解决上述课题，本发明的一个技术方案提供一种用于管理测量装置的测量精度的标准液，该测量装置借助于驱动电源对具有包括测量电极和对电极的电极部以及与被供给到该电极部的试样液进行反应的试剂层的生物传感器的电极部外加电压，并以电化学方式测量上述试样液与上述试剂层的反应，从而对该试样液中所包含的基质进行定量，该标准液包含还原性物质。
据此，就能够提供一种标准液，可容易地进行以往较为困难的借助于测量装置的检体液种的判别而不会发生判别错误。
进而，根据本发明的标准液，在借助于上述测量装置的驱动电源对被供给了该标准液的生物传感器的电极部外加第1电位时和在借助于上述测量装置的驱动电源对被供给了上述试样液的生物传感器的电极部外加第1电位时，显示出明显不同的氧化电流波形；而在向被供给了该标准液的生物传感器的电极部外加比上述第1电位小的第2电位时和在向被供给了上述试样液的生物传感器的电极部外加上述第2电位时，则显示出类似的氧化电流波形。
据此，就能够提供一种标准液，可判别检体液种而不会影响在对测量装置的测量精度进行管理之际所用的值即在外加了第2电位时所流过的氧化电流值。
进而，根据本发明的标准液，在借助于上述测量装置的驱动电源对被供给了该标准液的生物传感器的电极部外加上述第1电位时所流过的氧化电流值比在外加上述第2电压时所流过的氧化电流值大。
据此，就能够基于标准液的氧化电流的电流波形容易地判别检体液种。
进而，根据本发明的标准液，上述还原性物质在相对于Ag/AgCl的参考电极上述测量电极的电位为0.1V～1.0V时被氧化。
据此，就能够提供一种标准液，在生物传感器的电极部除了测量电极和对电极之外还包括Ag/AgCl的参考电极时也可容易地进行借助于测量装置的检体液种的判别而不会发生判别错误。
进而，根据本发明的标准液，上述还原性物质是尿酸、胆红素、抗坏血酸、亚甲蓝、二(2-羟乙基)亚氨基三(羟甲基)甲烷、N，N-二(2-羟乙基)-2-氨基乙烷磺酸、乙酰氨基苯酚中的至少一种。
据此，就能够提供一种标准液，可容易地进行以往较为困难的借助于测量装置的检体液种的判别而不会发生判别错误。
另外，本发明的另一技术方案还提供一种定量方法，基于在借助于测量装置的驱动电源以第1期间对具有包括对电极和测量电极的电极部以及与被供给到该电极部的试样液进行反应的试剂层的生物传感器的电极部外加了第1电压后停止外加一定时间，并在经过该一定时间后以第2期间对上述电极部外加比上述第1电位小的第2电位所得到的氧化电流值，对上述试样液中所包含的基质进行定量，对上述生物传感器的电极部供给包含还原性物质的标准液作为用于管理上述测量装置的测量精度的标准液；根据外加上述第1电位所得到的氧化电流值以及外加上述第2电位所得到的氧化电流值来判别被供给到上述生物传感器的检体的液种是上述试样液还是上述标准液。
由此，就能够容易地进行以往较为困难的借助于测量装置的检体液种的判别而不会发生判别错误。
进而，根据本发明的定量方法，在借助于上述测量装置的驱动电源对被供给了该标准液的生物传感器的电极部外加第1电位时和在借助于上述测量装置的驱动电源对被供给了上述试样液的生物传感器的电极部外加第1电位时，该标准液显示出明显不同的氧化电流波形；而在向被供给了该标准液的生物传感器的电极部外加比上述第1电位小的第2电位时和在向被供给了上述试样液的生物传感器的电极部外加了上述第2电位时，则显示出类似的氧化电流波形。
由此，就能够容易地判别检体液种而不会影响在对测量装置的测量精度进行管理之际所用的值即在外加了第2电位时所流过的氧化电流值。
进而，根据本发明的定量方法，该标准液在借助于上述测量装置的驱动电源对被供给了该标准液的生物传感器的电极部外加上述第1电位时所流过的氧化电流值比在外加了上述第2电压时所流过的氧化电流值大。
由此，就能够基于标准液的氧化电流的电流波形，容易地判别检体液种而不会发生判别错误。
进而，根据本发明的定量方法，利用外加上述第1电位所得到的氧化电流值与通过外加上述第2电位所得到的氧化电流值之比来判别被供给到上述生物传感器的检体的液种是上述试样液还是上述标准液。
由此，就能够容易地进行以往较为困难的借助于测量装置的检体液种的判别而不会发生判别错误。
进而，根据本发明的定量方法，基于外加上述第1电位所得到的氧化电流值和外加上述第2电位所得到的氧化电流值，计算出判别所用的参数，定义将该判别参数作为独立变量的判别函数，将把上述判别参数的值代入上述判别函数所得到数值作为判别指标，并基于该判别指标来判别被供给到上述生物传感器的检体的液种是上述试样液还是上述标准液。
由此，就能够高精度地进行借助于测量装置的检体液种的判别而不会发生判别错误。
进而，根据本发明的定量方法，上述还原性物质在相对于Ag/AgCl的参考电极上述测量电极的电位为0.1V～1.0V时被氧化。
由此，在生物传感器的电极部除了上述测量电极和对电极之外还包括Ag/AgCl的参考电极时也可精度良好地进行借助于测量装置的检体液种的判别而不会发生判别错误。
进而，根据本发明的定量方法，上述还原性物质是尿酸、胆红素、抗坏血酸、亚甲蓝、二(2-羟乙基)亚氨基三(羟甲基)甲烷、N，N-二(2-羟乙基)-2-氨基乙烷磺酸、乙酰氨基苯酚中的至少一种。
由此，就能够精度良好地进行以往较为困难的借助于测量装置的检体液种的判别而不会发生判别错误。
图1(a)是现有技术以及本实施方式1中的生物传感器的分解透视图，图1(b)是上述生物传感器的平面图。
图2是表示现有技术以及本实施方式1中的生物传感器系统的透视图。
图3(a)表示现有的标准液和血细胞比容值不同的血液的电流波形，图3(b)表示现有的标准液和含有不同的妨害物质的血液的电流波形，图3(c)表示现有的标准液和测定环境不同的血液的电流波形。
图4是表示现有技术以及本实施方式1中的测定轮廓的图。
图5是表示与本发明实施方式1有关的还原性物质的氧化电流-电位曲线的图。
图6是表示与本发明实施方式1有关的标准液、现有的标准液、标准血液的电流波形的图。
具体实施例方式
实施方式1本实施方式1，对标准液的组份进行改善，在具有与现有技术同样结构的生物传感器系统中可自动判别作为测量对象的检体的液种。
下面，使用附图来说明与本实施方式1有关的标准液。
一般而言，当在生物传感器系统中，使用标准液进行测量精度的管理之际，首先，在生物传感器上滴着标准液作为检体，基于图4所示的测定轮廓来测定氧化电流值，仅基于在时刻t3的时间点的电流值来测定标准液中的基质浓度。然后，通过检查所测定的基质浓度是否处于规定的范围内来进行上述测量装置的精度管理。从而，为了高精度地自动判别测定中的检体是试样液还是标准液而不对如上所述的测量装置的精度管理的动作带来影响，若能够区别试样液和标准液的电流波形而不改变上述标准液的氧化电流值的上述时刻t3的电流值即可。
因此，在本实施方式1中，对现有的标准液的组份进行改善以在图4的测定轮廓上的外加了第1电位的第1电位期间，测定到比现有的标准液大的电流值，在外加了第2电位的第2电位期间，测定到与现有的标准液相同的电流值，以该标准液的氧化电流波形为基础就可自动判别测定中的检体液种。
以下，就与本实施方式1有关的标准液的组份，以及使用该标准液自动地判别检体液种的定量方法进行说明。
首先，一边比较与本实施方式1有关的标准液的组份与现有的标准液的组份一边进行说明。
(现有的标准液组份)首先，作为用来进行葡萄糖测定的规定量的葡萄糖，准备低浓度40mg/dl、中浓度120mg/dl、高浓度350mg/dl三种类型。然后，作为缓冲剂在用磷酸氢二钠65mM和磷酸二氢钠35mM调整成pH7.0的缓冲液中，调配上述规定量的葡萄糖、0.1wt％的水溶性高分子的苍耳烷胶作为增粘剂、0.05wt％的SUPELCO公司制的ProClin作为防腐剂、0.04wt％的红色4号作为着色剂，以制作成葡萄糖的浓度不同的三种标准液。
(本发明的标准液组份)本发明的标准液，从上述现有的标准液中除去缓冲剂的磷酸氢二钠和磷酸二氢钠，取而代之添加50mM的二(2-羟乙基)亚氨基三(羟甲基)甲烷(以下，简记为Bis-Tris。)作为还原性物质，进而添加盐酸并调整成pH7.0。其他完全与迄今为止的标准液同样地，调配三种类型的规定量的葡萄糖、增粘剂、防腐剂和着色剂，制作成葡萄糖的浓度不同的三种类型的标准液。此外，在本发明的标准液中，在作为还原性物质所调配的Bis-Tris中增加盐酸调整成pH7.0以用作缓冲剂，所以不需要添加磷酸缓冲剂。
这里，将在与本实施方式1相关的标准液中添加了的还原性物质的水溶液滴到生物传感器上，若测定使外加在该生物传感器的对电极3-测量电极2间的电压从0.1V到0.7V进行扫掠之际的氧化电流，就成为图5所示那样。
如从图5可明白那样，在与本实施方式1相关的标准液中所添加的还原性物质，外加电压越高其电流值就越大。
从而，若基于图4的测定轮廓来测定被添加了这种还原性物质的与本实施方式1相关的标准液，则因该还原性物质而发生的氧化电流在外加第1电位的期间(第1电位期间)较大流过，所以，与本实施方式1相关的标准液的电流波形为，在图5所示的外加第1电位时所检测出的电流值il被加到通过与标准液中所含的葡萄糖进行酶反应所发生的氧化电流，而检测出较大的氧化电流。图6是表示在生物传感器系统中对分别滴上了与本实施方式1相关的标准液A、现有的标准液a、标准的血液(血细胞比容值为45％的血液)k的生物传感器外加电压时所测定的氧化电流值的波形的图。如图6所示，与本实施方式1相关的标准液A，其第2电位期间的电流波形与现有的标准液a大致相同，但是，其第1电位期间的电流值却被检测出与上述现有的标准液a和血液检体k相比较高的电流值。从而，如果使用本实施方式1的标准液，就能借助于测量装置16可靠地自动判别在以往判别较为困难的标准液和血液检体。
并且，该检体液种的判别方法，单纯地比较所得到的电流波形的第2电位期间的电流值与第1电位期间的电流值之比即可，将该比最大者判断为是标准液即可。
但是，如前所述那样，由于在生物传感器系统中进行测定的各检体上存在血细胞比容值或妨害物质含有量等各种各样的条件差异，所以仅仅使用本实施方式1的标准液来单纯地比较此时所检测出的多个电流波形的第1电位期间与第2电位期间的电流值之比，有时就不能得到检体液种的高精度的判别指标。因此，在本实施方式1中，并非单纯地比较各检体的第1电位期间和第2电位期间之比，而是通过使用了判别函数的判别方法来进行各检体的判别。
也就是说，如图4所示的测定轮廓那样，根据以6秒的第1电位期间、6秒的待机期间、3秒的第2电位期间组成的、三个相连续的外加条件所计测的电流值计算出判别所用的判别参数，并定义将该计算出的判别参数作为独立变量的判别函数，将把上述判别参数的值代入该判别函数所得到数值作为判别指标，根据该判别指标来判别检体液种。
此外，具体的判别函数，与上述WO01/40787A1公报的实施例同样地进行创建，根据在测定血液检体之际所得到的电流波形来计算出判别参数，同样地根据在测定标准液检体之际所得到的电流波形来计算出判别参数，并将最佳地分离2组的一次函数作为判别函数。
这里所用的判别参数以及判别函数对标准液的每个组份来说各不相同，但是通过特别地将第1电位期间的电流与第2电位期间的电流之比设为判别参数中的至少一个，标准液与血液检体的判别就变得容易。
表1、2表示使用本发明的标准液和现有的标准液实际地进行检体液种的判别的示例。
进行了测定的检体是分别对3种浓度的标准液(40mg/dL、120mg/dL、350mg/dL)以及6个种类的葡萄糖浓度的血液检体(40mg/dL、80mg/dL、120mg/dL、200mg/dL、350mg/dL、420mg/dL)，每次3浓度(20％、45％、60％)调整了Hct浓度的18个检体。
然后，对于各检体，利用制作时间不同的20个传感器组每回反复10次实施了评价。此外，对于标准液，利用制作时间不同的20个传感器组每20次实施了评价。
使用了本发明的标准液时的评价结果和使用了现有的标准液时的评价结果分别如表1和表2所示。
(表1)使用了本发明的标准液时的评价结果
(表2)使用了现有的标准液时的评价结果
上述结果，在使用了现有的标准液的判别中，发生了若干错误判别，但是，在使用了本发明的含有还原性物质的标准液中就可进行精度非常高的判别。
这样，在本实施方式1中，作为标准液就使用含有还原性物质的标准液，所以标准液的第1电位期间的氧化电流与现有的标准液相比变大，因此，通过单纯地比较在第2电位期间流过的氧化电流与在第1电位期间流过的氧化电流之比，标准液与作为试样液的血液的判别就变得容易，由此，测量装置16就能自动地进行检体液种的判别。进而，如果使用如上所述的判别函数就能够以更高的精度自动地进行检体液种的判别。
此外，在本实施方式1中，将第1电位设为0.5V，将第2电位设为0.2V，但是如图5所示那样的溶解了还原性物质的水溶液的氧化电流-电位曲线行迹，由于因测定所用的生物传感器15的电极造成的影响、或者因还原性物质的种类造成的影响、因溶解了该还原性物质的水溶液的粘度的影响或pH造成的影响、因环境温度造成的影响等各种各样的影响而表现出不同的曲线行迹，所以外加到上述生物传感器15的第1、第2电位，以溶解了添加到标准液中的还原性物质的水溶液的、使外加电压扫掠而测定到的氧化电流-电位曲线行迹为基础，选择使得发生氧化电流i2比上述氧化电流i1小的氧化电流的组合即可。而且，作为第1、第2电位的组合，上述氧化电流i1比上述氧化电流i2大1μA以上的组合较为适当的，特别是，如果上述氧化电流i1比上述氧化电流i2大5μA，就可获得更高精度的效果。
另外，在这里，以本标准液所含的还原性物质是Bis-Tris的情况为例进行了列举说明，但并不限于此。
也就是说，添加到本实施方式1的标准液的还原性物质如果是下述物质就可获得与上述同样的效果，即在上述生物传感器中，在对上述测量电极2与对电极3间外加了第1电位的情况下流过氧化电流，且在外加了小于第1电位的第2电位的情况下则流过比在外加第1电位时所流过的氧化电流还小的氧化电流。
例如，即使上述还原性物质是尿酸、胆红素、抗坏血酸、亚甲蓝、乙酰氨基苯酚等中的任意一种也能够期待同样的效果。
另外，在本实施方式1中，作为缓冲液，使用了在作为优良(good)的缓冲剂的还原性物质Bis-Tris中加入盐酸并调整成pH7.0的优良缓冲液，但是，即使从其他的优良缓冲剂、即N，N-二(2-羟乙基)-2-氨基乙烷磺酸(下面，简记为BES。)、ADA、MOPS、MOPSO、TAPSO、TES、或ACES等的任意一种缓冲剂分别调制优良的缓冲液进行使用，也能够确认到同样的效果。
进而，在本实施方式1中，对调配50mM的还原性物质Bis-Tris的情况进行了阐述，但是只要是能够容易溶解的Bis-Tris量就可获得同样的效果，其调配浓度1mM～200mM较为适当，10mM～100mM则更好。但是，因为由上述还原性物质发生的氧化电流量与还原性物质的调配浓度成比例，所以只要任意地调配符合为了可与其他的血液检体相区别区别所需的氧化电流量的还原性物质即可。
进而，在本实施方式1中，就对生物传感器15的对电极3与测量电极2间外加电压的情况进行了说明，但是，为了获得精度更高的结果，也可以使用在生物传感器的切口部7内设置了Ag/AgCl作为参考电极的生物传感器(未图示)。而且，在使用这样的生物传感器的情况下，作为调配于标准液的还原性物质，只要是在相对于被设置在该生物传感器的参考电极，测量电极的电位为0.1V～1.0V的电位时产生氧化电流的还原性物质就可获得同样的效果。
产业上的可利用性本发明的定量方法和标准液，在由生物传感器以及该生物传感器用的测量装置组成的生物传感器系统中，上述测量装置自身自动判别检体液种是标准液还是试样液之际，作为可消除该检体液种的判别错误的发明是极其有用的。
权利要求
1.一种用于管理测量装置的测量精度的标准液，该测量装置借助于驱动电源对具有包括测量电极和对电极的电极部以及与被供给到该电极部的试样液进行反应的试剂层的生物传感器的电极部外加电压，并以电化学方式测量上述试样液与上述试剂层的反应，从而对该试样液中所包含的基质进行定量，该标准液的特征在于包含还原性物质。
2.按照权利要求1所述的标准液，其特征在于在借助于上述测量装置的驱动电源对被供给了该标准液的生物传感器的电极部外加第1电位时和在借助于上述测量装置的驱动电源对被供给了上述试样液的生物传感器的电极部外加第1电位时，该标准液显示出明显不同的氧化电流波形；而在向被供给了该标准液的生物传感器的电极部外加比上述第1电位小的第2电位时和在向被供给了上述试样液的生物传感器的电极部外加上述第2电位时，显示出类似的氧化电流波形。
3.按照权利要求2所述的标准液，其特征在于该标准液在借助于上述测量装置的驱动电源对被供给了该标准液的生物传感器的电极部外加上述第1电位时所流过的氧化电流值比在外加上述第2电压时所流过的氧化电流值大。
4.按照权利要求1至权利要求3中的任意一项所述的标准液，其特征在于上述还原性物质在相对于Ag/AgCl的参考电极上述测量电极的电位为0.1V～1.0V时被氧化。
5.按照权利要求1至权利要求4中的任意一项所述的标准液，其特征在于上述还原性物质是尿酸、胆红素、抗坏血酸、亚甲蓝、二(2-羟乙基)亚氨基三(羟甲基)甲烷、N，N-二(2-羟乙基)-2-氨基乙烷磺酸、乙酰氨基苯酚中的至少一种。
6.一种定量方法，基于在借助于测量装置的驱动电源以第1期间对具有包括对电极和测量电极的电极部以及与被供给到该电极部的试样液进行反应的试剂层的生物传感器的电极部外加了第1电压后停止外加一定时间，并在经过该一定时间后以第2期间对上述电极部外加比上述第1电位小的第2电位所得到的氧化电流值，对上述试样液中所包含的基质进行定量，其特征在于对上述生物传感器的电极部供给包含还原性物质的标准液作为用于管理上述测量装置的测量精度的标准液；根据外加上述第1电位所得到的氧化电流值以及外加上述第2电位所得到的氧化电流值来判别被供给到上述生物传感器的检体的液种是上述试样液还是上述标准液。
7.按照权利要求6所述的定量方法，其特征在于在借助于上述测量装置的驱动电源对被供给了该标准液的生物传感器的电极部外加第1电位时和在借助于上述测量装置的驱动电源对被供给了上述试样液的生物传感器的电极部外加第1电位时，该标准液显示出明显不同的氧化电流波形；而在向被供给了该标准液的生物传感器的电极部外加比上述第1电位小的第2电位时和在向被供给了上述试样液的生物传感器的电极部外加了上述第2电位时，显示出类似的氧化电流波形。
8.按照权利要求7所述的定量方法，其特征在于该标准液在借助于上述测量装置的驱动电源对被供给了该标准液的生物传感器的电极部外加上述第1电位时所流过的氧化电流值比在外加了上述第2电压时所流过的氧化电流值大。
9.按照权利要求6所述的定量方法，其特征在于利用外加上述第1电位所得到的氧化电流值与通过外加上述第2电位所得到的氧化电流值之比来判别被供给到上述生物传感器的检体的液种是上述试样液还是上述标准液。
10.按照权利要求6所述的定量方法，其特征在于基于外加上述第1电位所得到的氧化电流值和外加上述第2电位所得到的氧化电流值，计算出判别所用的参数，定义将该判别参数作为独立变量的判别函数，将把上述判别参数的值代入上述判别函数所得到数值作为判别指标，并基于该判别指标来判别被供给到上述生物传感器的检体的液种是上述试样液还是上述标准液。
11.按照权利要求6所述的定量方法，其特征在于上述还原性物质在相对于Ag/AgCl的参考电极上述测量电极的电位为0.1V～1.0V时被氧化。
12.按照权利要求6至权利要求11中的任意一项所述的定量方法，其特征在于上述还原性物质是尿酸、胆红素、抗坏血酸、亚甲蓝、二(2-羟乙基)亚氨基三(羟甲基)甲烷、N，N-二(2-羟乙基)-2-氨基乙烷磺酸、乙酰氨基苯酚中的至少一种。
全文摘要
本发明提供一种标准液及定量方法。在借助于测量装置的驱动电压对具有包括形成于绝缘基板上的对电极和测量电极的电极部；以及与被供给到该电极部的试样液进行反应的试剂层的生物传感器的电极部外加电压，并对此时所流过的电流值进行测量由此对上述试样液中所包含的基质进行定量的情况下，使用于管理上述测量装置的测量精度的标准液之中包含还原性物质，据此，在对上述标准液进行了测量时，因还原性物质而致使在图6所示的时刻t0与t1间的电流波形上产生很大的变化，从而就能够容易地对测量中的检体液是上述标准液还是试样液，即该检体液种进行判别。
文档编号C12Q1/00GK1692277SQ200380100640
公开日2005年11月2日 申请日期2003年10月31日 优先权日2002年10月31日
发明者德永博之, 内山素记, 山西永吏子, 宫崎正次 申请人:松下电器产业株式会社