生物传感器测量机，生物传感器测量系统和生物传感器测量方法

摘要

本发明提供了一种生物传感器芯片测量机及其测量方法，该生物传感器芯片测量机通过使用极少量的样本即可在短时期内获得精确的测量结果。生物传感器测量机(20)包括电源(21)，电源(21)与调压器(22)、测量装置(23)和控制器(24)连接以供应电能。当生物传感器芯片(1)与生物传感器测量机(20)连接并且被施加电压时，所述测量装置开始测量生物传感器的电流值。当测得的电流值或测得的电荷值大于参考值时，根据控制器(24)发出的指令终止所述测量；而当测得的电流值或测得的电荷值小于所述参考值时，根据所述控制器的指令继续该测量。

说明书

技术领域

本发明涉及一种采用生物传感器芯片来测量化学物质的生物传感器测量机、一种生物传感器测量系统以及一种生物传感器测量方法。

背景技术

为了采用生物传感器芯片进行测量，将待测样本引入生物传感器的反应部分；在该反应部分发生生化反应，如酶促反应或抗原-抗体反应；所述生物传感器芯片将通过此生化反应获得的信息输出至对所述样本进行分析的测量装置。利用生物传感器芯片进行的测量方法是通过利用有机体具有的超分子识别功能来进行，并且作为使得可以仅通过采用极少量的样本进行对化学物质的快速且简单测量的方法，其已倍受关注。例如，使用生物传感器芯片的所述测量方法可用于测量血液的葡萄糖含量(血糖水平)或尿糖水平，并且可用于，例如，对糖尿病进行自动控制和管理的家庭健康检查(自我护理)。

已知专利文献1中所描述的使用生物传感器芯片的测量方法。根据此生物传感器测量方法，如图8所示，生物传感器100包含两条引线101和102，且引线101和102的末端将与连接器103的两个端子104和105连接。当生物传感器100与连接器103连接时，使用电池106施加电压，通过生物传感器100内的样本来改变电极的电阻，并且启动系统功能。接着，微型计算机107通过A/D转换器109检测电流/电压转换器108的电压输出的变化，并且启动测量计时器。同时，开关110闭合，且将生物传感器100的两个电极短路，从而将所述两个电极设为等电势状态，即，设为接近电势差为0V的状态。结果可容易地消除两个电极之间出现的电势差。

作为另一个实例，已知专利文献2中所描述的采用生物传感器芯片的测量方法。根据采用生物传感器的该测量方法，如图9所示，生物传感器200和连接器201通过装配在两个电极的单个引线与连接器201的单个端子之间的电阻器202和203连接。在所述电极系统中引入GDO酶、铁氰化钾电子受体、磷酸盐缓冲液和葡萄糖基质，并且测量流经该电极系统的电流。通过检测电路204检测该电流，并通过电流/电压转换器205将其转换成电压信号。通过A/D转换器206将以此方式获得的电压信号转换成数字信号，由CPU 207对该数字信号进行处理，并且将总合成信号输出至LCD显示装置208，且也可将其记录在存储器209中。

专利文献1：日本专利申请公开JP-A-8-15220

专利文献2：日本专利申请公开JP-A-9-274010

发明内容

本发明解决的问题

在将生物传感器芯片用于测量样本的常规情况下，不论测量样本的浓度是高还是低，对于任何测量几乎都要求相同的时间周期。此外，要求较长的测量周期，例如数十秒，以获得精确的测量结果。然而，取决于测量样本的浓度，可在较短的测量周期内获得精确的结果，并且已要求缩短测量周期的长度。此外，对使用生物传感器芯片进行的测量的需求增加，并且根据测量需求的增加，必须在短时期内处理多个测量样本。本发明的一个目的是提供一种生物传感器测量机及其测量方法，由此可在短时期内终止测量并可获得精确的测量结果。

解决问题的手段

根据本发明，提供一种生物传感器测量机，其包含：

电压施加单元，用于向生物传感器芯片施加电压；

测量单元，用于测量所述电压施加单元产生的电流或电荷；以及

控制单元，用于基于所述测量单元测得的电流值或电荷值确定是否应继续测量。

此外，根据本发明，优选提供如下的生物传感器测量机，其中：

所述控制单元将所述电流值或电荷值与其参考值进行比较，以确定是否应继续该测量；并且

准备多个不同的值以用作参考值。

所述电流值或电荷值与参考值的比较包括对电流值或电荷值进行计算的过程，并且采用所获得的值进行比较。

此外，根据本发明，优选提供如下生物传感器测量机，其中：

所述控制单元还包括多个不同的标准曲线表。

根据本发明，提供一种生物传感器测量系统，其包含：

上述的生物传感器测量机；以及

生物传感器芯片。

此外，根据本发明，优选提供如下的生物传感器测量系统，其中：

所述生物传感器芯片包括葡糖氧化酶作为酶，并且具有等于或小于300nl(毫微升)的腔容量。

根据本发明，提供一种生物传感器测量方法，其包含以下步骤：

向生物传感器芯片施加电压；

测量由所述电压的施加所产生的电流或电荷；以及

基于电流值或测得的电荷值确定是否应继续测量。

本发明的效果

根据本发明所述的生物传感器测量机和测量方法，由于是基于已测得的电流值或电荷值来确定是否继续测量，因此可在短时期内终止所述测量并且可获得精确的测量结果。

附图说明

图1为生物传感器芯片的概图，其中图1(a)为从侧面观察得到的说明性视图，而图1(b)为从顶面观察得到的说明性视图；

图2为根据本发明的生物传感器测量机的示意图；

图3为根据本发明的生物传感器测量方法的一个实例的流程图；

图4展示了所测得的电压和电流的时间-瞬变协议的一个实例的图解；

图5展示了标准曲线表的一个实例的图解；

图6展示了通过两个生物传感器芯片测得的电流的消逝时间的图解；

图7展示了通过三个生物传感器芯片测得的电流的消逝时间的图解；

图8为用于解释常规生物传感器测量方法的说明图的图解；

图9为用于解释常规生物传感器测量方法的另一实例的说明图的图解。

参考数字和符号说明

1：生物传感器芯片

2：基片

3、4：电极

6：反应空间

10：药品

11A，11B：薄板构件

20：生物传感器测量机

21：电源

22.调压器

23：测量装置

24：控制器

25：显示装置

具体实施方式

下文将参照附图对根据本发明的生物传感器测量机、生物传感器测量系统和生物传感器测量方法进行详细描述。

首先，将描述生物传感器的概图。图1所示实例展示了生物传感器芯片的主要排列：图1(a)为从侧面观察得到的说明图，而图1(b)为从顶面观察得到的说明图。生物传感器芯片1包括在横截面上几乎折叠成U形的基片2，并且在基片2的一个表面上使用丝网印刷形成彼此基本平行的两个电极3和4及其引线。除了末端侧(图中左侧)和成为空心反应空间6的部分，在电极3和4的顶面上以及在未丝网印刷电极3和4的基片2的部分上，纵向(图中从左到右)沉积两个粘结层5a和5b。首先，将衬垫构件6a和6b装配于粘结层5a和5b的表面，进一步，通过粘结层7a和7b覆盖第二衬垫8a和8b，且使用粘合剂9a和9b将第二衬垫8a和8b与基片2的另一侧相结合。由折叠成U形的基片2与前薄板构件11A和后薄板构件11B界定反应空间6，其中通过层压所述粘结层和衬垫构件形成前薄板构件11A和后薄板构件11B。两个电极3和4暴露于反应空间6的内侧。此外，将例如催化剂或酶的药品10应用在电极3和4上以发生生化反应。

现在将描述根据本发明的生物传感器测量机。图2展示了所述生物传感器测量机的概图。生物传感器测量机20包含电源21，电源21与控制器24、测量装置23以及调压器22连接以供应电能。调压器22可向生物传感器芯片1施加电压，并且通过向电极3和4施加电压(参照图1)，可获得由存储在生物传感器芯片1中的样本的生化反应产生的信息。此外，生物传感器芯片1与测量装置23连接，并且可从测量装置23获得承载有与样本内的生化反应相关的信息的数值或信号。测量装置23与可提供多种控制功能的控制器24连接，并且将测量装置23测得的数据或信息传输至所述控制器，该控制器随后进行计算程序。

控制器24包含用于确定测量装置23所测得的数据值是否大于或小于预定值(阈值、参考值等)的控制电路，并且可采用所述控制电路来确定是否应进行测量。此外，还存储用于确定测量的继续/终止的多个不同参考值，并且可根据值的等级指示所述测量的继续/终止。此外，将标准曲线表存储在控制器24中，并且可根据所述测量的继续/终止选择所需的标准曲线，并且可计算由生物传感器芯片产生的测量结果以获得精确的测量结果。此外，将控制器24与显示装置25连接，从而可在显示装置25上显示该测量结果，或者可将其存储在引入显示装置25的存储装置中，并且(例如)可将其与过去获得的测量结果进行比较。

还可通过采用本发明的生物传感器测量机和图1所示的生物传感器芯片来装配生物传感器测量系统。在这种情况下，向所述生物传感器测量机提供连接器，并且将所述生物传感器芯片的末端插入连接器以使两个电极导电，从而可对存在于生物传感器芯片内的样本进行测量。图1所示的生物传感器芯片只能一次性用于单独测量(所谓的用完即弃型)，并且进行自我测量的人很容易在家中等场所进行所述测量。在这种情况下，在进行自我测量的人取得有机样本之后，可将该样本引入生物传感器芯片的反应空间，并且通过将所述生物传感器芯片与测量机连接从而使用所述测量机进行测量。以此方式，可获得测量结果。如前述，根据本发明所述的生物传感器测量系统，无需特殊技能，进行自我测量的人即可容易地准备和进行测量，并且可立即获得测量结果。

下面，将通过应用于例如测量血糖水平的方法，对根据本发明的生物传感器测量方法进行描述。图3为解释血糖水平测量方法过程的流程图。在第一步骤1(S1)中，将位于生物传感器芯片末端的电极部分与测量机的连接器连接。当完成与生物传感器芯片的连接时，在步骤2(S2)中，将样本引入生物传感器芯片的反应空间。优选采用图1所示的生物传感器芯片，并且反应空间(空腔)的体积等于或小于300nl(毫微升)。当反应空间具有等于或小于300nl的极小体积时，进行自我测量的人只需采集很少的血液；相应地，只要求较短的时间周期以采集血液。此外，由于可在短时期内进行止血程序，因此可减小进行自我测量的人的压力。而且，优选将葡糖氧化酶(GDO)用作酶，其为位于反应空间内的药品。由于葡糖氧化酶具有良好的灵敏度特性和快速响应时间，因此可在短时期内精确测量。

当将样本引入处于施加电压状态下的生物传感器芯片的反应空间内时，开始电极的导电，从而可检测样本的引入(introduction)。在步骤S2结束后，可指定大约为数秒到数十秒的沉淀期，从而使血液样本与药品中所含的酶在生物传感器芯片的反应空间内彼此令人满意地进行反应。此后，程序控制转换到步骤3(S3)，并且通过调压器向生物传感器芯片施加电压。当将电压施加到生物传感器芯片时，控制器开始计时，并且所述测量装置开始测量电流值。图4展示了用于电流和电压的以此方式获得的时间-瞬变协议的实例。

当测量开始经过5秒时，在步骤4(S4)中，测量5秒消逝时的生物传感器芯片的电流值。此时，开启控制器的控制电路，并且进行比较以确定电流值是否小于或大于为所述控制电路设置的预定值(参考值)。在此模式下，预定的设定电流值(参考值)为2μA，并且在步骤5(S5)中，将所测得的值与所述参考值进行比较。当所测得的值大于2μA时，程序控制前进至步骤6(S6)并且终止对电流值的测量。接着，程序控制前进至步骤7(S7)并且计算血糖水平。可采用存储在所述控制器中的标准曲线表来计算血糖水平，且此标准曲线表的一个实例如图5所示。在图5所示的标准曲线表中，为葡萄糖浓度和电流之间的关系提供多个不同的标准曲线，并且根据测量条件确定将用于计算血糖水平的标准曲线。在程序控制前进至步骤6(S6)之后，在步骤7(S7)中采用标准曲线f1计算血糖水平。基于所测得的电流值与标准曲线f1之间的关系获得葡萄糖浓度，且最终得到血糖水平。

在步骤5(S5)中，当所测得所述生物传感器芯片的电流值小于2μA时，程序控制前进至步骤8(S8)且继续测量电流值。接着，在步骤9(S9)中，测量10秒消逝时的电流值，程序控制前进至步骤10(S10)，且进行血糖水平的计算。当所述程序转换到步骤8(S8)时，通过采用图5所示的标准曲线表中的标准曲线f2获得10秒消逝时的葡萄糖浓度，且得到血糖水平。

将基于图6解释从步骤4(S4)到步骤10(S10)的程序。图6中的纵轴表示所述测量装置测得的电流值，而水平轴表示自测量开始起的消逝时间。在图3所示的流程图中，通过步骤5、步骤6和步骤7处理的生物传感器芯片为第一生物传感器芯片，而通过步骤5至步骤8到步骤10处理的生物传感器芯片为第二生物传感器芯片。α表示通过对存储在第一生物传感器芯片中的样本A进行测量而获得的电流曲线，而β表示通过对存储在第二生物传感器芯片中的样本B进行测量而获得的电流曲线。对于样本A和B两者，可观察到以下趋势：在测量刚刚开始时，电流值急剧地上升到接近5μA。此趋势的主要因素为电极表面的葡萄糖反应以及附着到所述电极表面的杂质，而且血液中所含的杂质将或多或少地影响电流值的量值。在样本A和B的电流值急剧升高之后，位于与电极隔离处的葡萄糖的反应扩散并且扩散到所述电极；因此，可提供电流。然而，电流值开始根据扩散速度而降低，且两个曲线α和β的倾度开始会聚。当时间消逝5秒时，样本A的电流曲线α的倾度变得极小，且电流曲线开始在大约2.8μA附近保持大体上不变。此处，电流值超过参考值2μA，终止对样本A的电流值的测量，并使用在5秒结束时的条件下保持恒定的标准曲线f1(参照图5)来计算血糖水平。

如前述，血液中的杂质将影响所测得的值。除杂质外，作为电流值的时间-瞬变波动的因素，存在来源于以下现象的电流值波动，其使得在引入样本时，空气以气泡形式保留在电极表面，而不是被立即消除，并且所述气泡逐渐从电极表面逸出。此外，为了允许如酶等药品与样本中的葡萄糖反应，需要将酶等溶解于样本中的过程。还存在由于此溶解过程需要大量时间这一事实引起的电流值波动。总之，由于在预定时期过去之后这些波动接近零，因此根据时间的消逝，所测得的电流值会聚于基于葡萄糖反应的值。

对于样本B，当5秒消逝时，所测得的电流值约为0.8μA，其小于参考电流值2μA，并且在另外的5秒内继续测量电流值。当自测量开始起消逝10秒时，所测得的电流值几乎不变，即0.7μA。在此时终止所述测量，并且使用在10秒结束时的条件下保持不变的标准曲线f2来计算样本B的血糖水平。

对样本A而言，其表示具有较高葡萄糖浓度，即较高血糖水平的样本；而样本B表示具有较低葡萄糖浓度和较低血糖水平的样本。通常，由于具有较高血糖水平的样本提供较高的葡萄糖和酶之间的反应等级，大量电流流经该样本。因此，该样本相对较少地受到所产生的反应的影响，例如杂质，从而即使在施加电压后相对较早地终止测量，仍可获得稳定的测量值。另一方面，由于具有较低血糖水平的样本提供较低的葡萄糖和酶之间的反应等级，因此由此反应产生的电流的绝对值也较小。因而，在获得稳定的电流值之前要求较短的时期。因此，预先指定阈值电流值，且对于超出该阈值的样本的生物传感器，其测量立即终止。以此方式，可在短时期获得精确的血糖值。

此处，在葡萄糖传感器的腔容量为1至5μL的情况下，有较高血糖水平的样本表示浓度在等于或高于30至50mg/dL的范围内的样本。此时，取决于将使用的酶和电极类型，通常要求约2至10秒作为消除如杂质等影响的时期。另一方面，具有较低血糖水平的样本表示葡萄糖浓度等于或低于30至50mg/dL。此时，要求约5至30秒的时期来消除如杂质等的影响。由于此范围内的葡萄糖浓度不在人体正常浓度范围(50至150mg/dL)内，测量到此浓度的频率较低。然而，由于此葡萄糖浓度处在用作确定是否应向I型糖尿病患者提供胰岛素的测定参考的浓度范围内，在此浓度范围是否能够得到精确的测量值对于扩展所述测量机的应用范围是重要的。尤其在采用廉价的碳电极作为传感器电极的情况下，由于电阻较大，电流值的会聚被延迟，且测量条件被调整为低浓度区域的测量条件，因此必须设定很长的测量周期。然而，当采用本发明时，在低血糖等的情况下，仍可在正常浓度范围内的较短的测量周期之后迅速显示测量结果，同时保持测量值的精确性。

此外，最近要求采用较小的腔容量来减小进行自我测量的人在采集血液时的负担。正常葡萄糖传感器的腔容量约为1至5μL，而且当容量小于300nL时，葡萄糖的绝对量将减少。因此，即使在包含于人体正常血糖水平范围内的、等于或大于30至50mg/dL的浓度范围内，仍存在难以在短时期进行测量的情况。即使在这种情况下，当采用本发明所述的方法时，仅对最低要求的浓度范围的测量可会受限而成为在较长时期内进行的测量。因此，在减小进行自我测量的人的采血负担的同时，可将测量周期的损失降到最低程度。当使用廉价的碳电极来制造具有较小腔容量的传感器时，本发明所述的方法尤其有效，而不会显著增加成本。

根据上述方式，可基于通过生物传感器芯片测得的电流值获得血糖水平。然而，替代对电流值的测量，可进行电荷测量以在短时期获得精确的血糖水平。例如，根据图5所示的电流曲线α和β中表示的消逝时间，可将电荷值作为电流的整数值来测量。因此，通过设定预定的电荷值(参考电荷值)，可确定是否应终止或进行对样本的测量。

此外，在对上述方式的描述中，仅将一个电流值设为参考。然而，可采用多个预定的设定电流值来计算血糖水平。将基于图7来解释使用两个预定的设定值来测量血糖水平的方式。图7展示了第一生物传感器芯片的样本A的电流曲线α、第二生物传感器芯片的样本B的电流曲线β以及第三生物传感器芯片的样本C的电流曲线γ。电流曲线α和电流曲线β与图6所示的电流曲线α和β相同。作为两个预定的电流参考值，第一参考值I设为2.2μA，且第二参考值II设为1.2μA。

对单独的样本A、B和C的电流值进行测量。由于在5秒消逝后电流曲线α超出大小为2.2μA的第一参考值I，因此终止对样本A的测量，并采用图5中的标准曲线f1来计算样本A的血糖水平。由于样本B和C的电流曲线低于第一参考值I，因此继续对电流的测量，并且在7.5秒消逝时确定其是否超出大小为1.2μA的第二参考值II。因此，判定出电流曲线γ超出第二参考值，且终止对样本C的测量，并且根据基于所述第二参考值的判定选择标准曲线C，即，采用图5所示的标准曲线f3来计算样本C的血糖水平。由于第二阈值未超出样本B，在自测量开始起消逝10秒时，终止所述测量并基于标准曲线f2计算样本B的血糖水平。如前述，当设定多个不同的参考值(预定的值)且设定多个不同的测量周期时，可根据存储在生物传感器芯片内的样本的浓度在短时期内进行精确的测量。

在图5所示的标准曲线表中，标准曲线f1，f2和f3为具有固有的独立倾度的二维线性线。然而，根据将使用的生物传感器芯片和其它条件，可采用曲线的标准曲线表、包括线性线和曲线两者的标准曲线表或折线型标准曲线表。例如，当改变存储在生物传感器芯片的反应空间内的药品如酶等的类型时，或当反应空间的尺寸、温度等发生变化时，测量所得的数据(电流值、电荷值等)将出现不同。因此，根据待测量的生物传感器芯片的条件，为了快速测量出精确的血糖水平，只需改变控制器中所存储的标准曲线表即可。此外，可将校准信息存储在控制器中，并且根据生物传感器芯片的条件或测量机的特征，在基于标准曲线计算血糖水平时可采用校准因子。以此方式，可获得更为精确的血糖水平。

尽管已参照特定方式详细描述了本发明。但是本领域的普通技术人员可在本发明的精神和范围内对本发明进行各种修改或变更。本发明是基于2005年9月14日提出的日本专利申请案第2005-267706号，且其内容通过引用结合在本申请中。