(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
流体のプロトロンビン時間を、又はプロトロンビン時間及びヘマトクリット（ＨＣＴ）の両方を測定するための診断装置であって、
相対電極式センサー装置と、
１組以上の電極を含むテストカードアッセンブリと、
を含んで成り、前記センサー装置によって提供される交流電流（ＡＣ）がリアクタンス分析を用いた血液テストのプロトロンビン時間の、又はプロトロンビン時間及びＨＣＴの両方の測定と計算に用いられることを特徴とする、診断装置。
【請求項２】
前記リアクタンス分析が、ＡＣに応答するテストカードアッセンブリからの応答信号とＡＣ信号を比較し、ＡＣ信号の位相における変化を計算して、リアクタンスとＨＣＴを計算する、ことを含むことを特徴とする、請求項１に記載の診断装置。
【請求項３】
前記リアクタンス分析がさらに、キャパシタンスを計算し、そしてアルゴリズムでキャパシタンスを変換し、ＨＣＴを参照してプロトロンビン時間に修正することを含むことを特徴とする、請求項２に記載の診断装置。
【請求項４】
前記リアクタンス分析がさらに、国際標準化比でプロトロンビン時間を修正することを含むことを特徴とする、請求項３に記載の診断装置。
【請求項５】
前記テストカードアッセンブリが、同一平面上または異なる平面上にそれぞれ設置された１組以上の貴金属電極を含むことを特徴とする、請求項１に記載の診断装置。
【請求項６】
前記流体テストカードアッセンブリが、多孔質材料から成るベースプレートを含むことを特徴とする、請求項１に記載の診断装置。
【請求項７】
前記テストカードアッセンブリのベースプレートが、約０.１μｍから約１０μｍの範囲の直径を持つ複数の孔を含むことを特徴とする、請求項６に記載の診断装置。
【請求項８】
前記センサー装置が、
テストカードアッセンブリを収容するテストカード受入ユニットと、
前記テストカード受入ユニットの温度を一定温度に制御かつ維持する温度維持ユニットと、
あらかじめ定められた周波数と電圧で交流電流を前記テストカードアッセンブリに提供するＡＣ生成ユニットと、
前記テストカードアッセンブリからの応答信号を取得する信号受信ユニットと、
応答信号を計算し、ＨＣＴとプロトロンビン時間の結果をレンダリングするマイクロプロセッサと、
前記マイクロプロセッサからのＨＣＴとプロトロンビン時間の検査結果を表示するディスプレイユニットと、
を含むことを特徴とする、請求項１に記載の診断装置。
【請求項９】
前記マイクロプロセッサが、前記応答信号を元のＡＣ信号と比較し、前記ＡＣ信号の位相における変化を計算して、リアクタンスとＨＣＴを計算することを特徴とする、請求項８に記載の診断装置。
【請求項１０】
前記マイクロプロセッサがさらに、アルゴリズムで前記キャパシタンスを変換し、ＨＣＴを参照してプロトロンビン時間に修正し、国際標準化比でプロトロンビン時間を計算することを特徴とする、請求項９に記載の診断装置。
【請求項１１】
プロトロンビン時間を、又はプロトロンビン時間及びヘマトクリット（ＨＣＴ）の両方を測定する方法であって、
テストカード受入ユニットにテストカードアッセンブリを用意する工程と、
前記テストカード受入ユニットの温度を一定温度に制御かつ維持する工程と、
前記テストカードアッセンブリに検査する検体を提供する工程と、
ＡＣ生成ユニットによりあらかじめ定められた周波数と電圧で交流電流を前記テストカードアッセンブリに提供する工程と、
前記テストカードアッセンブリからの応答信号を取得し、プロトロンビン時間を、又はプロトロンビン時間及びＨＣＴの両方をマイクロプロセッサで計算する工程と、
ディスプレイユニットに検査結果を提供する工程と、
を含むことを特徴とする、前記方法。
【請求項１２】
前記テストカードアッセンブリからの応答信号を取得し、マイクロプロセッサでプロトロンビン時間を、又はプロトロンビン時間及びＨＣＴの両方を計算する工程が、テストカードアッセンブリからの応答信号を取得し、前記応答信号を元のＡＣ信号と比較して、前記ＡＣ信号の位相における変化を計算し、マイクロプロセッサによりリアクタンスとＨＣＴを計算するという工程を含むことを特徴とする、請求項１１に記載の方法。
【請求項１３】
前記テストカードアッセンブリからの応答信号を取得して、プロトロンビン時間を計算する工程がさらに、
キャパシタンスを計算する工程と、
前記キャパシタンスをアルゴリズムで変換し、ＨＣＴを参照してプロトロンビン時間を修正する工程を含むことを特徴とする、請求項１２に記載の方法。
【請求項１４】
前記テストカードアッセンブリからの応答信号を取得して、マイクロプロセッサによりプロトロンビン時間を計算する工程がさらに、国際標準化比でプロトロンビン時間を修正する工程を含むことを特徴とする、請求項１３に記載の方法。
【請求項１５】
前記血液テストカードアッセンブリが、同一平面上または異なる平面上にそれぞれ設置された１組以上の貴金属電極を含むことを特徴とする、請求項１１に記載の方法。
【請求項１６】
前記血液テストカードアッセンブリが、多孔質材料から成るベースプレートを含むことを特徴とする、請求項１１に記載の方法。
【請求項１７】
前記テストカードアッセンブリの前記ベースプレートが、約０.１μｍから約１０μｍの範囲の直径を持つ複数の孔を含むことを特徴とする、請求項１１に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
（関連出願の相互参照）
本願は２０１０年６月９日に出願され、かつその全体が参照により本明細書に組み込まれる、米国仮特許出願第６１／３５３１３７号に基づいており、かつその優先権の利益を主張するものである。
【０００２】
本発明は生化学的診断装置に関し、特に、検体におけるリアクタンスの変化を分析することにより、プロトロンビン時間（ＰＴ）とヘマトクリット（ＨＣＴ）を確定する装置及び方法に関する。
【背景技術】
【０００３】
内因系と外因系として知られる２つの経路、あるいは凝固カスケードが、血液の凝固形成につながる。人体が傷を負うと、まず外因系が作用して体の血液凝固を制御しようとする。血液検体に加え、凝固反応にはさらに組織因子も必要である。不活性因子Ｘが触媒されて因子Ｘａとなる。プロトロンビン（因子ＩＩ）は因子Ｖａ、酸性リン脂質、カルシウムイオンの作用によって因子Ｘａからトロンビン（因子ＩＩａ）へと変換される。その後トロンビンはフィブリノゲンをフィブリンに転換させ、傷に凝集した内皮細胞の血小板が強化される。トロンビンは因子ＸＩＩＩの役割も強化することができ、各繊維状蛋白質分子を安定したフィブリンに結合させる。したがって、プロトロンビン時間の検査は、凝固系の外部活性化因子の機能が正常であるかの確定ができるだけでなく、経口抗凝固療法、肝機能、ビタミンＫ欠乏症、凝固因子欠乏症、播種性血管内凝固（ＤＩＣ）症候群の評価とモニタリングも可能にする。
【０００４】
プロトロンビン時間測定のための従来の検査法は、血液凝固中の血清可溶性タンパク質から不溶性タンパク質への転換の凝固現象を分析する。これらの検査法は色、反射、屈折、発光性、蛍光性の変化などの光学特性を検出することで実施される。しかしながら、そのような検査法は、その全体が参照により本明細書に組み込まれる米国特許第５４１８１４１号に開示されるように、相当な数の血液検査用検体と高純度の試薬が必要であり、時間もかかる。さらに、これらの検査法は長い検出時間と大量の資材が必要であり、不便でコストが高い。
【０００５】
ほかの従来のプロトロンビン時間測定のための検査法は、電気化学式検査法を使用している。例えば、その全体が参照により本明細書に組み込まれる米国特許第３６９９４３７号は、初期から最低点までの相対的な抵抗の低下速度を観察する方法を開示している。算出された結果が凝固時間の確定の基礎として用いられ、そこではインピーダンス測定値が血液凝固のメカニズムと関連付けられている。さらに、その全体が参照により本明細書に組み込まれる米国特許第６０６０３２３号、第６３３８８２１号、第６０６６５０４号、第７６７３６２２号、第６０４６０５１号は、血液検体の凝固時間測定用の電子センサー装置とテストカードアッセンブリを開示している。テストカードアッセンブリは装置の測定ニーズによって単一の電極または複数の電極を備えている。検体に電極が接触し、血液検体の凝固に伴う粘性の変化に対応したインピーダンスの変化を測定する。しかしながらこの方法は、個々の血液検査用検体におけるヘマトクリットと電解質濃度の違いのため、テストエラーを生じることがある。その全体が参照により本明細書に組み込まれる米国特許第７００５８５７号は、血液検体の自動収集機能を備えた凝固検査装置を開示している。この凝固検査装置は、２つの電極間のキャパシタンスまたはインピーダンスの変化を測定することによって凝固時間を確定する。このため、これらの技術は、検出装置の簡易性を向上してはいるが、上述の光学検出法が達成できるほどの比較的高い精度と正確性を達成することはできない。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００６】
【特許文献１】米国特許第５４１８１４１号明細書
【特許文献２】米国特許第３６９９４３７号明細書
【特許文献３】米国特許第６０６０３２３号明細書
【特許文献４】米国特許第６３３８８２１号明細書
【特許文献５】米国特許第６０６６５０４号明細書
【特許文献６】米国特許第７６７３６２２号明細書
【特許文献７】米国特許第６０４６０５１号明細書
【特許文献８】米国特許第７００５８５７号明細書
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
したがって、テスト時間が短く、使用者が簡単な手順で使用でき、正確な結果を得ることができる、プロトロンビン時間（ＰＴ）とヘマトクリット（ＨＣＴ）を測定するためのバイオセンサー装置が必要であり、本発明の目的は、流体のＨＣＴとプロトロンビン時間を測定する診断装置とその方法を提供することにある。以下でこれについて説明する。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
本発明の一様態は、検体から取得したリアクタンス（Ｘ）測定値を使用してＰＴを計算する。本明細書中で、インピーダンス測定値に対照させてリアクタンス測定値を使用することで、血液の特性のより正確な分析が得られ、テストエラーの潜在性を減少し、測定精度を高めることができる。
【０００９】
本発明の別の様態は、検体のリアクタンス分析を用いて血液検体のプロトロンビン時間とヘマトクリット（ＨＣＴ）を確定するための検出システム及び測定法を提供する。一実施形態において、前記検出システムはセンサー装置と、テストカードアッセンブリを含む。前記テストカードアッセンブリは、それぞれ同一平面または異なる平面上に設置された１組以上の貴金属電極を含む。前記センサー装置によって提供される交流電流（ＡＣ）が本明細書中のリアクタンス分析を使用した血液検体のプロトロンビン時間とＨＣＴの測定及び計算に用いられる。
【００１０】
本発明の別の様態は、改善された血液検体と試薬の接触区域を備えたテストカードアッセンブリを提供する。本発明のいくつかの実施形態に基づく前記テストカードアッセンブリは、少なくとも前記テストカードの基板の一部にガラス繊維基板（ＦＲ−４）などの多孔質材料を使用している。基板の少なくとも一部、好ましくは基板の表面全体が多孔質であるため、例えば複数の孔、空洞、キャビティがその表面上にあり、前記検体（例えば血液）が基板上によりうまく均一に分散され、それにより血液検体と試薬の接触区域が増加して、従来の基板に使用される非多孔質材料の欠点を効果的に改善する。本発明によれば、非多孔質材料を基板またはその一部に使用したときに生じる検体と試薬間の接触が比較的良好でないことに関連する問題、例えば比較的高い血液の凝集などを、最小限に抑えられる、または排除される。
【００１１】
本発明の一様態によれば、流体のＨＣＴとプロトロンビン時間を測定する診断装置は、電極式センサー装置と、１組以上の電極を含む血液テストカードアッセンブリを含み、前記センサー装置により提供される交流電流（ＡＣ）が本明細書中のリアクタンス分析を用いた血液テストのプロトロンビン時間とＨＣＴの測定及び計算に使用される。
【００１２】
一実施形態において、前記センサー装置は、テストカードアッセンブリを収容するためのテストカード受入ユニットと、前記テストカード受入ユニットの温度を一定温度に制御かつ維持するための温度維持ユニットと、前記テストカードアッセンブリにあらかじめ定められた周波数と電圧で交流電流を提供するためのＡＣ生成ユニットと、前記テストカードアッセンブリからの応答信号を受信するための信号受信ユニットと、前記応答信号を計算し、ＨＣＴとプロトロンビン時間の結果をレンダリングするマイクロプロセッサと、前記マイクロプロセッサからのＨＣＴとプロトロンビン時間の検査結果を表示するためのディスプレイユニットを含む。
【００１３】
本発明の別の様態によれば、プロトロンビン時間とＨＣＴの測定方法は、テストカード受入ユニットにテストカードアッセンブリを用意する工程と、前記テストカード受入ユニットの温度を一定温度に制御かつ維持する工程と、検査する検体を前記テストカードアッセンブリに提供する工程と、ＡＣ生成ユニットによりあらかじめ定められた周波数と電圧で交流電流を前記テストカードアッセンブリに提供する工程と、前記テストカードアッセンブリからの応答信号を受信し、マイクロプロセッサによってＨＣＴとプロトロンビン時間を計算する工程と、検査結果をディスプレイユニットに提供する工程とを含む。
【００１４】
添付の図面と合わせて、以下の詳細な記述を参照することによって、先述の態様及び本発明に伴う利点の多くがよりよく理解されるので、先述の態様及び本発明に伴う利点の多くがより容易に理解される。
【図面の簡単な説明】
【００１５】
【図１】本発明の実施例に基づくプロトロンビン時間とＨＣＴ測定のための診断装置の概略図である。
【図２】本発明の一実施例に基づく血液テストカードの分解図であり、破線は多様な要素間の相対的位置を示す。
【図３】（Ａ）は走査型電子顕微鏡を使って撮影されたテストカードアッセンブリの基板の非多孔質ベースプレートの写真を示す図であり、（Ｂ）は走査型電子顕微鏡を使って撮影されたテストカードアッセンブリの基板の多孔質ベースプレートの写真を示す図である。
【図４】本発明によるプロトロンビン時間とＨＣＴ確定のための診断方法の一実施例を示すフローチャートである。
【図５】ＨＣＴが異なるいくつかの全血液検体が凝固するときの、典型的なインピーダンス測定法によるインピーダンス測定値の秒単位の変化を示す実験のグラフである。
【図６】ＨＣＴが異なるいくつかの全血液検体が凝固するときの、リアクタンス測定法によるリアクタンス測定値の秒単位の変化を示す実験のグラフである。
【図７】図５の実験のグラフから計算されたＨＣＴとインピーダンスの関係を示すグラフである。
【図８】図６の実験のグラフから計算されたＨＣＴとリアクタンスの関係を示すグラフである。
【図９】０.５秒ごとに６０秒間にわたってＬＣＲメータにより測定されたインピーダンスを示すグラフである。
【図１０】０.５秒ごとに６０秒間にわたってＬＣＲメータにより測定されたリアクタンス値を示すグラフである。
【図１１】ＰＴ対インピーダンスの変化率較正曲線を示すグラフである。
【図１２】ＰＴ対リアクタンスの変化率較正曲線を示すグラフである。
【図１３】インピーダンスに基づく較正済みＰＴ対実際のＰＴを示す典型的グラフである。
【図１４】リアクタンスに基づく較正済みＰＴ対実際のＰＴを示す典型的グラフである。
【図１５】（Ａ）は多孔質基板を用いた血液凝固分析を示すグラフであり、（Ｂ）は非多孔質基板を用いた血液凝固分析を示すグラフである。
【図１６】（Ａ）は本発明によるリアクタンス測定法を用いた周波数０．１ｋＨｚでの血液凝固分析を示すグラフであり、（Ｂ）は本発明によるリアクタンス測定法を用いた周波数１０ｋＨｚでの血液凝固分析を示すグラフであり、（Ｃ）は本発明によるリアクタンス測定法を用いた周波数５０ｋＨｚでの血液凝固分析を示すグラフである。
【発明を実施するための形態】
【００１６】
ここで、本発明のいくつかの実施形態が詳細に参照され、その実施例は添付の図面及び写真に例証されている。可能な限り、各図面及び説明において同一または類似の要素には同一の番号を用いている。図面において、実施形態の形状及び厚さは明瞭性と利便性のために強調されていることがある。本説明は特に本発明に基づく装置を形成する要素、またはより直接的に作用する要素について記載している。具体的に示されていない、または説明されていない要素は当業者が知るところの多様な形態であり得ると理解される必要がある。さらに、ある層が別のある層の上、または基板「上」にあると言及される場合、その別の層または基板上に直接配置されるか、介在される層が存在することもある。
【００１７】
本発明のいくつかの実施形態について添付の図面及び写真を参照しながら詳細に説明する。図に示した特徴は縮尺どおりでない可能性があることに注意が必要である。本発明の実施形態を不必要に不明瞭にすることがないように、既知の部材、材料、プロセス技術についての説明は省略されることがある。実施形態で説明されるあらゆるデバイス、部材、材料、工程は例示のみを目的としており、本発明の範囲を限定することを意図していない。
【００１８】
前述した従来技術の問題に鑑み、以下の実施形態は、リアクタンス測定モジュールとも呼ばれる、検体のリアクタンス分析を実施することによって検体（例えば、血液検体）のプロトロンビン時間とヘマトクリット（ＨＣＴ）を確定するためのシステム及び方法を提供する。本発明の開示するリアクタンス分析の実施による血液凝固、またはＨＣＴの測定はプロトロンビン時間（つまり凝固時間）の量的分析での使用に適している。ここで、「ヘマトクリット」という語は全血の液量における濃厚赤血球の比率を指す。
【００１９】
本発明の一実施例は１組以上の電極を含む検体テストカードを備えた電極式センサー装置を提供する。テストカードのベースプレートは多孔質材料または非多孔質材料から成るものとできるが、基板はここで説明かつ示されるような多孔質材料から成ることが好ましい。前記電極は、金、銀、パラジウム、プラチナ、ニッケル、それらの合金、及び当業者の知るところであるそれらの組み合わせを含むが、それらに限定されない、貴金属から成るものとできる。本発明の一様態において、交流電流（ＡＣ）モジュールまたはＡＣ／ＤＣ電源が約０.１ＫＨｚから約５０ＫＨｚの間の範囲の発振周波数で血液テストカードにテスト信号を提供する。テストカードに印加される電圧振幅は約０.０５Ｖから約５Ｖの範囲である。信号は検体のリアクタンスを測定するためにテストカードに印加される。測定された数量に関してここで使用される「約」という語は、熟練者が測定を実行し、かつ測定の目的と使用される測定装置の精度に沿ったレベルの注意を払ったときに見込まれる測定数量におけるばらつきを指す。
【００２０】
本発明の好ましい一様態において、酵素反応によって引き起こされる検体における血液凝固が進行するに伴い、対応する信号がセンサー装置によって受信され、かつリアクタンス測定によって分析されたプロトロンビン時間の期間に依存するスロープの差異に従って処理される。一実施形態において、電極は金の電極としてもよい。一実施例において、血液テストカードから検知される対応する発振テスト信号に従い、検体のリアクタンス測定を行うためにＡＣモジュールが用いられ、酵素反応によって引き起こされる血液凝固が進行するに伴い、結果得られる信号がセンサー装置により受信され、かつリアクタンス測定により分析されたプロトロンビン時間の期間に依存するスロープの差異にしたがって処理される。
【００２１】
本発明の実施形態に基づいたリアクタンス分析の実行原則を以下で説明する。ＡＣ回路のインピーダンスはレジスタンス（Ｒ）と、リアクタンス（Ｘ）及び位相角θの積の和に等しい。
【００２２】
【表１】
0005905212.tif 000002
ここで、リアクタンス（Ｘ）は複素量、インピーダンス（Ｚ）の虚部であり、インダクタンス（Ｌ）とキャパシタンス（Ｃ）の組み合わせによって形成される電流の流れの障害を表す。レジスタンス（Ｒ）は複素量の実部である。当業者であれば分かるように、リアクタンスはＡＣ回路周波数の変化、キャパシタンスの変化、及び／またはインダクタンスの変化に伴って変化する。ＡＣ回路のリアクタンスが変化すると、回路の電流波形と電圧波形間に位相の変化が生じる。インピーダンス（Ｚ）は次のように定義される。
【００２３】
【数１】
0005905212.tif 000003
ここで、Ｚはインピーダンス、Ｒはレジスタンス、ｊは位相、Ｘはリアクタンスである。かつ、
【００２４】
【数２】
0005905212.tif 000004
ここで、ＸＣは容量性リアクタンス、ＸＬは誘導性リアクタンス、πは円周率、ｆは周波数、Ｌはインダクタンス、Ｃはキャパシタンスである。
【００２５】
本発明の一様態において、検出システムのＡＣ生成ユニットはテストカードにＡＣテスト信号を提供する。テストカードの検体テスト区域でテストカードに検体が塗布される。電極の間の検体が帯電するため、誘起電荷が電場で分極してキャパシタンスを形成し、検体がキャパシタのように反応する。血液検体が凝固するに伴い、凝固中に電極間に媒質が形成され、検体における電荷の移動を妨げ、電極上に電荷が蓄積される。蓄積された電荷がキャパシタンスの形成を生じる。本発明の好ましい様態において、検出システムのＡＣ生成ユニットの周波数（ｆ）が一定のままであるため、インダクタンス（Ｌ）と誘導性リアクタンス（ＸL）も一定であり、したがって、次の式によって示されるように、検体における容量性リアクタンスの変動は原則的に全体的なリアクタンスにおける変動と等しい。
【００２６】
【数３】
0005905212.tif 000005
ここで、ＸＣ２−ＸＣ１は容量性リアクタンスにおける変動であり、Ｘ２−Ｘ１はリアクタンスにおける変動である。
【００２７】
単位時間当たりの検体のリアクタンス変動、単位時間当たりの容量性リアクタンス変動、単位時間当たりのキャパシタンス変動を確定することで検体における血液凝固の特性が分かる。プロトロンビン時間（すなわち、凝固時間）の測定は、本発明のリアクタンス測定モジュールの補助でスロープ計算を実行することにより正確に確定することができる。
【００２８】
図１に本発明の実施例に基づくプロトロンビン時間とＨＣＴ測定のための診断装置の概略図を示す。図１に示すように、流体のＨＣＴとプロトロンビン時間用の診断装置１００は、相対電極式センサー装置（ｒｅｌａｔｉｖｅ  ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ−ｔｙｐｅ  ｓｅｎｓｏｒ  ｄｅｖｉｃｅ）１２０、及び１組以上の電極を含む検体テストカードアッセンブリ１１０を含み、前記センサー装置により提供される交流電流（ＡＣ）がリアクタンス分析を用いた血液テストのプロトロンビン時間とＨＣＴの測定と計算に使用される。本実施形態において、センサー装置１２０はテストカードアッセンブリ１１０を収容するためのテストカード受入ユニット１２２を含む。前記テストカード受入ユニットの温度を一定温度に制御かつ維持するために温度維持ユニット１３４が使用される。ＡＣ生成ユニット１２４があらかじめ定められた周波数と電圧の交流電流を前記テストカードアッセンブリ１１０に提供する。テストカードアッセンブリからの応答信号を取得するために信号受信ユニット１２８が使用される。応答信号を分析し、ＨＣＴとプロトロンビン時間の結果をレンダリングするためマイクロプロセッサ１３０が使用される。マイクロプロセッサ１３０からのＨＣＴとプロトロンビン時間の検査結果を表示するためにディスプレイユニット１３６が使用される。
【００２９】
図２に本発明の一実施例に基づく検体用の検体テストカードの分解図を示す。破線は複数の要素間の相対的位置を示す。検体テストカードは、絶縁基板２１０、電極システム２２０、分離及び反応層２３０、カバー２４０を含む。前記絶縁基板２１０は電気的絶縁性を備え、その材質は多孔質材料から成るベースプレートを含むことができるが、これに限定されない。本発明の好ましい実施形態において、前記テストカードアッセンブリのベースプレートは、約０.１μｍ〜約１０μｍ、約０.０１μｍ〜約１００μｍ、約０.１μｍ〜約５０μｍ、約０.１μｍ〜約２０μｍ、約０.１μｍ〜約５μｍ、または約５μｍ〜約１０μｍの範囲の直径を持つ孔を含む。前記電極システム２２０は、本発明によると、炭素、金−銀、銅、炭素銀、パラジウム、ニッケル、その他類似の材料及びそれらの組み合わせを含むが、これらに限定されない、任意の導電性材料から成るものとすることができる。前記電極システム２２０は、同一平面または異なる平面にそれぞれ設置された１組以上の貴金属電極を含む。例えば、テスト電極２２５のセットは１組の電極２２６、２２８を含む。本発明の原則に基づき、電極の構造は示されたテスト電極２２５のセットの特定の配置、または示されたとおりの電極数に限定されない。異なる用途の必要性に応じて追加の電極を設けてもよい。電極システムはさらに、該電極システムと測定装置（図示しない）が電気的に接続される。
【００３０】
前記分離層２３０は前記電極システム２２０上に配置されたスペーサ２３２を含む。前記分離層２３０はさらに試薬（図示しない）の一部を露出する反応区域２２４とサンプリング区域２２２を含んでもよい。前記サンプリング区域２２２と前記反応区域２２４はチャネル２３６によって接続される。前記反応区域２２４の大きさは電極２２６、２２８の一部を露出できるに足る大きさが好ましい。この例において、反応区域２２４はプロトロンビン時間の測定に用いられ、サンプリング区域２２２はＨＣＴの測定に用いられる。
【００３１】
前記カバー２４０は前記分離層２３０上に配置される。一実施形態において、前記カバー２４０は、前記サンプリング区域２２２と反応区域２２４にそれぞれ接続された吸気口２４２と通気孔２４４を含む。サンプリングスペースの大きさは前記分離層２３０の厚さによる。
【００３２】
図３Ａと図３Ｂに走査型電子顕微鏡によって撮影されたテストカードアッセンブリの非多孔質及び多孔質のベースプレートの比較写真を示す。図３Ｂにおいて、ベースプレートの孔の大きさの直径は約０.１μｍ〜約１０μｍの範囲であり、平均の直径は約３.３９μｍである。ベースプレートの孔の分布は約５.０４×１０６孔／ｃｍ２である。
【００３３】
図４は本発明によるプロトロンビン時間とＨＣＴの確定のための診断方法の一実施形態を概略的に示すフローチャートである。図４におけるプロトロンビン時間とＨＣＴの測定方法は、テストカード受入ユニットにテストカードアッセンブリを用意する工程（Ｓ４１０）、テストカード受入ユニットの温度を一定の温度に制御かつ維持する工程（Ｓ４２０）、検査する検体をテストカードアッセンブリに提供する工程（Ｓ４３０）、ＡＣ生成ユニットによりあらかじめ定められた周波数と電圧で交流電流をテストカードアッセンブリに提供する工程（Ｓ４４０）、マイクロプロセッサを使用して、テストカードアッセンブリからの応答信号を検知し、前記応答信号を元のＡＣ信号と比較して、電流信号の位相における変化（位相シフト）を計算し、リアクタンスとＨＣＴを計算する工程（Ｓ４５０）、ＨＣＴを参照してプロトロンビン時間を修正する工程（Ｓ４６０）、国際標準化比でプロトロンビン時間を修正する工程（Ｓ４７０）、検査結果をディスプレイユニットに提供する工程（Ｓ４８０）を含む。
【００３４】
本発明の一実施例によれば、前記テストカードから取得される応答信号は、マイクロプロセッサによってデジタル化され、かつ離散型フーリエ変換（ＤＦＴ）によって変換される。したがって、当業者には既知であるとおり、実値と虚値は次に示す方法によって分けることができる。
【００３５】
【数４】
0005905212.tif 000006
ここで、Ｘ(ｋ）はデジタル信号のフーリエ値、ｘ(ｎ）はデジタル信号の元の値、ｎはデジタル信号の現在のポイント、Ｎはデジタル信号の合計数である。さらに、位相は次の式によって虚値と実値により計算することができる。
【００３６】
【数５】
0005905212.tif 000007
ここで、Ｉｍは虚値（すなわち、リアクタンス）、Ｒｅは実値（すなわち、レジスタンス）である。式（３）に示すように、位相は検体におけるリアクタンスの変化によってシフトする。
【００３７】
一部の実施形態において、上述のＳ４５０で検体から検知された応答信号と元のＡＣ信号を比較する工程（すなわち、位相）は、測定された応答信号と印加された電圧からインピーダンスの大きさを計算する工程と、印加された波形と測定された波形間の位相における変化を計算する工程と、位相角における変化からリアクタンスを計算する工程を含む。すでに理解しているように、交流電流は一定の周波数を有するため、位相角における変化は上述したように検体におけるキャパシタンスの変化のためである。検体におけるキャパシタンスの変化がリアクタンスにおける変化を形成するため、以下で述べるように、リアクタンスにおける変化からＨＣＴとＰＴを得ることができる。 
【００３８】
測定されたリアクタンスから、補間法によってＨＣＴを計算することができる。以下にＨＣＴ計算の一例を説明する。また比較のためインピーダンスを使用した従来のＨＣＴ計算法も説明する。
【００３９】
図５と図６に、ＨＣＴの割合が高いほどインピーダンスとリアクタンスが高くなる傾向を示したグラフをそれぞれ示す。図６のグラフに示すように、この特定の例では、１１秒目に、異なるＨＣＴ（２９、３９、４７％）のリアクタンスがそれぞれ６２０.２９、６５２.１７、６７６.５９Ωであった。そして、ＨＣＴとインピーダンスの関係（図７）およびＨＣＴとリアクタンスの関係（図８）が計算された。図５に示すように、この特定の例では、ＨＣＴの最適なインピーダンスサンプリング時間は約２０秒またはそれ以上であり、インピーダンス対ＨＣＴ較正曲線（図７）は方程式ｙ＝９０.２５３ｘ＋２３４７.７で表された。ここで、ｘはＨＣＴ、ｙはインピーダンスである。さらに、図６に示すように、ＨＣＴの最適なリアクタンスサンプリング時間は約１１秒またはそれ以上であり、リアクタンス対ＨＣＴ較正曲線（図８）は方程式ｙ＝３.１３０４ｘ＋５２９.６８で表された。ここで、ｘはＨＣＴ、ｙはリアクタンスである。
【００４０】
図９と図１０に０.５秒ごとに６０秒間にわたってＬＣＲメータにより測定されたインピーダンス値とリアクタンス値のグラフを示す。一例において、全血が被験者から収集され、異なる量の血液凝固阻止薬（ヘパリン）を収集された全血に加えてさまざまな検体が用意された。一例では、凝固時間（ＰＴ）を調整するために使用されたヘパリンの濃度は１ミリリットル当たり約１Ｕと約３０Ｕの間であった。その後、ＬＣＲメータ（Ｈｉｏｋｉ  Ｍｏｄｅｌ  Ｎｏ．３５３２-５０）によってインピーダンスまたはリアクタンスを測定するため異なるＰＴの血液検体が分析された。
【００４１】
図１１と図１２にＰＴ対インピーダンス変化率較正曲線の例と、ＰＴ対リアクタンス変化率較正曲線の例をそれぞれ示す。この特定の例において、インピーダンスまたはリアクタンスの変化率が１０秒ごとにＬＣＲメータによって計算された。例えば、３０〜４０秒の変化率は次の式によって計算された。インピーダンス変化率３０〜４０＝（Ｚ４０−Ｚ３０）／（時間４０−時間３０）であり、ここでＺはインピーダンスであり、リアクタンス変化率３０〜４０＝（Ｘ４０−Ｘ３０）／（時間４０−時間３０）であり、ここでＸはリアクタンスである。計算の手順を繰り返して異なるＰＴの検体について血液のインピーダンスまたはリアクタンス変化率が計算され、それによりＰＴ対インピーダンス変化率較正曲線（図１１）とＰＴ対リアクタンス変化率較正曲線（図１２）が確定された。ＰＴ対インピーダンス変化率較正曲線は方程式ｙ＝−０.１８４９ｘ＋４.５６２、ＰＴ対リアクタンス変化率較正曲線は方程式ｙ＝−０.０２５６ｘ＋０.３６０４で表された。ここで、ｘは実際のＰＴであり、ｙはインピーダンスまたはリアクタンス変化率である。
【００４２】
図１１と図１２に示すように、リアクタンス測定法の診断結果（図１２）は典型的なインピーダンス測定法の結果（図１１）と比較して標準偏差（ＳＤ値）が優れている。具体的には、本発明によるリアクタンス測定の採用は、典型的なインピーダンス測定法より有利であり、リアクタンス測定における標準偏差が大幅に減少され、本例における線形回帰値（Ｒ２）は約０.９９８６である。したがって、本発明によるリアクタンス測定法は従来のインピーダンス測定法より正確な結果を得ることができ、スロープ偏差は血液凝固プロセスが延長されても許容できるものであるため、値の調整が容易である。
【００４３】
一方、この特定の例において、図１１に示すように、ＰＴ対インピーダンス変化率較正曲線の線形回帰（Ｒ２）は約０.９３９であった。したがって、インピーダンス法は不正確な測定につながりやすいことが分かる。
【００４４】
上述の例において、血液検体のインピーダンスとリアクタンスがＬＣＲメータによって測定され、そのインピーダンス変化率とリアクタンス変化率が計算された。具体的には、ＨＣＴ＝（インピーダンス−２３４７.７）／９０.２５３またはＨＣＴ＝（リアクタンス−５２９.６８）／３.１３０４の式でＨＣＴ較正曲線を用いてＨＣＴが計算される。その後、ＰＴ較正曲線によって実際のＰＴが計算された。異なるＨＣＴは異なるＰＴ較正曲線に対応してもよい。この特定の例では、ＰＴが式、ＰＴ＝（インピーダンス変化率−４.５６２）／−０.１８４９またはＰＴ＝（リアクタンス変化率−０.３６０４）／−０.０２５６でＰＴ較正曲線を用いて計算された。 
【００４５】
図１３と図１４にインピーダンスに基づく較正済みＰＴ 対実際のＰＴ、およびリアクタンスに基づく較正済みＰＴ対実際のＰＴのグラフをそれぞれ示す。較正曲線によって計算されたＰＴ値と、自動血液凝固分析器（Ｓｙｓｍｅｘ  ＣＡ−５００シリーズ）によって測定された実際のＰＴ値が比較された。
【００４６】
ＨＣＴの増減は血液凝固時間（ＰＴ）とインピーダンスまたはリアクタンスの変化率の値に影響を与える。具体的には、ＨＣＴがより高いとインピーダンスまたはリアクタンス変化率の値が増加する。このため、一部の実施形態におけるＰＴ測定プロセスはＨＣＴ修正工程を含んでもよい。したがって、本発明の一部実施形態による装置はＨＣＴとインピーダンス変化間の補間データ格納用の内部メモリを含む。
【００４７】
本発明の一様態において、上述の例から計算されたＰＴ値は、次の式に示す国際標準化比で修正してもよい。
【００４８】
【数６】
0005905212.tif 000008
ここで、ＩＮＲは国際標準化比、ＰＴはプロトロンビン時間、ＩＳＩは国際感受性指標である。
【００４９】
図１５Ａと図１５Ｂはそれぞれ、多孔質基板及び非多孔質基板をテストカードに用いた血液凝固分析を示すグラフである。これらの図に示すように、多孔質基板を用いた分析のほうが優れた結果となっている。
【００５０】
図１６Ａから図１６Ｃは、本発明のリアクタンス測定による異なる周波数での血液凝固分析を示すグラフである。血液検体の１５〜５０秒の凝固時間が０.１ＫＨｚ、１０ＫＨｚ、５０ＫＨｚの周波数で測定され、０.９６３６、０.９９２３、０.９８５８の回帰分析をそれぞれ計算することによってテスト結果Ｒ２が得られた。この場合、回帰分析は１０ＫＨｚと５０ＫＨｚの周波数を使用すると、０.１ＫＨｚの周波数に比べ、より優れた正確性が得られることを示している。
【００５１】
本発明について実施例を挙げて最良の実施形態について説明してきたが、当業者であれば本発明の観点でさまざまな同等の置き換え、修正、変更が可能である。したがって、特許請求の範囲は、本発明の要旨と範囲を逸脱しないそのような置き換え、修正、変更を含めて広く解釈される必要がある。
【符号の説明】
【００５２】
１００    診断装置
１１０    検体テストカードアッセンブリ
１２０    センサー装置
１２２    テストカード受入ユニット
１２４    ＡＣ生成ユニット
１２６    位相角計算ユニット
１２８    信号受信ユニット
１３０    マイクロプロセッサ
１３２    温度センサー
１３４    温度維持ユニット
１３６    ディスプレイユニット
２１０    絶縁基板
２２０    電極システム
２２２    サンプリング区域
２２４    反応区域
２２５    テスト電極
２２６、２２８    電極
２３０    分離層
２３２    スペーサ
２３６    チャネル
２４０    カバー
２４２    吸気口
２４４    通気孔
【図１】
0005905212.tif 000009
【図４】
0005905212.tif 000010
【図５】
0005905212.tif 000011
【図６】
0005905212.tif 000012
【図７】
0005905212.tif 000013
【図８】
0005905212.tif 000014
【図９】
0005905212.tif 000015
【図１０】
0005905212.tif 000016
【図１１】
0005905212.tif 000017
【図１２】
0005905212.tif 000018
【図１３】
0005905212.tif 000019
【図１４】
0005905212.tif 000020
【図１５】
0005905212.tif 000021
【図１６】
0005905212.tif 000022
【図２】
0005905212.tif 000023
【図３】
0005905212.tif 000024