JP3370504B2 - バイオセンサ - Google Patents
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- enzyme
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- C—CHEMISTRY; METALLURGY
- C12—BIOCHEMISTRY; BEER; SPIRITS; WINE; VINEGAR; MICROBIOLOGY; ENZYMOLOGY; MUTATION OR GENETIC ENGINEERING
- C12Q—MEASURING OR TESTING PROCESSES INVOLVING ENZYMES, NUCLEIC ACIDS OR MICROORGANISMS; COMPOSITIONS OR TEST PAPERS THEREFOR; PROCESSES OF PREPARING SUCH COMPOSITIONS; CONDITION-RESPONSIVE CONTROL IN MICROBIOLOGICAL OR ENZYMOLOGICAL PROCESSES
- C12Q1/00—Measuring or testing processes involving enzymes, nucleic acids or microorganisms; Compositions therefor; Processes of preparing such compositions
- C12Q1/001—Enzyme electrodes
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- Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
- Y10S—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
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- Y10S435/817—Enzyme or microbe electrode
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- Genetics & Genomics (AREA)
- Measuring Or Testing Involving Enzymes Or Micro-Organisms (AREA)
- Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、試料中の特定成分
について、迅速かつ高精度な定量を実施するためのバイ
オセンサに関する。
について、迅速かつ高精度な定量を実施するためのバイ
オセンサに関する。
【０００２】
【従来の技術】従来、試料中の特定成分について、試料
液の希釈や攪拌などを行うことなく簡易に定量する方式
として様々な様式のバイオセンサが開発されている。酵
素反応を利用したバイオセンサは、酵素反応系を担持ま
たは含有した担体を用い、信号の伝達方法として光、
色、電気信号などが用いられる。なかでも電気信号を用
いるバイオセンサは、電気絶縁性の基板上にスクリーン
印刷などの方法で作用極および対極からなる電極系を形
成し、さらに電気絶縁層を形成した後に、上記電極系上
に親水性高分子と酸化還元酵素と電子受容体からなる酵
素反応層を形成したものがある（特開平３−２０２７６
４号公報）。測定対象物質としての基質を含む試料液を
酵素反応層上へ滴下すると、酵素反応層が溶解し、基質
と酵素が反応して基質が酸化され、これに伴い電子受容
体が還元される。酵素反応終了後、この還元された電子
受容体を電気化学的に酸化し、このとき得られる酸化電
流値から試料液中の基質濃度を求めるものである。
液の希釈や攪拌などを行うことなく簡易に定量する方式
として様々な様式のバイオセンサが開発されている。酵
素反応を利用したバイオセンサは、酵素反応系を担持ま
たは含有した担体を用い、信号の伝達方法として光、
色、電気信号などが用いられる。なかでも電気信号を用
いるバイオセンサは、電気絶縁性の基板上にスクリーン
印刷などの方法で作用極および対極からなる電極系を形
成し、さらに電気絶縁層を形成した後に、上記電極系上
に親水性高分子と酸化還元酵素と電子受容体からなる酵
素反応層を形成したものがある（特開平３−２０２７６
４号公報）。測定対象物質としての基質を含む試料液を
酵素反応層上へ滴下すると、酵素反応層が溶解し、基質
と酵素が反応して基質が酸化され、これに伴い電子受容
体が還元される。酵素反応終了後、この還元された電子
受容体を電気化学的に酸化し、このとき得られる酸化電
流値から試料液中の基質濃度を求めるものである。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上記の
ような従来構成のバイオセンサにおいては、試料液の基
質濃度が同じ場合でも、試料液に含まれる基質以外の成
分の存在によって、センサの応答特性に差が出るという
課題を有していた。例えば、ｐＨを変化させるものが存
在するために酵素の活性が変化し、センサの応答特性に
差が出るということがあった。また、血液を試料とする
場合などでは、赤血球などの粒子状の成分が含まれ、こ
れらの含有量が異なることによって、センサの応答特性
に差があった。このような試料液の性状の差を緩和する
方法として、一定の希釈液を用いて希釈し、それぞれの
性状の差を小さくする方法も有効であるが、使い勝手か
らすると必ずしも得策ではない。
ような従来構成のバイオセンサにおいては、試料液の基
質濃度が同じ場合でも、試料液に含まれる基質以外の成
分の存在によって、センサの応答特性に差が出るという
課題を有していた。例えば、ｐＨを変化させるものが存
在するために酵素の活性が変化し、センサの応答特性に
差が出るということがあった。また、血液を試料とする
場合などでは、赤血球などの粒子状の成分が含まれ、こ
れらの含有量が異なることによって、センサの応答特性
に差があった。このような試料液の性状の差を緩和する
方法として、一定の希釈液を用いて希釈し、それぞれの
性状の差を小さくする方法も有効であるが、使い勝手か
らすると必ずしも得策ではない。
【０００４】
【課題を解決するための手段】本発明のバイオセンサ
は、電気絶縁性の基板、前記基板上に形成された作用極
と対極を有する電極系、および前記電極系上に配置され
た親水性高分子と酵素と電子受容体を含有する反応層を
具備し、前記反応層の親水性高分子の量を、酵素の重量
の１５０％から１０００％の範囲としたものである。こ
こで、親水性高分子としては、カルボキシメチルセルロ
ース、カルボキシエチルセルロース、ヒドロキシエチル
セルロース、ヒドロキシプロピルセルロース、カルボキ
シエチルメチルセルロースなどのセルロースエーテル、
アミロース、およびでんぷんからなる群より選ばれる。
は、電気絶縁性の基板、前記基板上に形成された作用極
と対極を有する電極系、および前記電極系上に配置され
た親水性高分子と酵素と電子受容体を含有する反応層を
具備し、前記反応層の親水性高分子の量を、酵素の重量
の１５０％から１０００％の範囲としたものである。こ
こで、親水性高分子としては、カルボキシメチルセルロ
ース、カルボキシエチルセルロース、ヒドロキシエチル
セルロース、ヒドロキシプロピルセルロース、カルボキ
シエチルメチルセルロースなどのセルロースエーテル、
アミロース、およびでんぷんからなる群より選ばれる。
【０００５】また、酵素は、グルコースオキシダーゼ、
グルコースデヒドロゲナーゼ、アルコールオキシダー
ゼ、アルコールデヒドロゲナーゼ、コレステロールオキ
シダーゼ、コレステロールデヒドロゲナーゼ、乳酸オキ
シダーゼ、乳酸デヒドロゲナーゼ、フルクトースデヒド
ロゲナーゼ、アスコルビン酸オキシダーゼ、およびビリ
ルビンオキシダーゼからなる群より選ばれる。反応層
は、親水性高分子を含む第１層と、親水性高分子と酵素
と電子受容体を含有する第２層から構成するのが好まし
い。また、第１層の親水性高分子は、カルボキシメチル
セルロース、カルボキシエチルセルロース、ヒドロキシ
エチルセルロース、ヒドロキシプロピルセルロース、お
よびカルボキシエチルメチルセルロースからなる群より
選ばれるものが好ましい。
グルコースデヒドロゲナーゼ、アルコールオキシダー
ゼ、アルコールデヒドロゲナーゼ、コレステロールオキ
シダーゼ、コレステロールデヒドロゲナーゼ、乳酸オキ
シダーゼ、乳酸デヒドロゲナーゼ、フルクトースデヒド
ロゲナーゼ、アスコルビン酸オキシダーゼ、およびビリ
ルビンオキシダーゼからなる群より選ばれる。反応層
は、親水性高分子を含む第１層と、親水性高分子と酵素
と電子受容体を含有する第２層から構成するのが好まし
い。また、第１層の親水性高分子は、カルボキシメチル
セルロース、カルボキシエチルセルロース、ヒドロキシ
エチルセルロース、ヒドロキシプロピルセルロース、お
よびカルボキシエチルメチルセルロースからなる群より
選ばれるものが好ましい。
【０００６】
【発明の実施の形態】以下、本発明の実施の形態を説明
する。図１は本発明のバイオセンサの、カバーおよびス
ペーサーを除いた断面模式図である。ポリエチレンテレ
フタレートからなる電気絶縁性の基板１上に、スクリー
ン印刷により銀ペーストを印刷しリード２、３を形成
し、さらに、同様の印刷法により、樹脂バインダーを含
む導電性カーボンペーストからなる作用極４と対極５を
含む電極系および電気絶縁性ペーストからなる電気絶縁
層６を形成する。電気絶縁層６は、作用極４および対極
５の露出部分の面積を一定とし、かつリード２、３を部
分的に覆っている。
する。図１は本発明のバイオセンサの、カバーおよびス
ペーサーを除いた断面模式図である。ポリエチレンテレ
フタレートからなる電気絶縁性の基板１上に、スクリー
ン印刷により銀ペーストを印刷しリード２、３を形成
し、さらに、同様の印刷法により、樹脂バインダーを含
む導電性カーボンペーストからなる作用極４と対極５を
含む電極系および電気絶縁性ペーストからなる電気絶縁
層６を形成する。電気絶縁層６は、作用極４および対極
５の露出部分の面積を一定とし、かつリード２、３を部
分的に覆っている。
【０００７】このようにして電極部分を形成した後に、
親水性高分子としてカルボキシメチルセルロース（以下
ＣＭＣと略す）の水溶液を電極系表面に滴下し、乾燥さ
せて第１層を形成する。この第１層の上に、酵素と電子
受容体と親水性高分子の混合水溶液を滴下し、乾燥させ
て、親水性高分子、酵素および電子受容体を含む第２層
を形成する。こうして第１層および第２層からなる反応
層７を形成する。前記のように、第１層上に、親水性高
分子、酵素、電子受容体の混合水溶液を滴下すると、最
初に形成した第１層は一度溶解し、その後の乾燥過程で
酵素などと混合された状態で親水性高分子、酵素、電子
受容体からなる反応層７を形成する。しかし、攪拌を伴
わないため完全な混合状態とはならず、電極系表面はＣ
ＭＣのみによって被覆された状態となる。この親水性高
分子からなる第１層の存在により、電極系表面へのタン
パク質の吸着などを防ぐことができる。
親水性高分子としてカルボキシメチルセルロース（以下
ＣＭＣと略す）の水溶液を電極系表面に滴下し、乾燥さ
せて第１層を形成する。この第１層の上に、酵素と電子
受容体と親水性高分子の混合水溶液を滴下し、乾燥させ
て、親水性高分子、酵素および電子受容体を含む第２層
を形成する。こうして第１層および第２層からなる反応
層７を形成する。前記のように、第１層上に、親水性高
分子、酵素、電子受容体の混合水溶液を滴下すると、最
初に形成した第１層は一度溶解し、その後の乾燥過程で
酵素などと混合された状態で親水性高分子、酵素、電子
受容体からなる反応層７を形成する。しかし、攪拌を伴
わないため完全な混合状態とはならず、電極系表面はＣ
ＭＣのみによって被覆された状態となる。この親水性高
分子からなる第１層の存在により、電極系表面へのタン
パク質の吸着などを防ぐことができる。
【０００８】上記のようにして反応層を形成した後、カ
バー１２およびスペーサー１１を図２中の一点鎖線で示
すような位置関係をもって接着することによりグルコー
スセンサが作製される。上記構成によるバイオセンサ
は、試料液のｐＨが異なるなどの性質による影響が親水
性高分子の作用で緩和され、試料液中の基質以外の成分
の含有およびその含有量が異なることによるセンサの応
答特性の差を小さくすることができる。また、血液を試
料としたときとグルコース水溶液を試料としたときで、
ほぼ同一の応答値が得られる。これは、血液中の赤血球
や血清タンパク質などが存在することによるセンサ反応
への影響が緩和され、血球成分などの大きな粒子成分が
反応層中に入り込むのが妨げられ、反応層表面でトラッ
プされることによるものである。
バー１２およびスペーサー１１を図２中の一点鎖線で示
すような位置関係をもって接着することによりグルコー
スセンサが作製される。上記構成によるバイオセンサ
は、試料液のｐＨが異なるなどの性質による影響が親水
性高分子の作用で緩和され、試料液中の基質以外の成分
の含有およびその含有量が異なることによるセンサの応
答特性の差を小さくすることができる。また、血液を試
料としたときとグルコース水溶液を試料としたときで、
ほぼ同一の応答値が得られる。これは、血液中の赤血球
や血清タンパク質などが存在することによるセンサ反応
への影響が緩和され、血球成分などの大きな粒子成分が
反応層中に入り込むのが妨げられ、反応層表面でトラッ
プされることによるものである。
【０００９】反応層中の親水性高分子の混合量は、酵素
の重量の１５０％から１０００％の範囲で上記の効果が
得られる。親水性高分子の量が酵素の量の１５０％未満
の場合には、基質以外の成分の存在のセンサ応答への影
響を緩和する効果が十分得られない。また、親水性高分
子の量が酵素の量の１０００％を越える場合には、反応
層が試料液で溶解し難くなり、十分なセンサ応答値を得
るために時間がかかり、応答値のばらつきが増大すると
いう結果となる。
の重量の１５０％から１０００％の範囲で上記の効果が
得られる。親水性高分子の量が酵素の量の１５０％未満
の場合には、基質以外の成分の存在のセンサ応答への影
響を緩和する効果が十分得られない。また、親水性高分
子の量が酵素の量の１０００％を越える場合には、反応
層が試料液で溶解し難くなり、十分なセンサ応答値を得
るために時間がかかり、応答値のばらつきが増大すると
いう結果となる。
【００１０】
【実施例】以下、本発明の実施例を説明する。
《実施例１》バイオセンサの一例として、グルコースセ
ンサについて説明する。図１のように、ポリエチレンテ
レフタレートからなる電気絶縁性の基板１上にリード
２、３と作用極４、対極５を含む電極系および電気絶縁
層６を形成する。このようにして電極部分を形成した後
に、親水性高分子としてカルボキシメチルセルロース
（以下ＣＭＣと略す）の０．２５ｗｔ％水溶液を電極系
表面に滴下し、５０℃の温風乾燥機中で１０分間乾燥さ
せて第１層を形成した。この第１層の上に、酵素として
グルコースオキシダーゼ（ＥＣ１．１．３．４；以下Ｇ
ＯＤと略す）１０ｍｇ、電子受容体としてのフェリシア
ン化カリウム１６ｍｇ、および親水性高分子としてＣＭ
Ｃ２０ｍｇを水１ｍｌに溶解した混合水溶液を滴下し、
５０℃の温風乾燥機中で１０分間乾燥させて、親水性高
分子、酵素および電子受容体を含む反応層７を形成し
た。この反応層の第１層と第２層を合わせた親水性高分
子ＣＭＣの量は、重量比でグルコースオキシダーゼの２
３１％である。
ンサについて説明する。図１のように、ポリエチレンテ
レフタレートからなる電気絶縁性の基板１上にリード
２、３と作用極４、対極５を含む電極系および電気絶縁
層６を形成する。このようにして電極部分を形成した後
に、親水性高分子としてカルボキシメチルセルロース
（以下ＣＭＣと略す）の０．２５ｗｔ％水溶液を電極系
表面に滴下し、５０℃の温風乾燥機中で１０分間乾燥さ
せて第１層を形成した。この第１層の上に、酵素として
グルコースオキシダーゼ（ＥＣ１．１．３．４；以下Ｇ
ＯＤと略す）１０ｍｇ、電子受容体としてのフェリシア
ン化カリウム１６ｍｇ、および親水性高分子としてＣＭ
Ｃ２０ｍｇを水１ｍｌに溶解した混合水溶液を滴下し、
５０℃の温風乾燥機中で１０分間乾燥させて、親水性高
分子、酵素および電子受容体を含む反応層７を形成し
た。この反応層の第１層と第２層を合わせた親水性高分
子ＣＭＣの量は、重量比でグルコースオキシダーゼの２
３１％である。
【００１１】上記のようにして反応層を形成した後、カ
バー１２およびスペーサー１１を図２中の一点鎖線で示
すような位置関係をもって接着してグルコースセンサを
作製した。このグルコースセンサの試料液として、グル
コース濃度が０〜８００ｍｇ／ｄｌのグルコース溶液を
純水、ｐＨ５の１００ｍＭのリン酸緩衝液、およびｐＨ
７の１００ｍＭのリン酸緩衝液を用いてそれぞれ調製し
た。試料液３μｌを試料供給孔となるスペーサのスリッ
ト１３の開口部より供給すると、試料液はスリット１３
により形成される試料供給路を空気孔１４の部分まで達
し、反応層７に試料液が浸透して反応層７が溶解する。
反応層７で試料液中のグルコースがグルコースオキシダ
ーゼによって酸化され、そこで移動した電子によってフ
ェリシアン化カリウムが還元されてフェロシアン化カリ
ウムを生じる。
バー１２およびスペーサー１１を図２中の一点鎖線で示
すような位置関係をもって接着してグルコースセンサを
作製した。このグルコースセンサの試料液として、グル
コース濃度が０〜８００ｍｇ／ｄｌのグルコース溶液を
純水、ｐＨ５の１００ｍＭのリン酸緩衝液、およびｐＨ
７の１００ｍＭのリン酸緩衝液を用いてそれぞれ調製し
た。試料液３μｌを試料供給孔となるスペーサのスリッ
ト１３の開口部より供給すると、試料液はスリット１３
により形成される試料供給路を空気孔１４の部分まで達
し、反応層７に試料液が浸透して反応層７が溶解する。
反応層７で試料液中のグルコースがグルコースオキシダ
ーゼによって酸化され、そこで移動した電子によってフ
ェリシアン化カリウムが還元されてフェロシアン化カリ
ウムを生じる。
【００１２】このようにして生じたフェロシアン化カリ
ウムが電極表面近傍に移動し、試料を供給してから１分
後に、電極系の対極５と作用極４の間に＋０．５Ｖの電
圧を印加し、５秒後の電流値を測定したところ、純水、
ｐＨ５の１００ｍＭのリン酸緩衝液、およびｐＨ７の１
００ｍＭのリン酸緩衝液を用いて調製したグルコース溶
液のグルコース濃度に依存する値が得られた。純水、ｐ
Ｈ５の１００ｍＭのリン酸緩衝液、およびｐＨ７の１０
０ｍＭのリン酸緩衝液を用いて調製したグルコース溶液
おけるグルコース濃度に対する電流応答値は、ほぼ同じ
であった。また、このグルコースセンサの試料液として
血液を用意し、試料を供給してから１分後に、電極系の
対極５と作用極４の間に＋０．５Ｖの電圧を印加し、５
秒後の電流値を測定したところ、血液試料中のグルコー
ス濃度に依存する値が得られた。血液試料におけるグル
コース濃度に対する電流応答値は同濃度のグルコース水
溶液に対する電流応答値の約９８％であった。
ウムが電極表面近傍に移動し、試料を供給してから１分
後に、電極系の対極５と作用極４の間に＋０．５Ｖの電
圧を印加し、５秒後の電流値を測定したところ、純水、
ｐＨ５の１００ｍＭのリン酸緩衝液、およびｐＨ７の１
００ｍＭのリン酸緩衝液を用いて調製したグルコース溶
液のグルコース濃度に依存する値が得られた。純水、ｐ
Ｈ５の１００ｍＭのリン酸緩衝液、およびｐＨ７の１０
０ｍＭのリン酸緩衝液を用いて調製したグルコース溶液
おけるグルコース濃度に対する電流応答値は、ほぼ同じ
であった。また、このグルコースセンサの試料液として
血液を用意し、試料を供給してから１分後に、電極系の
対極５と作用極４の間に＋０．５Ｖの電圧を印加し、５
秒後の電流値を測定したところ、血液試料中のグルコー
ス濃度に依存する値が得られた。血液試料におけるグル
コース濃度に対する電流応答値は同濃度のグルコース水
溶液に対する電流応答値の約９８％であった。
【００１３】《比較例１》反応層の第２層を形成する際
の酵素と電子受容体の混合溶液中に親水性高分子を含ま
ない他は、実施例１と同じ構成のセンサを作製した。反
応層中第１層に含まれるＣＭＣの量は、重量比でグルコ
ースオキシダーゼの３１％である。このセンサを用いた
場合には、ｐＨ５の１００ｍＭのリン酸緩衝液を用いて
調製したグルコース溶液におけるグルコース濃度に対す
る電流応答値は、純水で調製したグルコース溶液におけ
るグルコース濃度に対する電流応答値とほぼ同じであっ
たが、ｐＨ７の１００ｍＭのリン酸緩衝液を用いて調製
したグルコース溶液におけるグルコース濃度に対する電
流応答値は、純水で調製したグルコース溶液におけるグ
ルコース濃度に対する電流応答値の約６０〜７０％であ
り、電流応答値とグルコース濃度との間に直線関係が得
られなかった。また、血液試料におけるグルコース濃度
に対する電流応答値は、同濃度の純水で調製したグルコ
ース溶液に対する電流応答値の約７０〜８０％であっ
た。このように、電流応答値が低いことが、Ｓ／Ｎ比を
増大させ、センサの測定精度を低下させる原因となると
ともに、血液のヘマトクリット値の個体間差が、センサ
の電流応答値に影響する原因となる。
の酵素と電子受容体の混合溶液中に親水性高分子を含ま
ない他は、実施例１と同じ構成のセンサを作製した。反
応層中第１層に含まれるＣＭＣの量は、重量比でグルコ
ースオキシダーゼの３１％である。このセンサを用いた
場合には、ｐＨ５の１００ｍＭのリン酸緩衝液を用いて
調製したグルコース溶液におけるグルコース濃度に対す
る電流応答値は、純水で調製したグルコース溶液におけ
るグルコース濃度に対する電流応答値とほぼ同じであっ
たが、ｐＨ７の１００ｍＭのリン酸緩衝液を用いて調製
したグルコース溶液におけるグルコース濃度に対する電
流応答値は、純水で調製したグルコース溶液におけるグ
ルコース濃度に対する電流応答値の約６０〜７０％であ
り、電流応答値とグルコース濃度との間に直線関係が得
られなかった。また、血液試料におけるグルコース濃度
に対する電流応答値は、同濃度の純水で調製したグルコ
ース溶液に対する電流応答値の約７０〜８０％であっ
た。このように、電流応答値が低いことが、Ｓ／Ｎ比を
増大させ、センサの測定精度を低下させる原因となると
ともに、血液のヘマトクリット値の個体間差が、センサ
の電流応答値に影響する原因となる。
【００１４】《実施例２》実施例１と同様にして、ポリ
エチレンテレフタレートからなる電気絶縁性の基板１上
にリード２、３と作用極４、対極５を含む電極系および
電気絶縁層６を形成した。さらに、実施例１と同様にし
て、親水性高分子からなる第１層を形成した上に、ヒド
ロキシエチルセルロース５０ｍｇ、ＧＯＤ１０ｍｇ、お
よびフェリシアン化カリウム１６ｍｇを水１ｍｌに溶解
した溶液を用いて、親水性高分子、酵素および電子受容
体からなる反応層７を形成した。この反応層の第１層と
第２層を合わせた親水性高分子の量は、重量比でグルコ
ースオキシダーゼの５３１％である。さらに、実施例１
と同様にカバー１２およびスペーサー１１とともに一体
化してグルコースセンサを作製した。
エチレンテレフタレートからなる電気絶縁性の基板１上
にリード２、３と作用極４、対極５を含む電極系および
電気絶縁層６を形成した。さらに、実施例１と同様にし
て、親水性高分子からなる第１層を形成した上に、ヒド
ロキシエチルセルロース５０ｍｇ、ＧＯＤ１０ｍｇ、お
よびフェリシアン化カリウム１６ｍｇを水１ｍｌに溶解
した溶液を用いて、親水性高分子、酵素および電子受容
体からなる反応層７を形成した。この反応層の第１層と
第２層を合わせた親水性高分子の量は、重量比でグルコ
ースオキシダーゼの５３１％である。さらに、実施例１
と同様にカバー１２およびスペーサー１１とともに一体
化してグルコースセンサを作製した。
【００１５】このグルコースセンサの試料液として、グ
ルコース濃度が０〜８００ｍｇ／ｄｌのグルコース溶液
を純水、ｐＨ５の１００ｍＭのリン酸緩衝液、およびｐ
Ｈ７の１００ｍＭのリン酸緩衝液を用いてそれぞれ調製
した。実施例１と同様に、試料液３μｌを試料供給孔よ
り供給してから１分後に、電極系の対極５と作用極４の
間に＋０．５Ｖの電圧を印加し、５秒後の電流値を測定
したところ、純水、ｐＨ５の１００ｍＭのリン酸緩衝
液、およびｐＨ７の１００ｍＭのリン酸緩衝液を用いて
調製したグルコース溶液のグルコース濃度に依存する値
が得られた。純水、ｐＨ５の１００ｍＭのリン酸緩衝
液、およびｐＨ７の１００ｍＭのリン酸緩衝液を用いて
調製したグルコース溶液おけるグルコース濃度に対する
電流応答値は、ほぼ同じであった。また、このグルコー
スセンサの試料液として血液を用意し、試料を供給して
から１分後に、電極系の対極５と作用極４の間に＋０．
５Ｖの電圧を印加し、５秒後の電流値を測定したとこ
ろ、血液試料中のグルコース濃度に依存する値が得られ
た。血液試料におけるグルコース濃度に対する電流応答
値は同濃度のグルコース水溶液に対する電流応答値の約
９６％であった。
ルコース濃度が０〜８００ｍｇ／ｄｌのグルコース溶液
を純水、ｐＨ５の１００ｍＭのリン酸緩衝液、およびｐ
Ｈ７の１００ｍＭのリン酸緩衝液を用いてそれぞれ調製
した。実施例１と同様に、試料液３μｌを試料供給孔よ
り供給してから１分後に、電極系の対極５と作用極４の
間に＋０．５Ｖの電圧を印加し、５秒後の電流値を測定
したところ、純水、ｐＨ５の１００ｍＭのリン酸緩衝
液、およびｐＨ７の１００ｍＭのリン酸緩衝液を用いて
調製したグルコース溶液のグルコース濃度に依存する値
が得られた。純水、ｐＨ５の１００ｍＭのリン酸緩衝
液、およびｐＨ７の１００ｍＭのリン酸緩衝液を用いて
調製したグルコース溶液おけるグルコース濃度に対する
電流応答値は、ほぼ同じであった。また、このグルコー
スセンサの試料液として血液を用意し、試料を供給して
から１分後に、電極系の対極５と作用極４の間に＋０．
５Ｖの電圧を印加し、５秒後の電流値を測定したとこ
ろ、血液試料中のグルコース濃度に依存する値が得られ
た。血液試料におけるグルコース濃度に対する電流応答
値は同濃度のグルコース水溶液に対する電流応答値の約
９６％であった。
【００１６】《比較例２》実施例１と同様にして、親水
性高分子からなる第１層を形成した上に、ヒドロキシエ
チルセルロース１２ｍｇ、ＧＯＤ１０ｍｇ、およびフェ
リシアン化カリウム１６ｍｇを水１ｍｌに溶解した溶液
を用いて、親水性高分子、酵素および電子受容体からな
る反応層７を形成した。この反応層の第１層と第２層を
合わせた親水性高分子の量は、重量比でグルコースオキ
シダーゼの１３１％である。さらに、実施例１と同様に
カバー１２およびスペーサー１１とともに一体化してグ
ルコースセンサを作製した。
性高分子からなる第１層を形成した上に、ヒドロキシエ
チルセルロース１２ｍｇ、ＧＯＤ１０ｍｇ、およびフェ
リシアン化カリウム１６ｍｇを水１ｍｌに溶解した溶液
を用いて、親水性高分子、酵素および電子受容体からな
る反応層７を形成した。この反応層の第１層と第２層を
合わせた親水性高分子の量は、重量比でグルコースオキ
シダーゼの１３１％である。さらに、実施例１と同様に
カバー１２およびスペーサー１１とともに一体化してグ
ルコースセンサを作製した。
【００１７】実施例１と同様に、試料液３μｌを試料供
給孔１３より供給してから１分後に、電極系の対極５と
作用極４の間に＋０．５Ｖの電圧を印加し、５秒後の電
流値を測定した。その結果、純水、ｐＨ５の１００ｍＭ
のリン酸緩衝液、およびｐＨ７の１００ｍＭのリン酸緩
衝液を用いて調製したそれぞれのグルコース溶液のグル
コース濃度に依存する値が得られた。しかし、ｐＨ５の
１００ｍＭのリン酸緩衝液を用いて調製したグルコース
溶液におけるグルコース濃度に対する電流応答値は、純
水で調製したグルコース溶液におけるグルコース濃度に
対する電流応答値とほぼ同じであったが、ｐＨ７の１０
０ｍＭのリン酸緩衝液を用いて調製したグルコース溶液
におけるグルコース濃度に対する電流応答値は、純水で
調製したグルコース溶液におけるグルコース濃度に対す
る電流応答値の約６０〜７０％で、電流応答値とグルコ
ース濃度の間に直線関係が得られなかった。また、血液
試料におけるグルコース濃度に対する電流応答値は、同
濃度の純水で調製したグルコース溶液に対する電流応答
値の約７５〜８５％であった。このように、電流応答値
が低いことが、Ｓ／Ｎ比を増大させ、センサの測定精度
を低下させる原因となるとともに、血液のヘマトクリッ
ト値の個体間差が、センサの電流応答値に影響する原因
となる。
給孔１３より供給してから１分後に、電極系の対極５と
作用極４の間に＋０．５Ｖの電圧を印加し、５秒後の電
流値を測定した。その結果、純水、ｐＨ５の１００ｍＭ
のリン酸緩衝液、およびｐＨ７の１００ｍＭのリン酸緩
衝液を用いて調製したそれぞれのグルコース溶液のグル
コース濃度に依存する値が得られた。しかし、ｐＨ５の
１００ｍＭのリン酸緩衝液を用いて調製したグルコース
溶液におけるグルコース濃度に対する電流応答値は、純
水で調製したグルコース溶液におけるグルコース濃度に
対する電流応答値とほぼ同じであったが、ｐＨ７の１０
０ｍＭのリン酸緩衝液を用いて調製したグルコース溶液
におけるグルコース濃度に対する電流応答値は、純水で
調製したグルコース溶液におけるグルコース濃度に対す
る電流応答値の約６０〜７０％で、電流応答値とグルコ
ース濃度の間に直線関係が得られなかった。また、血液
試料におけるグルコース濃度に対する電流応答値は、同
濃度の純水で調製したグルコース溶液に対する電流応答
値の約７５〜８５％であった。このように、電流応答値
が低いことが、Ｓ／Ｎ比を増大させ、センサの測定精度
を低下させる原因となるとともに、血液のヘマトクリッ
ト値の個体間差が、センサの電流応答値に影響する原因
となる。
【００１８】《実施例３》実施例１と同様にして、親水
性高分子からなる第１層を形成した上に、ＧＯＤ１０ｍ
ｇ、フェリシアン化カリウム１６ｍｇ、およびカルボキ
シエチルセルロース２０ｍｇを水１ｍｌに溶解した溶液
を用いて、親水性高分子、酵素および電子受容体からな
る反応層７を形成した。この反応層の第１層と第２層を
合わせた親水性高分子の量は、重量比でグルコースオキ
シダーゼの２３１％である。
性高分子からなる第１層を形成した上に、ＧＯＤ１０ｍ
ｇ、フェリシアン化カリウム１６ｍｇ、およびカルボキ
シエチルセルロース２０ｍｇを水１ｍｌに溶解した溶液
を用いて、親水性高分子、酵素および電子受容体からな
る反応層７を形成した。この反応層の第１層と第２層を
合わせた親水性高分子の量は、重量比でグルコースオキ
シダーゼの２３１％である。
【００１９】このグルコースセンサの試料液として、グ
ルコース濃度が０〜８００ｍｇ／ｄｌのグルコース溶液
を純水、ｐＨ５の１００ｍＭのリン酸緩衝液、およびｐ
Ｈ７の１００ｍＭのリン酸緩衝液を用いてそれぞれ調製
した。実施例１と同様に、試料液３μｌを試料供給孔１
３より供給してから１分後に、電極系の対極５と作用極
４の間に＋０．５Ｖの電圧を印加し、５秒後の電流値を
測定したところ、純水、ｐＨ５の１００ｍＭのリン酸緩
衝液、およびｐＨ７の１００ｍＭのリン酸緩衝液を用い
て調製したグルコース溶液のグルコース濃度に依存する
値が得られた。純水、ｐＨ５の１００ｍＭのリン酸緩衝
液、およびｐＨ７の１００ｍＭのリン酸緩衝液を用いて
調製したグルコース溶液おけるグルコース濃度に対する
電流応答値は、ほぼ同じであった。また、このグルコー
スセンサの試料液として血液を用意し、試料を供給して
から１分後に、電極系の対極５と作用極４の間に＋０．
５Ｖの電圧を印加し、５秒後の電流値を測定したとこ
ろ、血液試料中のグルコース濃度に依存する値が得られ
た。血液試料におけるグルコース濃度に対する電流応答
値は同濃度のグルコース水溶液に対する電流応答値の約
９７％であった。
ルコース濃度が０〜８００ｍｇ／ｄｌのグルコース溶液
を純水、ｐＨ５の１００ｍＭのリン酸緩衝液、およびｐ
Ｈ７の１００ｍＭのリン酸緩衝液を用いてそれぞれ調製
した。実施例１と同様に、試料液３μｌを試料供給孔１
３より供給してから１分後に、電極系の対極５と作用極
４の間に＋０．５Ｖの電圧を印加し、５秒後の電流値を
測定したところ、純水、ｐＨ５の１００ｍＭのリン酸緩
衝液、およびｐＨ７の１００ｍＭのリン酸緩衝液を用い
て調製したグルコース溶液のグルコース濃度に依存する
値が得られた。純水、ｐＨ５の１００ｍＭのリン酸緩衝
液、およびｐＨ７の１００ｍＭのリン酸緩衝液を用いて
調製したグルコース溶液おけるグルコース濃度に対する
電流応答値は、ほぼ同じであった。また、このグルコー
スセンサの試料液として血液を用意し、試料を供給して
から１分後に、電極系の対極５と作用極４の間に＋０．
５Ｖの電圧を印加し、５秒後の電流値を測定したとこ
ろ、血液試料中のグルコース濃度に依存する値が得られ
た。血液試料におけるグルコース濃度に対する電流応答
値は同濃度のグルコース水溶液に対する電流応答値の約
９７％であった。
【００２０】なお、上記実施例ではグルコースセンサに
ついて示したが、本発明はアルコールセンサ、スクロー
スセンサ、コレステロールセンサ、乳酸センサやフルク
トースセンサなどの酵素の関与する反応系を用いたバイ
オセンサに広く用いることができる。酵素としては、グ
ルコースオキシダーゼに限定されることはなく、グルコ
ースデヒドロゲナーゼ、アルコールオキシダーゼ、アル
コールデヒドロゲナーゼ、コレステロールオキシダー
ゼ、コレステロールデヒドロゲナーゼ、乳酸オキシダー
ゼ、乳酸デヒドロゲナーゼ、フルクトースデヒドロゲナ
ーゼ、アスコルビン酸オキシダーゼ、ビリルビンオキシ
ダーゼなども用いることができる。
ついて示したが、本発明はアルコールセンサ、スクロー
スセンサ、コレステロールセンサ、乳酸センサやフルク
トースセンサなどの酵素の関与する反応系を用いたバイ
オセンサに広く用いることができる。酵素としては、グ
ルコースオキシダーゼに限定されることはなく、グルコ
ースデヒドロゲナーゼ、アルコールオキシダーゼ、アル
コールデヒドロゲナーゼ、コレステロールオキシダー
ゼ、コレステロールデヒドロゲナーゼ、乳酸オキシダー
ゼ、乳酸デヒドロゲナーゼ、フルクトースデヒドロゲナ
ーゼ、アスコルビン酸オキシダーゼ、ビリルビンオキシ
ダーゼなども用いることができる。
【００２１】さらに、上記実施例では、第１層の親水性
高分子層が電極系表面へのタンパク質の吸着などを防ぐ
ことを示したが、実施例中で用いたＣＭＣ以外に、ヒド
ロキシエチルセルロース、カルボキシエチルセルロー
ス、ヒドロキシプロピルセルロース、カルボキシエチル
メチルセルロースなどのセルロースエーテルを用いても
同様の効果が得られる。さらに、上記実施例では、第２
層に含まれる親水性高分子としてＣＭＣ、ヒドロキシエ
チルセルロース、カルボキシエチルセルロースを用いた
が、これらに限定することはなくヒドロキシプロピルセ
ルロース、カルボキシエチルメチルセルロースなどのセ
ルロースエーテルを用いても良く、また、アミロース、
でんぷんおよびその誘導体を用いても同様の効果が得ら
れる。
高分子層が電極系表面へのタンパク質の吸着などを防ぐ
ことを示したが、実施例中で用いたＣＭＣ以外に、ヒド
ロキシエチルセルロース、カルボキシエチルセルロー
ス、ヒドロキシプロピルセルロース、カルボキシエチル
メチルセルロースなどのセルロースエーテルを用いても
同様の効果が得られる。さらに、上記実施例では、第２
層に含まれる親水性高分子としてＣＭＣ、ヒドロキシエ
チルセルロース、カルボキシエチルセルロースを用いた
が、これらに限定することはなくヒドロキシプロピルセ
ルロース、カルボキシエチルメチルセルロースなどのセ
ルロースエーテルを用いても良く、また、アミロース、
でんぷんおよびその誘導体を用いても同様の効果が得ら
れる。
【００２２】一方、電子受容体としては、上記実施例に
示したフェリシアン化カリウム以外に、ｐ−ベンゾキノ
ン、フェナジンメトサルフェート、インドフェノールお
よびその誘導体、β−ナフトキノン−４−スルホン酸カ
リウム、メチレンブルー、フェロセンおよびその誘導体
なども使用できる。これらの親水性高分子、酵素、電子
受容体を溶解する溶媒として、上記実施例では水を用い
たが、リン酸緩衝液、クエン酸緩衝液、酢酸緩衝液、ト
リス塩酸緩衝液などの各種緩衝液を用いることもでき
る。また、上記実施例において酵素および電子受容体に
ついては試料液に溶解する方式について示したが、これ
に制限されることはなく、固定化によって試料液に不溶
化させた場合にも適用することができる。さらに、反応
層の上にレシチンを含む層を形成することで、試料の導
入をスムーズにすることができる。また、上記実施例で
は、作用極と対極のみの二極電極系について述べたが、
参照極を加えた三電極方式にすれば、より正確な測定が
可能である。
示したフェリシアン化カリウム以外に、ｐ−ベンゾキノ
ン、フェナジンメトサルフェート、インドフェノールお
よびその誘導体、β−ナフトキノン−４−スルホン酸カ
リウム、メチレンブルー、フェロセンおよびその誘導体
なども使用できる。これらの親水性高分子、酵素、電子
受容体を溶解する溶媒として、上記実施例では水を用い
たが、リン酸緩衝液、クエン酸緩衝液、酢酸緩衝液、ト
リス塩酸緩衝液などの各種緩衝液を用いることもでき
る。また、上記実施例において酵素および電子受容体に
ついては試料液に溶解する方式について示したが、これ
に制限されることはなく、固定化によって試料液に不溶
化させた場合にも適用することができる。さらに、反応
層の上にレシチンを含む層を形成することで、試料の導
入をスムーズにすることができる。また、上記実施例で
は、作用極と対極のみの二極電極系について述べたが、
参照極を加えた三電極方式にすれば、より正確な測定が
可能である。
【００２３】
【発明の効果】以上のように本発明によると、試料液中
に共存する基質以外の成分の影響を受けず、高精度な定
量が可能なバイオセンサを提供することができる。
に共存する基質以外の成分の影響を受けず、高精度な定
量が可能なバイオセンサを提供することができる。
【図１】本発明によるグルコースセンサのカバーおよび
スペーサーを除いた断面模式図である。
スペーサーを除いた断面模式図である。
【図２】同グルコースセンサのうち、反応層を除いた分
解斜視図である。
解斜視図である。
１ 電気絶縁性の基板
２、３ リード
４ 作用極
５ 対極
６ 電気絶縁層
７ 反応層
１１ スペーサー
１２ カバー
１３ スリット
１４ 空気孔
─────────────────────────────────────────────────────
フロントページの続き
(56)参考文献 特開 平３−202764（ＪＰ，Ａ)
特開 平８−94573（ＪＰ，Ａ)
(58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名)
G01N 27/327
Claims (4)
- 【請求項１】 電気絶縁性の基板、前記基板上に形成さ
れた作用極および対極を有する電極系、および前記電極
系上に配置された親水性高分子と酵素と電子受容体を含
有する反応層を具備し、前記反応層の親水性高分子の量
が、酵素の重量の１５０％から１０００％の範囲である
ことを特徴とするバイオセンサ。 - 【請求項２】 親水性高分子が、カルボキシメチルセル
ロース、カルボキシエチルセルロース、ヒドロキシエチ
ルセルロース、ヒドロキシプロピルセルロース、カルボ
キシエチルメチルセルロース、アミロース、およびでん
ぷんからなる群より選ばれる請求項１記載のバイオセン
サ。 - 【請求項３】 酵素が、グルコースオキシダーゼ、グル
コースデヒドロゲナーゼ、アルコールオキシダーゼ、ア
ルコールデヒドロゲナーゼ、コレステロールオキシダー
ゼ、コレステロールデヒドロゲナーゼ、乳酸オキシダー
ゼ、乳酸デヒドロゲナーゼ、フルクトースデヒドロゲナ
ーゼ、アスコルビン酸オキシダーゼ、およびビリルビン
オキシダーゼからなる群より選ばれる少なくとも１種で
ある請求項１記載のバイオセンサ。 - 【請求項４】 反応層が、親水性高分子を含む第１層
と、親水性高分子と酵素と電子受容体を含有する第２層
からなる請求項１記載のバイオセンサ。
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP05592596A JP3370504B2 (ja) | 1996-03-13 | 1996-03-13 | バイオセンサ |
| EP97301402A EP0795601B1 (en) | 1996-03-13 | 1997-03-03 | Biosensor |
| DE69729672T DE69729672T2 (de) | 1996-03-13 | 1997-03-03 | Biosensor |
| US08/815,760 US5958199A (en) | 1996-03-13 | 1997-03-12 | Biosensor |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP05592596A JP3370504B2 (ja) | 1996-03-13 | 1996-03-13 | バイオセンサ |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH09243591A JPH09243591A (ja) | 1997-09-19 |
| JP3370504B2 true JP3370504B2 (ja) | 2003-01-27 |
Family
ID=13012686
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP05592596A Expired - Lifetime JP3370504B2 (ja) | 1996-03-13 | 1996-03-13 | バイオセンサ |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5958199A (ja) |
| EP (1) | EP0795601B1 (ja) |
| JP (1) | JP3370504B2 (ja) |
| DE (1) | DE69729672T2 (ja) |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6036924A (en) | 1997-12-04 | 2000-03-14 | Hewlett-Packard Company | Cassette of lancet cartridges for sampling blood |
| US6391005B1 (en) | 1998-03-30 | 2002-05-21 | Agilent Technologies, Inc. | Apparatus and method for penetration with shaft having a sensor for sensing penetration depth |
| JP3389106B2 (ja) * | 1998-06-11 | 2003-03-24 | 松下電器産業株式会社 | 電気化学分析素子 |
| US6656702B1 (en) * | 1998-07-03 | 2003-12-02 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Biosensor containing glucose dehydrogenase |
| CA2305922C (en) † | 1999-08-02 | 2005-09-20 | Bayer Corporation | Improved electrochemical sensor design |
| US6841052B2 (en) | 1999-08-02 | 2005-01-11 | Bayer Corporation | Electrochemical-sensor design |
| EP1235069B1 (en) * | 1999-11-16 | 2006-06-28 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Biosensor |
| EP1124131B1 (en) * | 2000-01-27 | 2008-01-16 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Biosensor and method of producing the same |
| EP1304566B1 (en) * | 2000-07-24 | 2009-09-23 | Panasonic Corporation | Biosensor |
| US8641644B2 (en) | 2000-11-21 | 2014-02-04 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Blood testing apparatus having a rotatable cartridge with multiple lancing elements and testing means |
| CA2364132C (en) * | 2000-12-12 | 2010-06-01 | Bayer Corporation | Method of making a capillary channel |
| US7122102B2 (en) * | 2001-06-11 | 2006-10-17 | Bayer Healthcare Llc | Electrochemical sensor |
| CA2448905C (en) | 2001-06-12 | 2010-09-07 | Pelikan Technologies, Inc. | Blood sampling apparatus and method |
| US9226699B2 (en) | 2002-04-19 | 2016-01-05 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Body fluid sampling module with a continuous compression tissue interface surface |
| ES2336081T3 (es) | 2001-06-12 | 2010-04-08 | Pelikan Technologies Inc. | Dispositivo de puncion de auto-optimizacion con medios de adaptacion a variaciones temporales en las propiedades cutaneas. |
| US9795747B2 (en) | 2010-06-02 | 2017-10-24 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Methods and apparatus for lancet actuation |
| CA2448790C (en) | 2001-06-12 | 2010-09-07 | Pelikan Technologies, Inc. | Electric lancet actuator |
| US7981056B2 (en) | 2002-04-19 | 2011-07-19 | Pelikan Technologies, Inc. | Methods and apparatus for lancet actuation |
| EP1404235A4 (en) | 2001-06-12 | 2008-08-20 | Pelikan Technologies Inc | METHOD AND DEVICE FOR A LANZETTING DEVICE INTEGRATED ON A BLOOD CARTRIDGE CARTRIDGE |
| US9427532B2 (en) | 2001-06-12 | 2016-08-30 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Tissue penetration device |
| US7699791B2 (en) | 2001-06-12 | 2010-04-20 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for improving success rate of blood yield from a fingerstick |
| US8337419B2 (en) | 2002-04-19 | 2012-12-25 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Tissue penetration device |
| JP4157471B2 (ja) | 2001-06-12 | 2008-10-01 | ペリカン テクノロジーズ インコーポレイテッド | 多目的サンプリングモジュールを備えた一体型血液サンプル分析システム |
| US7041068B2 (en) | 2001-06-12 | 2006-05-09 | Pelikan Technologies, Inc. | Sampling module device and method |
| US7344894B2 (en) | 2001-10-16 | 2008-03-18 | Agilent Technologies, Inc. | Thermal regulation of fluidic samples within a diagnostic cartridge |
| US7674232B2 (en) | 2002-04-19 | 2010-03-09 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7226461B2 (en) | 2002-04-19 | 2007-06-05 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for a multi-use body fluid sampling device with sterility barrier release |
| US7229458B2 (en) | 2002-04-19 | 2007-06-12 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US9248267B2 (en) | 2002-04-19 | 2016-02-02 | Sanofi-Aventis Deustchland Gmbh | Tissue penetration device |
| US7331931B2 (en) | 2002-04-19 | 2008-02-19 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7232451B2 (en) | 2002-04-19 | 2007-06-19 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US8702624B2 (en) | 2006-09-29 | 2014-04-22 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Analyte measurement device with a single shot actuator |
| US7371247B2 (en) | 2002-04-19 | 2008-05-13 | Pelikan Technologies, Inc | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7717863B2 (en) | 2002-04-19 | 2010-05-18 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7291117B2 (en) | 2002-04-19 | 2007-11-06 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US8784335B2 (en) | 2002-04-19 | 2014-07-22 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Body fluid sampling device with a capacitive sensor |
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| US7175642B2 (en) | 2002-04-19 | 2007-02-13 | Pelikan Technologies, Inc. | Methods and apparatus for lancet actuation |
| US7485128B2 (en) | 2002-04-19 | 2009-02-03 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US8360992B2 (en) | 2002-04-19 | 2013-01-29 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for penetrating tissue |
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