JP3627373B2

JP3627373B2 - Biosensor

Info

Publication number: JP3627373B2
Application number: JP12398496A
Authority: JP
Inventors: 忠久当山
Original assignee: Casio Computer Co Ltd
Current assignee: Casio Computer Co Ltd
Priority date: 1996-04-23
Filing date: 1996-04-23
Publication date: 2005-03-09
Anticipated expiration: 2016-04-23
Also published as: JPH09285459A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
この発明は、バイオセンサに関し、さらに詳しくは、血液中の各種成分の濃度測定を行うバイオセンサに係る。
【０００２】
【従来の技術】
従来、血液中の成分濃度を測定するバイオセンサとしては、例えば単一基板上に作用極（アノード）と対極（カソード）とを所定距離を隔てて配置させたものが知られている。作用極の表面には、所定成分に酵素反応を起こさせる酵素が固定化されている。このようなバイオセンサを用いて血液中の成分濃度を測定するには、以下に説明する手順で行う。まず、別途用意した血液採取器具に装着されている針で皮膚表面を傷つけ、皮膚表面に出てくる血液を血液採取器具を用いて採取する。次に、血液採取器具により、採取した血液をバイオセンサの作用極および対極に接触するように滴下する。このように血液が両電極に接触した状態で、両電極間に所定電圧を印加し、且つ両電極間を流れる電流値を測定することにより、酵素反応を起こす血中成分の濃度を確定している。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上記した従来のバイオセンサでは、血液をバイオセンサ上に的確に載せる技術が必要であった。また、従来のバイオセンサでは、両電極に接触する血液の量により測定電流値が変動する虞れがあった。なお、上記した構成のバイオセンサの他に、別々の基板に設けられた作用極と対極とを対向させ、両電極間へ血液を毛細管現象を利用して導入する構成のものが提案されているが、血液採取器具を用いる点では、上記したバイオセンサと同様であり、血液採取工程と、測定工程と、の少なくとも２工程の動作を必要とするものであった。特に、血液採取器具を用いる場合、測定に必要とする量以上の血が必要であった。
【０００４】
この発明が解決しようとする課題は、測定操作が簡単で、しかも確実な成分濃度測定を可能にするバイオセンサを得るにはどのような手段を講じればよいかという点にある。
【０００５】
【課題を解決するための手段】
請求項１記載の発明は、被検液導入路を備えた採取針と、該被検液導入路に連通した被検液導入空間と、該被検液導入空間の対向面に設けられた対極および作用極と、を有するセンサユニットと、
前記センサユニットを挿入するユニット挿入空間および前記センサユニットを付勢するばねが配置されたセンサ本体と、
前記センサユニットを前記ユニット挿入空間の開口部から所定位置まで前記ばねの付勢力に抗して挿入した状態で前記センサユニットを係止する係止手段と、
前記センサユニットの前記ユニット挿入空間の開口部側に取り付けられ、前記係止手段の係止状態が解除されたときに前記センサユニットの採取針のみを外方に突出させる本体カバーと、
を備えることを特徴としている。
【０００６】
請求項１記載の発明においては、採取針から対極および作用極を設けた被検液導入空間が連通しているので、採取針から被検液を直接採取するだけで簡易に測定することができる。また、被検液導入空間の容積を設定することにより被検液を少量且つ定量的に採取できるから、高精度に測定することができる。
【０００８】
また請求項１記載の発明では、センサ本体のユニット挿入空間の所定位置で係止手段により係止されるセンサユニットが係止状態を解除すると、ばねの付勢力により押し出され、採取針のみが外方に突出し、被検液を採取することができる。
【０００９】
請求項２記載の発明は、前記本体カバーまたは前記センサ本体の内壁に、前記センサユニットの採取針が突出した状態で、該センサユニットの対極と作用極とにそれぞれ個別に接触するコネクタ部材が配置されていることを特徴としている。請求項２記載の発明においては、採取針が本体カバーから突出した状態で被検液中の基質濃度の測定が開始するように設定されている。このため、係止手段の係止状態を解除した段階で濃度測定が自動的に可能となる。
【００１０】
請求項３記載の発明は、前記作用極に、被検液中の基質と酵素反応を生じる酵素、または該酵素およびメディエータを含む酵素固定化層が形成されていることを特徴としている。請求項３記載の発明においては、基質は酵素の触媒作用を受けて酵素反応を起こし、対極と作用極との間を流れる電流を測定することにより、基質濃度を確定することができる。また、酵素とメディエータとを含んだ酵素固定化層では、例えば基質を酸化させて還元型に変化した酵素が元の酸化型に戻る際、メディエータが酵素から電子を奪い還元型メディエータとなり、この還元型メディエータが電極反応によって電極に電子を与え、これにより元の酸化型メディエータに戻る。すなわち、酵素とメディエータとを含む酵素固定化層中に基質が存在すれば、酵素とメディエータとを仲介して電子が電極に移動し、基質濃度に応じた電流が流れる。したがって、この電流を検出すれば基質濃度を確定することができる。
【００１１】
請求項４記載の発明は、前記ばねの一端は前記センサ本体側に固定され、前記ばねの他端には前記センサユニットを着脱可能に装着するユニット固定用ピストンが固定されていることを特徴としている。請求項４記載の発明においては、センサユニットをユニット固定用ピストンに固定することができるため、本体カバーをセンサ本体に装着していない状態でもセンサユニットがセンサ本体から発射されることを防止できる。
【００１２】
【発明の実施の形態】
以下、この発明に係るバイオセンサの詳細を図面に示す実施形態に基づいて説明する。
【００１３】
図１および図２は本実施形態に係るバイオセンサの断面説明図、図３はセンサユニットの分解斜視図、図４はセンサユニットの断面図、図５は本体カバーの部分断面斜視図、図６は等価回路図である。
【００１４】
本実施形態に係るバイオセンサの構成を説明する。図１および図２に示すように、バイオセンサ１は、センサユニット２と、センサ本体３と、本体カバー４とから大略構成されている。このバイオセンサ１の構成の特徴は、センサ本体３にセンサユニット２を装填し、本体カバー４を取り付ける構成となっている点である。このため、本実施形態ではセンサユニット２の交換が容易となる。
【００１５】
以下、センサユニット２の構成について詳細に説明する。図１〜図４に示すように、センサユニット２は、採血針としての針５と、対極基体６と、スペーサ７と、作用極基体８と、を一体的に組み合わせて構成されている。
【００１６】
針５の構成は、周知の注射針と同様に、尖端（先端）５Ａ付近から基端５Ｂに向けて貫通する血液導入路５Ｃが形成されている。この針５の直径は１ｍｍ程度であり、血液導入路５Ｃの直径は０．２ｍｍ程度であるが、説明の便宜のために図中では針５を相対的に太い径に描いている。また、この針５の基端５Ｂ寄りの周側面には、長さ方向に沿って位置決め用の平面５Ｄが形成されている。換言すれば、針５の基端５Ｂ寄りの部分の横断面は、弧の一部を切り取った円の形状となっている。さらに、針５の長さは、後記するように人体の皮膚表面から浅く刺さればよいため比較的短く設定されている。
【００１７】
次に、対極基体６の構成を説明する。対極基体６は、電気絶縁性をもつ材料でなり、図３に示すように円筒の容器形状に形成されている。すなわち、この対極基体６の前面には、上記した針５の基端５Ｂを密に嵌め込むための針挿入口６Ａが形成されている。そして、図４に示すように、対極基体６の底板６Ｃには、針５の血液導入路５Ｃと連通する導入口６Ｄが形成されている。なお、図３に示す符号６Ｂは、針５の位置決め用の平面５Ｄに対応する、平面状の挿入口側壁である。このような構造において、針５の基端５Ｂが針挿入口６Ａに装着・固定されている。また、対極基体６の後面には、適宜電極材料でなる対極（カソード）９が露出するように、所定位置に形成されている。さらに、対極基体６の周面の所定位置には、対極９と電気的に接続されている対極用コネクタ（対極用接触電極）９Ａが形成されている。
【００１８】
スペーサ７は、電気絶縁性をもつ材料でなり、上記した対極基体６と同一の径寸法をもつ円板状の形状に形成されている。そして、このスペーサ７には、円板の中心方向に向けて切り欠かれたスリット１０が形成されている。このスペーサ７は、上記した対極基体６の後面へ、スリット１０が対極基体６の対極９に臨むように接着・固定されている。
【００１９】
次に、作用極基体８の構成を説明する。作用極基体８は、上記したスペーサ７および対極基体６と同一径寸法の略円板構造をもつ。この作用極基体８も電気絶縁性をもつ材料で形成されている。また、図３に示すように、この作用極基体８の前面の所定位置には、所定の電極材料でなる作用極１１が形成されている。この作用極１１の先端部は、例えばグルコースオキシダーゼ（ＧＯＤ）と牛血清アルブミン（ＢＳＡ）とが固定化されてなる酵素固定化層１２が形成されている。さらに、作用極基体８の周面には、作用極１１に電気的に接続された作用極用コネクタ（作用極用接触電極）１１Ａが形成されている。また、図４に示すように、作用極基体８の後面中央には、後方に突出する位置決め突起８Ａが形成されている。この位置決め突起８Ａは、例えば後方から見て一文字形状や十文字形状などの適宜形状の突起でよい。このような構成の作用極基体８は、上記したスペーサ７の後面へ、作用極１１および酵素固定化層１２がスペーサ７のスリット１０に臨むように接着・固定されている。
【００２０】
これら針５、対極基体６、スペーサ７、および作用極基体８の相互の位置関係を以下に説明する。針５の基端５Ｂの周面に形成された位置決め用の平面５Ｄと、対極基体６の針挿入口６Ａ内の挿入口側壁６Ｂと、が重なるように対極基体６に針５を嵌め込んだときに、針５と対極基体６の両者は密に嵌合して位置決めされる。このとき、針５の血液導入路５Ｃと対極基体６の導入口６Ｄとが連通するように設定されている。また、上記したように、対極基体６に形成された対極９、導入口６Ｄおよび作用極基体８に形成された作用極１１（酵素固定化層１２を含む）は、スペーサ７に形成されたスリット１０で形成される空間に臨むように設定されている。このため、対極９と作用極１１（酵素固定化層１２を含む）とは、スリット１０内の空間を介して対向するようになっている。なお、対極基体６の底面（後面）と作用極基体８の前面とで挟まれたスリット１０内の空間は、血液導入空間１０Ａとなる。そして、対極基体６の周面に形成された対極用コネクタ９Ａと、作用極基体８の周面に形成された作用極用コネクタ１１Ａと、は、互いに周回方向に所定角度ずれた位置をなすように設定されている。なお、作用極基体８の後面中央に形成された位置決め突起８Ａは、後記するセンサ本体３側の部材に対して位置決め機能をもつようになっている。
【００２１】
次に、上記したセンサユニット２を装着するセンサ本体３の構成について説明する。センサ本体３は、図１および図２に示すように、センサユニット２を軸方向に挿入し得る円柱形状のユニット挿入空間３Ａが形成された略円筒容器状の構造をもつ。なお、ユニット挿入空間３Ａの直径は、センサユニット２の外径と略同じに設定されている。また、このユニット挿入空間３Ａには、略円柱状のユニット固定用ピストン１３が前後方向に摺動自在に嵌め込み得るようになっている。すなわち、このユニット固定用ピストン１３の外径もセンサユニット２の外径と略同一に設定されている。そして、センサ本体３内の底面中央には、圧縮コイルばね１３Ａの一端が固定されている。また、圧縮コイルばね１３Ａの他端は、上記したユニット固定用ピストン１３の後面中央に固定されている。さらに、ユニット固定用ピストン１３の前面には、上記した作用極基体８の位置決め突起８Ａを嵌合・固定する位置決め溝１３Ｂが形成されている。なお、図示しないが、ユニット固定用ピストン１３がユニット挿入空間３Ａ内で軸を中心として回転しないように、ユニット固定用ピストン１３とセンサ本体３の内壁に、互いに係合して長さ方向のみに摺動可能な回転防止機構が設けられている。センサ本体３の前端の開口部の外側面には、後記する本体カバー４のネジ部４Ｂが螺合するネジ部３Ｂが形成されている。また、センサ本体３の開口部近傍には、スイッチ機構１４が設けられている。センサ本体３には、本体カバー４と螺合時に後述する本体カバー４の対極用接触板１７Ａ、作用極用接触板１７Ｂにそれぞれ接続されるリード線１６Ａ、１６Ｂが設けられている。
【００２２】
以下、スイッチ機構１４の構成について図１、図２を用いて説明する。まず、このスイッチ機構１４は、センサ本体３の外側面に突出するように設けられた、２片の相対向する軸受け片１４Ａと、これら２片の軸受け片１４Ａどうしの間に架設された枢支軸１４Ｂと、この枢支軸１４Ｂに中間部が枢支された枢動杆１４Ｃと、この枢動杆１４Ｃの前端側に係合され、且つセンサ本体３の側壁を貫通してユニット挿入空間３Ａ内に出没する係止ピン１４Ｄと、枢動杆１４Ｃが前に倒れるように付勢する捩りコイルばね１４Ｅと、から大略構成されている。また、枢動杆１４Ｃの前部には長手方向に沿ってガイド孔１４Ｇが形成されている。そして、上記した係止ピン１４Ｄの上端には、ガイド軸１４Ｈが設けられている。このガイド軸１４Ｈは、ガイド孔１４Ｇに対して摺動自在に係合している。係止ピン１４Ｄは、枢動杆１４Ｃの枢動に伴いユニット挿入空間３Ａに対して出没する。このとき、ガイド軸１４Ｈは、ガイド孔１４Ｇに沿って摺動して案内される。なお、この係止ピン１４Ｄは、センサユニット２をセンサ本体３のユニット挿入空間３Ａに挿入した際に、対極基体６の前端を係止してセンサユニット２が前方に飛び出すのを防止する機能をもつ。
【００２３】
次に、本体カバー４の構成を図１、図２、および図５を用いて説明する。本体カバー４は電気的に絶縁性をもつ例えば樹脂材料により管形状に形成されている。本体カバー４の内部には、センサユニット２が突出時に対極用コネクタ９Ａ、作用極用コネクタ１１Ａがそれぞれ接続する、対極用接触板１７Ａ、作用極用接触板１７Ｂが設けられ、対極用接触板１７Ａ、作用極用接触板１７Ｂは、センサ本体３と本体カバー４との螺合時にそれぞれ、センサ本体３のリード線１６Ａ、１６Ｂと接続される。また、本体カバー４前端の開口部は、内側に向けて鍔状のフランジ部４Ａが周回して形成されている。このため、フランジ部４Ａの内径寸法は、その奥（後方）の部分の内径寸法よりが短くなっている。また、本体カバー４の後端の開口部内壁には、上記したセンサ本体３のネジ部３Ｂと螺合するネジ部４Ｂが形成されている。なお、センサ本体３と本体カバー４とのネジ部どうしを螺合した状態において、センサ本体３と本体カバー４との内壁どうしが面一になるように設定されている。すなわち、本体カバー４のフランジ部４Ａとネジ部４Ｂとの部分を除いて、センサ本体３と本体カバー４の内径寸法は同一に設定されている。このため、センサユニット２をセンサ本体３のユニット挿入空間３Ａに収納し、且つ本体カバー４をセンサ本体３に組みつけた状態では、センサユニット２が最大に前進した場合でも、対極基体６は前端面周縁部がフランジ部４Ａに係当するため、針５のみが本体カバー４前面より突出するようになっている。
【００２４】
ここで、センサユニット２が最大に前進した状態を示す図２を用いて本体カバー４およびセンサユニット２の構成を補足する。スイッチ機構１４の操作に伴い係止ピン１４Ｄがセンサ本体３の内壁面より没すると、圧縮コイルばね１３Ａの付勢力によりユニットセンサ２の対極基体６の前面がフランジ部４Ａに係当する。このとき、係止ピン１４Ｄが再度ユニット挿入空間３Ａ内に突出するのを防止するようになっている。すなわち、センサユニット２がフランジ部４Ａまで押し出された状態で、係止ピン１４Ｄの先端がユニット固定用ピストン１３の周面に当接するように設定されている。また、センサユニット２がフランジ部４Ａまで押し出された状態において、センサユニット２の対極用コネクタ９Ａが対極用接触板１７Ａと接続され、ならびに作用極用コネクタ１１Ａが作用極用接触板１７Ｂと接続される。なお、これら対極用接触板１７Ａと作用極用接触板１７Ｂとは、電極材料で形成され、リード線１６Ａ、１６Ｂにそれぞれ接続されている。これらリード線１６Ａ、１６Ｂは、本体カバー４の外側から本体カバー４を貫通してそれぞれの一端部が接触板まで達するように接続されている。なお、これらリード線１６Ａ、１６Ｂの他端部は、後記する電圧印加回路１８および電流測定回路１９に接続されている。
【００２５】
次に、本実施形態のバイオセンサ１における血糖値測定システムの回路構成を図７に示す等価回路を用いて説明する。同図に示すように、対極９は対極用コネクタ９Ａ、対極用接触板１７Ａ、リード線１６Ａを介して電圧印加回路１８および電流測定回路１９に接続されている。また、作用極１１（酵素固定化層１２を含む）は、作用極用コネクタ１１Ａ、作用極用接触板１７Ｂ、リード線１６Ｂを介して電圧印加回路１８および電流測定回路１９に接続されている。さらに、電流測定回路１９は、演算手段２０および表示手段２１に接続されている。なお、電流測定回路１９は、電圧印加回路１８により対極９と作用極１１との間に試料を満たし、電圧の印加が開始されてから所定時間経過した後に電流値の測定を行うように設定されている。また、電圧印加回路１８は、電圧印加開始からさらに長い時間経過した後に電圧印加を停止するように設定されている。
【００２６】
次に、本実施形態のバイオセンサ１の操作方法と、作用、および動作について説明する。まず、センサユニット２を、センサ本体３に設けられたユニット固定用ピストン１３の位置決め溝１３Ｂに、センサユニット２の作用極基体８の後面に形成された位置決め突起８Ａを嵌め込むことにより固定する。このとき、ユニット固定用ピストン１３は、上記したようにセンサ本体３内において回転しないように設定されているため、ユニット固定用ピストン１３に固定されるセンサユニット２も回転することはない。次いで、センサユニット２を、圧縮コイルばね１３Ａの付勢力に抗してユニット挿入空間３Ａ内に押し込む操作を行う。このとき、ユニット固定用ピストン１３の後端が係止ピン１４Ｄの前方に位置している場合には、枢動杆１４Ｃを操作する（枢動杆１４Ｃの後端部をセンサ本体３に向けて押す）ことにより、係止ピン１４Ｄをセンサ本体３の内壁から没する状態にする必要がある。そして、センサユニット２の対極基体６の前端が係止ピン１４Ｄの後方に進むと、係止ピン１４Ｄには捩りコイルばね１４Ｅの付勢力が枢動杆１４Ｃを介して伝達されているため、ユニット挿入空間３Ａ内に突出する。このように係止ピン１４Ｄがユニット挿入空間３Ａ内に突出することにより、センサユニット２の前端が係止ピン１４Ｄで係止され、センサユニット２が前方に飛び出すのを阻止された状態でセットされる。
【００２７】
次に、上記したようにセンサユニット２がセットされた状態のバイオセンサ１を用いて血糖値の測定を行う場合について説明する。まず、バイオセンサ１の本体カバー４の開口部を人の腕などの皮膚に当て、スイッチ機構１４の枢動杆１４Ｃの後端部をセンサ本体３の外壁に向けて押さえる。その結果、枢動杆１４Ｃは、図中時計回り方向に回転して係止ピン１４Ｄをセンサ本体３の外方に向けて引き上げる。係止ピン１４Ｄの先端がセンサ本体３の内壁から没した時点でセンサユニット２は圧縮コイルばね１３Ａの付勢力により、対極基体６の前端面がフランジ部４Ａに当たるまで前方に飛び出す。このとき、針５のみが本体カバー４の開口部から突出して皮膚に突き刺ささり、皮下の毛細血管を傷つける。これに伴い、血液は、毛細管現象により針５の血液導入路５Ｃ、対極基体６の導入口６Ｄを通って血液導入空間１０Ａ内に導入される。このとき、対極用コネクタ９Ａ、作用極用コネクタ１１Ａが、それぞれ対極用接触板１７Ａ、作用極用接触板１７Ｂに接続され、対極９と作用極１１との間には電圧印加回路１８より、所定電圧が印加されている。その後、酵素固定化層１２の作用により血液中のグルコースが酵素反応（グルコースが酸化される反応）を起こし、酵素固定化層１２に含まれる、電子受容体である溶存酸素を介して（メディエータを含んでいる場合はメディエータを介して）血液中のグルコース濃度、すなわち血糖値に応じた電流が、対極９と作用極１１との間に流れる。電圧印加回路１８から電極９、１１間に電圧を印加開始してから所定時間経過して電流測定回路１９で電流測定を行うことにより、上記した血糖値に応じた電流値を測定することができる。なお、電圧印加後に一定時間を経過した後の電流は、ある濃度範囲のグルコース濃度に比例するため、比例係数を予め演算手段２０に入力しておくことにより、電流値を濃度に換算して表示手段２１に血糖値を表示することができる。なお、このような血糖値の測定が行われた後、さらに所定時間が経過した後は電圧印加回路１８の電圧印加が停止するようになっている。
【００２８】
このようにして血糖値の測定が終了した後は、本体カバー４をセンサ本体３から外し、次いでセンサユニット２をユニット固定用ピストン１３から外せばよい。再度、血糖値の測定を行う場合は、センサユニット２を替えて上記した操作を繰り返せばよい。
【００２９】
本実施形態では、測定に要する血液の量は、血液導入空間１０Ａが所定の容積に設定できるので、一定且つ極めて少量ですむため（血液を導入する経路の空間容積が極めて小さくてよいため）、不当に血液を取り過ぎるという問題がなく、定量的に採血できるから発生電流も定量的に測定でき、高精度に血糖値を測定することができる。また、針５を刺すだけでよいため、皮膚からの出血の量を抑制することができる。また、本実施形態では、血液採取器具を必要とせずに、血液の導入と測定と１工程で行えるという利点がある。さらに、対極９と作用極１１との間に血液を毛細管現象を利用して導入するため、確実に測定を行えるという利点がある。
【００３０】
以上、本実施形態について説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、構成の要旨に付随する各種の変更が可能である。例えば、上記実施形態では、酵素としてグルコースオキシダーゼを用いたが、血液中の他の成分、例え乳酸、アルコール、コレステロール、尿酸などの濃度測定を行うために、他の酵素を固定化した構成としても勿論よい。また、上記した酵素固定化層１２にメディエータを含む構成としてもよい。さらに、上記実施形態では、円筒形状のセンサ本体３としたが、断面形状が円でない構成としても勿論よい。さらにまた、センサユニット２の周面に形成した各コネクタと接触する接触板は、本体カバー４でなく、センサ本体３側に形成する構成としてもよい。
【００３１】
さらに、上記実施形態では、成分濃度の測定に関わる電極が対極９と作用極１１（酵素固定化層を含む）との２つであったが、図７に示す変形例のように、作用極基体８の作用極１１の近傍に参照電極２２を設ける構成としてもよい。図７中２２Ａは、作用極基体８の周面に形成した、参照電極２２に接続された参照電極用コネクタである。なお、この変形例では、このように参照電極２２を加えるとともに、本体カバー４側に参照電極用コネクタ２２Ａと接触する参照電極用接触板を形成し、参照電極２２を加えた回路構成とすればよい。他の構成は、上記実施形態と同様である。またさらに、図８に示すように、図７に示した変形例の構成に、酵素非保持作用極２３を加えた構成とすることもできる。このように酵素非保持作用極２３を備える構成とすれば、尿酸による妨害電流による影響を加味してより精度の高い測定を行うことが可能となる。また、作用極１１を白金、或いはロジウムを含有したカーボンとすることによりアスコルビン酸等による妨害電流を抑制することもできる。
【００３２】
【発明の効果】
以上の説明から明らかなように、この発明によれば、測定に用いる血液の量を削減できるとともに、測定操作を簡単にできる。しかも、この発明によれば、確実な成分濃度測定を可能にするバイオセンサを実現するという効果を奏する。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明のバイオセンサの実施形態においてセンサユニットを係止した状態を示す断面説明図。
【図２】本発明のバイオセンサの実施形態においてセンサユニットの係止を解除した状態を示す断面説明図。
【図３】本実施形態におけるセンサユニットの分解斜視図。
【図４】本実施形態におけるセンサユニットの断面図。
【図５】本実施形態における本体カバーの断面斜視図。
【図６】本実施形態の等価回路図。
【図７】本発明の変形例を示す分解斜視図。
【図８】本発明の変形例を示す分解斜視図。
【符号の説明】
１バイオセンサ
２センサユニット
３センサ本体
４本体カバー
５針
９対極
９Ａ対極用コネクタ
１０Ａ血液導入空間
１１作用極
１１Ａ作用極用コネクタ
１２酵素固定化層
１３ユニット固定用ピストン
１３Ａ圧縮コイルばね
１４スイッチ機構
１７Ａ対極用接触板
１７Ｂ作用極用接触板[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a biosensor, and more particularly to a biosensor that measures concentrations of various components in blood.
[0002]
[Prior art]
Conventionally, as a biosensor for measuring the concentration of a component in blood, for example, a sensor in which a working electrode (anode) and a counter electrode (cathode) are arranged at a predetermined distance on a single substrate is known. On the surface of the working electrode, an enzyme that causes an enzyme reaction with a predetermined component is immobilized. In order to measure the concentration of a component in blood using such a biosensor, the procedure described below is performed. First, the skin surface is injured with a needle attached to a separately prepared blood sampling device, and blood that appears on the skin surface is collected using the blood sampling device. Next, the collected blood is dropped by a blood collection device so as to contact the working electrode and the counter electrode of the biosensor. Thus, with the blood in contact with both electrodes, a predetermined voltage is applied between both electrodes, and the current value flowing between both electrodes is measured to determine the concentration of the blood component that causes the enzyme reaction. Yes.
[0003]
[Problems to be solved by the invention]
However, the conventional biosensor described above requires a technique for accurately placing blood on the biosensor. In addition, in the conventional biosensor, there is a possibility that the measured current value varies depending on the amount of blood in contact with both electrodes. In addition to the biosensor having the above-described configuration, a configuration in which a working electrode and a counter electrode provided on separate substrates are opposed to each other and blood is introduced between both electrodes by using a capillary phenomenon has been proposed. However, it is the same as the above-described biosensor in that a blood sampling instrument is used, and it requires at least two operations of a blood sampling process and a measurement process. In particular, when using a blood sampling instrument, more blood was required than required for the measurement.
[0004]
The problem to be solved by the present invention lies in what means should be taken in order to obtain a biosensor that allows simple measurement operation and enables reliable component concentration measurement.
[0005]
[Means for Solving the Problems]
The invention according to claim 1 is a sampling needle provided with a test liquid introduction path, a test liquid introduction space communicating with the test liquid introduction path, and a counter electrode provided on an opposing surface of the test liquid introduction space And a sensor unit having a working electrode ,
A sensor main body in which a unit insertion space for inserting the sensor unit and a spring for biasing the sensor unit are disposed;
Locking means for locking the sensor unit in a state in which the sensor unit is inserted from an opening of the unit insertion space to a predetermined position against the biasing force of the spring;
A body cover that is attached to the opening side of the unit insertion space of the sensor unit and projects only the sampling needle of the sensor unit outward when the locking state of the locking means is released;
It is characterized by having.
[0006]
In the first aspect of the present invention, since the test solution introduction space provided with the counter electrode and the working electrode is communicated with the sampling needle, it is possible to easily measure by simply collecting the test solution directly from the sampling needle. . In addition, since the test liquid can be collected in a small amount and quantitatively by setting the volume of the test liquid introduction space, it is possible to measure with high accuracy.
[0008]
According to the first aspect of the present invention, when the sensor unit locked by the locking means at a predetermined position in the unit insertion space of the sensor body is released from the locked state, the sensor unit is pushed out by the biasing force of the spring, and only the sampling needle is removed. The test liquid can be collected.
[0009]
According to a second aspect of the present invention, connector members that individually contact the counter electrode and the working electrode of the sensor unit are arranged on the inner wall of the main body cover or the sensor main body with the sampling needle of the sensor unit protruding. It is characterized by being. In the invention described in claim 2 , it is set so that the measurement of the substrate concentration in the test solution starts in a state where the sampling needle protrudes from the main body cover. For this reason, the concentration measurement can be automatically performed at the stage where the locking means is released.
[0010]
The invention described in claim 3 is characterized in that an enzyme that causes an enzyme reaction with a substrate in a test solution or an enzyme immobilization layer containing the enzyme and a mediator is formed on the working electrode. In the invention described in claim 3 , the substrate undergoes an enzyme reaction under the catalytic action of the enzyme, and the substrate concentration can be determined by measuring the current flowing between the counter electrode and the working electrode. In addition, in an enzyme immobilization layer containing an enzyme and a mediator, for example, when an enzyme that has been converted into a reduced form by oxidizing a substrate returns to the original oxidized form, the mediator takes electrons from the enzyme and becomes a reduced mediator. The type mediator gives electrons to the electrode by an electrode reaction, and thereby returns to the original oxidized type mediator. That is, if a substrate is present in an enzyme immobilization layer containing an enzyme and a mediator, electrons move to the electrode through the enzyme and the mediator, and a current corresponding to the substrate concentration flows. Therefore, the substrate concentration can be determined by detecting this current.
[0011]
The invention according to claim 4 is characterized in that one end of the spring is fixed to the sensor body side, and a unit fixing piston for detachably mounting the sensor unit is fixed to the other end of the spring. Yes. According to the fourth aspect of the invention, since the sensor unit can be fixed to the unit fixing piston, it is possible to prevent the sensor unit from being fired from the sensor main body even when the main body cover is not attached to the sensor main body.
[0012]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, the details of the biosensor according to the present invention will be described based on embodiments shown in the drawings.
[0013]
1 and 2 are cross-sectional explanatory views of the biosensor according to this embodiment, FIG. 3 is an exploded perspective view of the sensor unit, FIG. 4 is a cross-sectional view of the sensor unit, FIG. 5 is a partial cross-sectional perspective view of the main body cover, and FIG. Is an equivalent circuit diagram.
[0014]
The configuration of the biosensor according to this embodiment will be described. As shown in FIGS. 1 and 2, the biosensor 1 is generally composed of a sensor unit 2, a sensor main body 3, and a main body cover 4. A feature of the configuration of the biosensor 1 is that the sensor unit 2 is loaded in the sensor body 3 and the body cover 4 is attached. For this reason, in this embodiment, exchange of the sensor unit 2 becomes easy.
[0015]
Hereinafter, the configuration of the sensor unit 2 will be described in detail. As shown in FIGS. 1 to 4, the sensor unit 2 is configured by integrally combining a needle 5 as a blood collection needle, a counter electrode base 6, a spacer 7, and a working electrode base 8.
[0016]
In the configuration of the needle 5, a blood introduction path 5 C penetrating from the vicinity of the tip (tip) 5 A toward the base end 5 B is formed in the same manner as a known injection needle. The diameter of the needle 5 is about 1 mm and the diameter of the blood introduction path 5C is about 0.2 mm. However, for convenience of explanation, the needle 5 is drawn with a relatively large diameter in the drawing. Further, a positioning flat surface 5D is formed along the length direction on the peripheral side surface of the needle 5 near the base end 5B. In other words, the cross section of the portion of the needle 5 near the base end 5B has a circular shape with a part of the arc cut out. Further, the length of the needle 5 is set to be relatively short because it is only necessary to stab the needle 5 shallowly from the skin surface of the human body as will be described later.
[0017]
Next, the configuration of the counter electrode substrate 6 will be described. The counter electrode substrate 6 is made of an electrically insulating material and is formed in a cylindrical container shape as shown in FIG. That is, a needle insertion port 6A for closely fitting the base end 5B of the needle 5 is formed on the front surface of the counter electrode base 6. As shown in FIG. 4, the bottom plate 6 C of the counter electrode base 6 is formed with an introduction port 6 D that communicates with the blood introduction path 5 C of the needle 5. In addition, the code | symbol 6B shown in FIG. 3 is a planar insertion port side wall corresponding to the plane 5D for positioning of the needle | hook 5. As shown in FIG. In such a structure, the proximal end 5B of the needle 5 is attached and fixed to the needle insertion port 6A. The counter electrode base 6 is formed at a predetermined position on the rear surface so that a counter electrode (cathode) 9 made of an electrode material is exposed as appropriate. Furthermore, a counter electrode connector (counter electrode contact electrode) 9 A electrically connected to the counter electrode 9 is formed at a predetermined position on the peripheral surface of the counter electrode base 6.
[0018]
The spacer 7 is made of a material having electrical insulation, and is formed in a disk shape having the same diameter as the counter electrode base 6 described above. The spacer 7 is formed with a slit 10 cut out toward the center of the disk. The spacer 7 is bonded and fixed to the rear surface of the counter electrode base 6 so that the slit 10 faces the counter electrode 9 of the counter electrode base 6.
[0019]
Next, the configuration of the working electrode base 8 will be described. The working electrode base 8 has a substantially disk structure having the same diameter as the spacer 7 and the counter electrode base 6 described above. This working electrode base 8 is also formed of a material having electrical insulation. As shown in FIG. 3, a working electrode 11 made of a predetermined electrode material is formed at a predetermined position on the front surface of the working electrode base 8. The tip of the working electrode 11 is formed with an enzyme immobilization layer 12 in which, for example, glucose oxidase (GOD) and bovine serum albumin (BSA) are immobilized. Furthermore, a working electrode connector (working electrode contact electrode) 11 A electrically connected to the working electrode 11 is formed on the peripheral surface of the working electrode base 8. As shown in FIG. 4, a positioning protrusion 8 A that protrudes rearward is formed at the center of the rear surface of the working electrode base 8. The positioning protrusion 8A may be a protrusion having an appropriate shape such as a single character shape or a cross shape as viewed from the rear. The working electrode base 8 having such a configuration is bonded and fixed to the rear surface of the spacer 7 so that the working electrode 11 and the enzyme immobilization layer 12 face the slit 10 of the spacer 7.
[0020]
The positional relationship among the needle 5, the counter electrode base 6, the spacer 7, and the working electrode base 8 will be described below. The needle 5 was fitted into the counter electrode base 6 so that the positioning flat surface 5D formed on the peripheral surface of the base end 5B of the needle 5 and the insertion port side wall 6B in the needle insertion port 6A of the counter electrode base 6 overlap each other. Sometimes, the needle 5 and the counter electrode base 6 are both closely fitted and positioned. At this time, the blood introduction path 5C of the needle 5 and the introduction port 6D of the counter electrode base 6 are set to communicate with each other. Further, as described above, the counter electrode 9 formed on the counter electrode base 6, the introduction port 6 D, and the working electrode 11 (including the enzyme immobilization layer 12) formed on the working electrode base 8 are slits formed on the spacer 7. 10 is set so as to face the space formed by 10. For this reason, the counter electrode 9 and the working electrode 11 (including the enzyme immobilization layer 12) are opposed to each other through the space in the slit 10. A space in the slit 10 sandwiched between the bottom surface (rear surface) of the counter electrode substrate 6 and the front surface of the working electrode substrate 8 is a blood introduction space 10A. The counter electrode connector 9A formed on the peripheral surface of the counter electrode base 6 and the working electrode connector 11A formed on the peripheral surface of the working electrode base 8 are positioned so as to be shifted from each other by a predetermined angle in the circumferential direction. Is set to A positioning protrusion 8A formed at the center of the rear surface of the working electrode base 8 has a positioning function with respect to a member on the sensor body 3 side described later.
[0021]
Next, the configuration of the sensor body 3 to which the sensor unit 2 described above is attached will be described. As shown in FIGS. 1 and 2, the sensor body 3 has a substantially cylindrical container-like structure in which a columnar unit insertion space 3A into which the sensor unit 2 can be inserted in the axial direction is formed. The diameter of the unit insertion space 3A is set to be approximately the same as the outer diameter of the sensor unit 2. In addition, a substantially cylindrical unit fixing piston 13 can be slidably fitted in the unit insertion space 3A in the front-rear direction. That is, the outer diameter of the unit fixing piston 13 is set to be substantially the same as the outer diameter of the sensor unit 2. One end of a compression coil spring 13A is fixed to the center of the bottom surface in the sensor body 3. The other end of the compression coil spring 13A is fixed to the center of the rear surface of the unit fixing piston 13 described above. Further, a positioning groove 13B for fitting and fixing the positioning protrusion 8A of the working electrode base 8 is formed on the front surface of the unit fixing piston 13. Although not shown, the unit fixing piston 13 and the inner wall of the sensor body 3 are engaged with each other only in the length direction so that the unit fixing piston 13 does not rotate around the axis in the unit insertion space 3A. A slidable anti-rotation mechanism is provided. On the outer side surface of the opening at the front end of the sensor main body 3, a screw portion 3B into which a screw portion 4B of the main body cover 4 described later is screwed is formed. A switch mechanism 14 is provided in the vicinity of the opening of the sensor body 3. The sensor main body 3 is provided with lead wires 16A and 16B connected to a counter electrode contact plate 17A and a working electrode contact plate 17B of the main body cover 4 (to be described later) when screwed with the main body cover 4, respectively.
[0022]
Hereinafter, the configuration of the switch mechanism 14 will be described with reference to FIGS. 1 and 2. First, the switch mechanism 14 is provided with two pieces of opposed bearing pieces 14A provided so as to protrude from the outer surface of the sensor body 3, and a pivot supported between the two pieces of bearing pieces 14A. A shaft 14B, a pivot rod 14C whose intermediate portion is pivotally supported by the pivot shaft 14B, and a front end side of the pivot rod 14C are engaged with each other and penetrate the side wall of the sensor main body 3 to enter the unit insertion space 3A. The locking pin 14D that protrudes and retracts inside and the torsion coil spring 14E that urges the pivot rod 14C to fall forward are roughly configured. A guide hole 14G is formed in the front portion of the pivot rod 14C along the longitudinal direction. A guide shaft 14H is provided at the upper end of the locking pin 14D. The guide shaft 14H is slidably engaged with the guide hole 14G. The locking pin 14D appears and disappears with respect to the unit insertion space 3A as the pivot rod 14C pivots. At this time, the guide shaft 14H is slid and guided along the guide hole 14G. The locking pin 14D functions to prevent the sensor unit 2 from jumping forward by locking the front end of the counter electrode base 6 when the sensor unit 2 is inserted into the unit insertion space 3A of the sensor body 3. Have.
[0023]
Next, the structure of the main body cover 4 is demonstrated using FIG.1, FIG.2 and FIG.5. The main body cover 4 is formed in a tube shape from an electrically insulating material such as a resin material. Inside the body cover 4, there are provided a counter electrode contact plate 17A and a working electrode contact plate 17B to which a counter electrode connector 9A and a working electrode connector 11A are connected when the sensor unit 2 protrudes, respectively. The working electrode contact plate 17B is connected to the lead wires 16A and 16B of the sensor body 3 when the sensor body 3 and the body cover 4 are screwed together. Further, the opening at the front end of the main body cover 4 is formed with a flange-like flange portion 4A that circulates inward. For this reason, the inner diameter dimension of the flange portion 4A is shorter than the inner diameter dimension of the back (rear) portion. In addition, a screw portion 4B that is screwed with the screw portion 3B of the sensor main body 3 is formed on the inner wall of the opening at the rear end of the main body cover 4. Note that the inner walls of the sensor main body 3 and the main body cover 4 are set to be flush with each other in a state where the screw portions of the sensor main body 3 and the main body cover 4 are screwed together. That is, the inner diameter dimensions of the sensor main body 3 and the main body cover 4 are set to be the same except for the flange portion 4A and the screw portion 4B of the main body cover 4. Therefore, when the sensor unit 2 is housed in the unit insertion space 3A of the sensor main body 3 and the main body cover 4 is assembled to the sensor main body 3, even if the sensor unit 2 moves forward to the maximum, the counter electrode base body 6 remains at the front end. Since the surface peripheral portion engages with the flange portion 4 A, only the needle 5 protrudes from the front surface of the main body cover 4.
[0024]
Here, the configurations of the main body cover 4 and the sensor unit 2 will be supplemented with reference to FIG. When the locking pin 14D is sunk from the inner wall surface of the sensor body 3 as the switch mechanism 14 is operated, the front surface of the counter electrode base 6 of the unit sensor 2 is engaged with the flange portion 4A by the urging force of the compression coil spring 13A. At this time, the locking pin 14D is prevented from protruding again into the unit insertion space 3A. That is, the tip of the locking pin 14D is set so as to contact the peripheral surface of the unit fixing piston 13 in a state where the sensor unit 2 is pushed out to the flange portion 4A. In the state where the sensor unit 2 is pushed out to the flange portion 4A, the counter electrode connector 9A of the sensor unit 2 is connected to the counter electrode contact plate 17A, and the working electrode connector 11A is connected to the working electrode contact plate 17B. The The counter electrode contact plate 17A and the working electrode contact plate 17B are formed of an electrode material and connected to the lead wires 16A and 16B, respectively. These lead wires 16 A and 16 B are connected so as to penetrate the main body cover 4 from the outside of the main body cover 4 and reach one end of each of them to the contact plate. The other end portions of these lead wires 16A and 16B are connected to a voltage application circuit 18 and a current measurement circuit 19 which will be described later.
[0025]
Next, the circuit configuration of the blood sugar level measuring system in the biosensor 1 of the present embodiment will be described using the equivalent circuit shown in FIG. As shown in the figure, the counter electrode 9 is connected to a voltage application circuit 18 and a current measurement circuit 19 via a counter electrode connector 9A, a counter electrode contact plate 17A, and a lead wire 16A. The working electrode 11 (including the enzyme immobilization layer 12) is connected to the voltage application circuit 18 and the current measurement circuit 19 via the working electrode connector 11A, the working electrode contact plate 17B, and the lead wire 16B. Furthermore, the current measurement circuit 19 is connected to the calculation means 20 and the display means 21. The current measuring circuit 19 is set so that the sample is filled between the counter electrode 9 and the working electrode 11 by the voltage applying circuit 18 and the current value is measured after a predetermined time has elapsed since the voltage application was started. ing. The voltage application circuit 18 is set to stop the voltage application after a longer time has elapsed since the voltage application start.
[0026]
Next, the operation method, action, and operation of the biosensor 1 of the present embodiment will be described. First, the sensor unit 2 is fixed by fitting a positioning protrusion 8 A formed on the rear surface of the working electrode base 8 of the sensor unit 2 into a positioning groove 13 B of a unit fixing piston 13 provided in the sensor body 3. At this time, since the unit fixing piston 13 is set so as not to rotate in the sensor body 3 as described above, the sensor unit 2 fixed to the unit fixing piston 13 also does not rotate. Next, an operation of pushing the sensor unit 2 into the unit insertion space 3A against the urging force of the compression coil spring 13A is performed. At this time, when the rear end of the unit fixing piston 13 is positioned in front of the locking pin 14D, the pivot rod 14C is operated (the rear end portion of the pivot rod 14C is directed toward the sensor body 3). It is necessary to bring the locking pin 14D into a state of being submerged from the inner wall of the sensor body 3. When the front end of the counter electrode base 6 of the sensor unit 2 advances to the rear of the locking pin 14D, the urging force of the torsion coil spring 14E is transmitted to the locking pin 14D via the pivot rod 14C. It protrudes into the insertion space 3A. Thus, the locking pin 14D protrudes into the unit insertion space 3A, so that the front end of the sensor unit 2 is locked by the locking pin 14D, and the sensor unit 2 is set in a state of being prevented from jumping forward. The
[0027]
Next, a case where the blood glucose level is measured using the biosensor 1 with the sensor unit 2 set as described above will be described. First, the opening of the body cover 4 of the biosensor 1 is applied to the skin such as a human arm, and the rear end portion of the pivot mechanism 14 C of the switch mechanism 14 is pressed toward the outer wall of the sensor body 3. As a result, the pivot 14C rotates in the clockwise direction in the drawing to pull up the locking pin 14D toward the outside of the sensor body 3. When the front end of the locking pin 14D sinks from the inner wall of the sensor body 3, the sensor unit 2 jumps forward by the urging force of the compression coil spring 13A until the front end surface of the counter electrode base 6 contacts the flange portion 4A. At this time, only the needle 5 protrudes from the opening of the main body cover 4 and pierces the skin, damaging the subcutaneous capillary. Along with this, blood is introduced into the blood introduction space 10A through the blood introduction path 5C of the needle 5 and the introduction port 6D of the counter electrode base 6 by capillary action. At this time, the counter electrode connector 9A and the working electrode connector 11A are connected to the counter electrode contact plate 17A and the working electrode contact plate 17B, respectively, and a predetermined voltage is applied between the counter electrode 9 and the working electrode 11 by the voltage application circuit 18. A voltage is applied. Thereafter, glucose in the blood undergoes an enzyme reaction (a reaction in which glucose is oxidized) by the action of the enzyme-immobilized layer 12, and the dissolved oxygen (electron acceptor) contained in the enzyme-immobilized layer 12 (the mediator is activated). A current corresponding to the glucose concentration in the blood, that is, the blood glucose level, flows between the counter electrode 9 and the working electrode 11 (via a mediator if included). A current value corresponding to the above-described blood glucose level can be measured by performing a current measurement in the current measurement circuit 19 after a predetermined time has elapsed since the voltage application circuit 18 started applying a voltage between the electrodes 9 and 11. . Since the current after a certain time has elapsed after voltage application is proportional to the glucose concentration in a certain concentration range, the current value is converted into a concentration and displayed by inputting the proportionality coefficient into the computing means 20 in advance. The blood glucose level can be displayed on the means 21. It should be noted that the voltage application of the voltage application circuit 18 stops after a predetermined time has elapsed after such blood glucose level measurement.
[0028]
After the blood glucose level measurement is thus completed, the main body cover 4 may be removed from the sensor main body 3, and then the sensor unit 2 may be removed from the unit fixing piston 13. When measuring the blood glucose level again, the sensor unit 2 may be changed and the above operation may be repeated.
[0029]
In this embodiment, since the blood introduction space 10A can be set to a predetermined volume, the amount of blood required for measurement is constant and extremely small (since the space volume of the path for introducing blood may be very small), There is no problem of taking too much blood, and since the blood can be collected quantitatively, the generated current can be measured quantitatively, and the blood glucose level can be measured with high accuracy. Moreover, since it is only necessary to stab the needle 5, the amount of bleeding from the skin can be suppressed. In addition, this embodiment has an advantage that blood introduction and measurement can be performed in one step without the need for a blood sampling instrument. Furthermore, since blood is introduced between the counter electrode 9 and the working electrode 11 using the capillary phenomenon, there is an advantage that measurement can be performed reliably.
[0030]
Although the present embodiment has been described above, the present invention is not limited to this, and various modifications accompanying the gist of the configuration are possible. For example, in the above embodiment, glucose oxidase is used as an enzyme. However, in order to measure concentrations of other components in blood, such as lactic acid, alcohol, cholesterol, uric acid, etc., other enzymes may be immobilized. Of course. Further, the enzyme immobilization layer 12 described above may include a mediator. Furthermore, in the said embodiment, although it was set as the cylindrical sensor main body 3, of course, it is good also as a structure whose cross-sectional shape is not a circle. Furthermore, the contact plate that contacts each connector formed on the peripheral surface of the sensor unit 2 may be formed on the sensor body 3 side instead of the body cover 4.
[0031]
Furthermore, in the above embodiment, there are two electrodes for measuring the component concentration, the counter electrode 9 and the working electrode 11 (including the enzyme-immobilized layer). However, as in the modification shown in FIG. The reference electrode 22 may be provided in the vicinity of the working electrode 11 of the base 8. In FIG. 7, reference numeral 22 A denotes a reference electrode connector formed on the peripheral surface of the working electrode base 8 and connected to the reference electrode 22. In this modification, the reference electrode 22 is added in this way, and a reference electrode contact plate that contacts the reference electrode connector 22A is formed on the main body cover 4 side. Good. Other configurations are the same as in the above embodiment. Furthermore, as shown in FIG. 8, a configuration in which the enzyme non-retaining working electrode 23 is added to the configuration of the modified example shown in FIG. 7 may be adopted. Thus, if it is set as the structure provided with the enzyme non-retaining working electrode 23, it will become possible to perform a more accurate measurement in consideration of the influence by the disturbance current by uric acid. Moreover, the interference current by ascorbic acid etc. can also be suppressed by making the working electrode 11 into carbon containing platinum or rhodium.
[0032]
【The invention's effect】
As is clear from the above description, according to the present invention, the amount of blood used for measurement can be reduced, and the measurement operation can be simplified. Moreover, according to the present invention, there is an effect of realizing a biosensor that enables reliable component concentration measurement.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is an explanatory cross-sectional view showing a state where a sensor unit is locked in an embodiment of a biosensor of the present invention.
FIG. 2 is an explanatory cross-sectional view showing a state in which the sensor unit is unlocked in the embodiment of the biosensor of the present invention.
FIG. 3 is an exploded perspective view of a sensor unit in the present embodiment.
FIG. 4 is a cross-sectional view of a sensor unit in the present embodiment.
FIG. 5 is a cross-sectional perspective view of a main body cover in the present embodiment.
FIG. 6 is an equivalent circuit diagram of the present embodiment.
FIG. 7 is an exploded perspective view showing a modification of the present invention.
FIG. 8 is an exploded perspective view showing a modification of the present invention.
[Explanation of symbols]
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Biosensor 2 Sensor unit 3 Sensor main body 4 Main body cover 5 Needle 9 Counter electrode 9A Counter electrode connector 10A Blood introduction space 11 Working electrode 11A Working electrode connector 12 Enzyme immobilization layer 13 Unit fixing piston 13A Compression coil spring 14 Switch mechanism 17A Counter electrode contact plate 17B Working electrode contact plate

Claims

A sensor having a sampling needle provided with a test liquid introduction path, a test liquid introduction space communicating with the test liquid introduction path, and a counter electrode and a working electrode provided on the opposing surface of the test liquid introduction space Unit ,
A sensor main body in which a unit insertion space for inserting the sensor unit and a spring for biasing the sensor unit are disposed;
Locking means for locking the sensor unit in a state in which the sensor unit is inserted from an opening of the unit insertion space to a predetermined position against the biasing force of the spring;
A body cover that is attached to the opening side of the unit insertion space of the sensor unit and projects only the sampling needle of the sensor unit outward when the locking state of the locking means is released;
A biosensor comprising:

A connector member is provided on the inner wall of the main body cover or the sensor main body, with connector members individually contacting the counter electrode and the working electrode of the sensor unit with the sampling needle of the sensor unit protruding. The biosensor according to claim 1 .

The enzyme working layer in which the enzyme which produces an enzyme reaction with the substrate in a test solution, or this enzyme and a mediator is formed in the said working electrode is described in Claim 1 or Claim 2 characterized by the above-mentioned. Biosensor.

One end of the spring is fixed to the sensor body, according to claim 1 to claim 3 to the other end of said spring, characterized in that the unit fixing piston detachably attached the sensor unit is fixed The biosensor according to any one of the above.