JPS62133938A - 経皮センサ - Google Patents
経皮センサInfo
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- JPS62133938A JPS62133938A JP60271515A JP27151585A JPS62133938A JP S62133938 A JPS62133938 A JP S62133938A JP 60271515 A JP60271515 A JP 60271515A JP 27151585 A JP27151585 A JP 27151585A JP S62133938 A JPS62133938 A JP S62133938A
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- Japan
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- electrode
- glucose
- sensor
- anode
- cathode
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- Pending
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Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
〔発明の利用分野〕
本発明は生化学センサにかかわり、特に生体内グルコー
スを無侵襲に体表面から測定するグルコース測定装置、
あるいは人工膵臓などの糖尿病治療に好適な経皮センサ
に関するものである。
スを無侵襲に体表面から測定するグルコース測定装置、
あるいは人工膵臓などの糖尿病治療に好適な経皮センサ
に関するものである。
従来の生体内グルコース濃度の連続測定では、グルコー
スセンサを血管内あるいは組織内に挿入する（特開昭５
９−８９３９号公報、特開昭５９−８９６９号公報、特
開昭５９−１．４８４３号公報、特開昭５９−１４８５
７号公報）か、血管内へ挿入したカテーテルから体外へ
導いた血液にセンサを接する（特開昭５２−１３５５９
９号公報、特開昭５４−８２８８５号公報）かの方法が
とられていた。また、間欠的なグルコース濃度の測定は
、採血後センサで測定している。これらの方法は、血液
中のグルコース濃度（血糖値）を知り、糖尿病患者の血
糖値を食事療法、運動療法。
スセンサを血管内あるいは組織内に挿入する（特開昭５
９−８９３９号公報、特開昭５９−８９６９号公報、特
開昭５９−１．４８４３号公報、特開昭５９−１４８５
７号公報）か、血管内へ挿入したカテーテルから体外へ
導いた血液にセンサを接する（特開昭５２−１３５５９
９号公報、特開昭５４−８２８８５号公報）かの方法が
とられていた。また、間欠的なグルコース濃度の測定は
、採血後センサで測定している。これらの方法は、血液
中のグルコース濃度（血糖値）を知り、糖尿病患者の血
糖値を食事療法、運動療法。
インシュリン療法により正常値に保つのに有効な方法で
ある。しかし、他方で、感染、精神的および肉体的苦痛
、失血、生体成分付着によるセンサの性能劣化２間欠的
測定による情報不足などの問題がある。
ある。しかし、他方で、感染、精神的および肉体的苦痛
、失血、生体成分付着によるセンサの性能劣化２間欠的
測定による情報不足などの問題がある。
血中ガス分圧については、体表面から無侵襲、すなわち
経皮的に測定できる（特開昭５０−１４１１８６号公報
、特開昭５３−１３７５９０号公報、特開昭５４−６０
７８８号公報など）。しかし、これらの経皮的測定法は
対象が酸素や炭素ガスなどのガスのみという問題がある
。
経皮的に測定できる（特開昭５０−１４１１８６号公報
、特開昭５３−１３７５９０号公報、特開昭５４−６０
７８８号公報など）。しかし、これらの経皮的測定法は
対象が酸素や炭素ガスなどのガスのみという問題がある
。
本発明の目的は、体内のグルコース濃度を体表面から無
侵襲に測定することにより、測定時に患者に与える負担
を少なくするような経皮センサを提供することにある。
侵襲に測定することにより、測定時に患者に与える負担
を少なくするような経皮センサを提供することにある。
空腹時に経口糖負荷試験を行うと血糖値が上昇し、その
後、膵臓から分泌されるシンシュリンの作用で血祐値は
低下する。発汗時に経口糖負荷試験を行ったところ、肘
静脈の血糖値と汗のグルコース濃度は上昇・下降ともに
類似の経時変化を示したが、汗のグルコース濃度は血糖
値の約千分の３の値であった。すなわち、汗のグルコー
スは健康人では、空腹時に０ 、２〜０ 、３ ｍ ｇ
／ ｄ Ｑ、糖負荷６０分後で０．４５ｍｇ／ｄ１２
に上昇し、２時間後にほぼ空腹時の値に回復している。
後、膵臓から分泌されるシンシュリンの作用で血祐値は
低下する。発汗時に経口糖負荷試験を行ったところ、肘
静脈の血糖値と汗のグルコース濃度は上昇・下降ともに
類似の経時変化を示したが、汗のグルコース濃度は血糖
値の約千分の３の値であった。すなわち、汗のグルコー
スは健康人では、空腹時に０ 、２〜０ 、３ ｍ ｇ
／ ｄ Ｑ、糖負荷６０分後で０．４５ｍｇ／ｄ１２
に上昇し、２時間後にほぼ空腹時の値に回復している。
これは［糖負荷試験時の汗のグルコース変化」と題し、
雑誌「糖尿病」第２８巻第１１号（１９８５）に掲載の
渡辺の論文に詳しい。
雑誌「糖尿病」第２８巻第１１号（１９８５）に掲載の
渡辺の論文に詳しい。
汗のグルコース濃度を測定すれば、体内のグルコース濃
度を経皮的に測定できるが、汗のグルコース濃度は血糖
と比べると極めて低い。従って、従来のグルコース電極
を体表面に装着できるようにするだけでは、血糖値の約
千分の３のグルコース濃度を検出できない。そこで、発
汗により排出されるグルコースを広範囲にわたって採取
し、高効率に電流に変換するために、電極の反応面を体
表面に装着できる範囲内でできる限り広面積化し、かつ
ポーラログラフ電極面の各所に物質を消費する電極、す
なわち酸素電極では陰極、過酸化水素電極では陽極を設
置した。また、前記の陰極あるいは陽極の総面積に比例
する暗電流による雑音を少なくし、Ｓ／Ｎ比を向上する
ために、前記の陰極あるいは陽極を細い線幅の多重の環
状あるいはスパイラル状としてポーラログラフ電極面に
広く分布形成した。
度を経皮的に測定できるが、汗のグルコース濃度は血糖
と比べると極めて低い。従って、従来のグルコース電極
を体表面に装着できるようにするだけでは、血糖値の約
千分の３のグルコース濃度を検出できない。そこで、発
汗により排出されるグルコースを広範囲にわたって採取
し、高効率に電流に変換するために、電極の反応面を体
表面に装着できる範囲内でできる限り広面積化し、かつ
ポーラログラフ電極面の各所に物質を消費する電極、す
なわち酸素電極では陰極、過酸化水素電極では陽極を設
置した。また、前記の陰極あるいは陽極の総面積に比例
する暗電流による雑音を少なくし、Ｓ／Ｎ比を向上する
ために、前記の陰極あるいは陽極を細い線幅の多重の環
状あるいはスパイラル状としてポーラログラフ電極面に
広く分布形成した。
第１図は経皮グルコースセンサの構成を示す概略断面図
の一例であるが、グルコースを例にとって経皮センサの
動作を説明する。経皮グルコースセンサは白金電極１．
銀電極２．絶縁物質３．多孔質物質４．固定化グルコー
スオキシダーゼ膜５゜還元性物質除去膜６．電極液７．
温度センサ８゜ヒータ９．熱の良導体１０．断熱材１１
．リード線１２，１３．１４から構成され、皮膚１５の
上に装着される。サーミスタなどの温度センサ８゜ヒー
タ９．熱の良導体１０．リード線１３と１４は皮膚１５
の加温機構を構成して発汗を生じさせるが、全身加温や
運動などによる全身の温熱性発汗時にはこれらは不要で
ある。浸出する汗を多孔質物質４に吸収・還流させ、常
に新しい汗をグルコースセンサ表面に維持することがで
きる。この結果、血糖値と対応して変化する汗のグルコ
ース濃度を体表面上のグルコースセンサで測定し、無侵
襲に血糖値を知ることができる。
の一例であるが、グルコースを例にとって経皮センサの
動作を説明する。経皮グルコースセンサは白金電極１．
銀電極２．絶縁物質３．多孔質物質４．固定化グルコー
スオキシダーゼ膜５゜還元性物質除去膜６．電極液７．
温度センサ８゜ヒータ９．熱の良導体１０．断熱材１１
．リード線１２，１３．１４から構成され、皮膚１５の
上に装着される。サーミスタなどの温度センサ８゜ヒー
タ９．熱の良導体１０．リード線１３と１４は皮膚１５
の加温機構を構成して発汗を生じさせるが、全身加温や
運動などによる全身の温熱性発汗時にはこれらは不要で
ある。浸出する汗を多孔質物質４に吸収・還流させ、常
に新しい汗をグルコースセンサ表面に維持することがで
きる。この結果、血糖値と対応して変化する汗のグルコ
ース濃度を体表面上のグルコースセンサで測定し、無侵
襲に血糖値を知ることができる。
このグルコースセンサは白金電極１．銀電極２゜エポキ
シ樹脂などの絶縁物質３．固定化グルコースオキシダー
ゼ膜５．還元性物質除去膜６．電解液７．リード線１２
から成るが、以下の手順によりグルコースが電流に変換
される。まず、多孔質物質４に含有される汗のグルコー
ス（ＣｅＨｘｚＯｅ）、酸素、水は固定化グルコースオ
キシダーゼ膜５の中で、酵素の働きで、次の化学反応に
より、グルコン酸（Ｃａ ）Ｔ ｔ ｚ Ｏ７）と過酸
化水素（ＨｚＯｚ）を生ずる。
シ樹脂などの絶縁物質３．固定化グルコースオキシダー
ゼ膜５．還元性物質除去膜６．電解液７．リード線１２
から成るが、以下の手順によりグルコースが電流に変換
される。まず、多孔質物質４に含有される汗のグルコー
ス（ＣｅＨｘｚＯｅ）、酸素、水は固定化グルコースオ
キシダーゼ膜５の中で、酵素の働きで、次の化学反応に
より、グルコン酸（Ｃａ ）Ｔ ｔ ｚ Ｏ７）と過酸
化水素（ＨｚＯｚ）を生ずる。
ＣｅＨｚｚＯｅ＋Ｏｚ＋Ｉ−ＴｚＯｚ−）ＣｅＩ（ｔ２
（）７＋Ｈｚｏ２ −（１）ポーラログラフ電極
では１発生する過酸化水素か。
（）７＋Ｈｚｏ２ −（１）ポーラログラフ電極
では１発生する過酸化水素か。
消費される酸素をΔＩす定することでグルコース濃度を
知ることができる。妨害物質除去膜６は尿素、アスコル
ビン酸などの妨害物質を除去する反面、測定対象となる
物質を通す。
知ることができる。妨害物質除去膜６は尿素、アスコル
ビン酸などの妨害物質を除去する反面、測定対象となる
物質を通す。
也過酸化水素′Ｐ！、極として働かせるには、白金電極
１を陽極とし、銀電極２を陰極として、両極間に０．６
〜０．８ｖの電圧を印加する。陽極上では。
１を陽極とし、銀電極２を陰極として、両極間に０．６
〜０．８ｖの電圧を印加する。陽極上では。
過酸化水素が次式により酸化され、
２ Ｉ−Ｉ ２０２→４ Ｈ÷＋２０ｚ＋４０−
・・・（２）となり、陰極上では、酸素が次式により還
元され、４Ｈ＋＋０２→２ＨｚＯ−４ｅ−−（３）とな
る。
・・・（２）となり、陰極上では、酸素が次式により還
元され、４Ｈ＋＋０２→２ＨｚＯ−４ｅ−−（３）とな
る。
酸素電極として働かせるには、白金電極１を陰極、銀電
極２を陽極として、両極間に０．６〜０．８Ｖ の電圧
を印加する。陽極上では、銀が次式により酸化され、 ４Ａｇ＋４Ｃｆ１．−→４ＡｇＣＱ＋４ｅ−−（４）と
なり、陰極上では、酸素が次式により還元され、○ｘ＋
４ ＴＤ−＋ ２ ｒＩ２０−４ ｃ＝ −（酸性）
−（５）０２＋２ＩＴ２０→４ ＴＩ−−４０
−（アルカリ性）−（６）となる、 これにより、過酸化水素型のグルコースセンサでも、酸
素型のグルコースセンサでも、汗のグルコース；濃度に
比例した電流値が得られる。なお、ｍＭ型のタルコース
センサでは、生体内の酸素分圧の変動が誤差を与えるの
で、これを除去する必要はある。
極２を陽極として、両極間に０．６〜０．８Ｖ の電圧
を印加する。陽極上では、銀が次式により酸化され、 ４Ａｇ＋４Ｃｆ１．−→４ＡｇＣＱ＋４ｅ−−（４）と
なり、陰極上では、酸素が次式により還元され、○ｘ＋
４ ＴＤ−＋ ２ ｒＩ２０−４ ｃ＝ −（酸性）
−（５）０２＋２ＩＴ２０→４ ＴＩ−−４０
−（アルカリ性）−（６）となる、 これにより、過酸化水素型のグルコースセンサでも、酸
素型のグルコースセンサでも、汗のグルコース；濃度に
比例した電流値が得られる。なお、ｍＭ型のタルコース
センサでは、生体内の酸素分圧の変動が誤差を与えるの
で、これを除去する必要はある。
また、グルコース以外の有機物、すなわち乳酸。
ピルビン酸、尿酸なども汗の値と血液の値が対応して変
化することが考えられろため、グルコースと同様に酵素
電極により経皮的に測定できよう。
化することが考えられろため、グルコースと同様に酵素
電極により経皮的に測定できよう。
以下、本発明の実施例を図面に基づいて詳説するが、こ
れらの実施例は第１図の面Ｓでの経皮センサの断面を体
表面側から見たものである。
れらの実施例は第１図の面Ｓでの経皮センサの断面を体
表面側から見たものである。
第２図は本発明による経皮センサの断面図である。この
断面は白金電極１．銀電極２．絶縁物質３がポーラログ
ラフ電極面１６に配置され、該電極面１６の周辺を断熱
材１１が囲んでいる。電極面１６に皮膚側から到達した
消費される物質は、ポーラログラフ電極！極が過酸化水
素型であろうが、酸素型であろうが、白金電極１で消費
される。本実施例では、白金電極１と銀屯ｔ！ ２を細
い線幅の同心リングとし、かつ電極面１６の広範囲にわ
たって分布させているため、Ｓ／Ｎ比もよく高効率に測
定対象物質を電流に変換できる。
断面は白金電極１．銀電極２．絶縁物質３がポーラログ
ラフ電極面１６に配置され、該電極面１６の周辺を断熱
材１１が囲んでいる。電極面１６に皮膚側から到達した
消費される物質は、ポーラログラフ電極！極が過酸化水
素型であろうが、酸素型であろうが、白金電極１で消費
される。本実施例では、白金電極１と銀屯ｔ！ ２を細
い線幅の同心リングとし、かつ電極面１６の広範囲にわ
たって分布させているため、Ｓ／Ｎ比もよく高効率に測
定対象物質を電流に変換できる。
第３図は本発明による経皮センサの断面図の他の例であ
る。各部の名称は第２図と同じである。
る。各部の名称は第２図と同じである。
本実施例では、白金電極１と銀電極２を細い線幅のスパ
イラルとし、ポーラログラフ電極面に広く分布させてい
る。
イラルとし、ポーラログラフ電極面に広く分布させてい
る。
第２図では白金電極１と銀電極２を同心リングとして示
したが、同心でなくてもよいし、円形でなくてもよい。
したが、同心でなくてもよいし、円形でなくてもよい。
さらに、白金′直棒１が銀電極２の外側に位はする構造
でもよい。また、第２３図において、円状のスパイラル
を白金電極１と銀電極２に用いたが、多角形状のスパイ
ラルであってもよい。
でもよい。また、第２３図において、円状のスパイラル
を白金電極１と銀電極２に用いたが、多角形状のスパイ
ラルであってもよい。
以上の実施例において、白金電極１の材質は白金に限ら
ず、金、イリジウ１１でも可能である。また、生化学セ
ンサの種類もグルコース以外の有機物、すなわち乳酸、
ピルビン酸、尿酸などを４１１Ｊ定対象とするものでも
よく、さらに生光学センサの数も１個のみならず複数個
を集積化して一つの経皮センサに内蔵することもできる
。
ず、金、イリジウ１１でも可能である。また、生化学セ
ンサの種類もグルコース以外の有機物、すなわち乳酸、
ピルビン酸、尿酸などを４１１Ｊ定対象とするものでも
よく、さらに生光学センサの数も１個のみならず複数個
を集積化して一つの経皮センサに内蔵することもできる
。
本発明によれば、簡便な方法により体内のグルコース濃
度を体表面から無侵襲に測定できるので、感染、患者の
精神的・肉体的苦痛、失血を除くことができ、また、セ
ンサに血液や組織の生体成分が付着しないので性能劣化
が少なく、長期に亘すグルコースを安定に？１ＩＩＩ定
できる。また、グルコース濃度を常に知ることにより血
糖値を生理的に正常な値に保てるので、高血糖による合
併症や低血糖の事故を防ぐことができ、血糖ｉｆｆ！ｌ
定装置や人工膵１藏のセンサとして利用できる。
度を体表面から無侵襲に測定できるので、感染、患者の
精神的・肉体的苦痛、失血を除くことができ、また、セ
ンサに血液や組織の生体成分が付着しないので性能劣化
が少なく、長期に亘すグルコースを安定に？１ＩＩＩ定
できる。また、グルコース濃度を常に知ることにより血
糖値を生理的に正常な値に保てるので、高血糖による合
併症や低血糖の事故を防ぐことができ、血糖ｉｆｆ！ｌ
定装置や人工膵１藏のセンサとして利用できる。
図面のＮ、ｊｌ’、な説明
第１図は経皮グルコースセンサの構成を示す概略断面図
、第２図、第３図は本発明による経皮センサの実施例を
示すポーラログラフ電極の断面図である。
、第２図、第３図は本発明による経皮センサの実施例を
示すポーラログラフ電極の断面図である。
１・・・白金電極、２・・・銀電極、３・・・絶縁物質
、４・・・多孔質物質、５・・・固定化グルコースオキ
シダーゼ膜、６・・・妨害物質除去膜、７・・・電解液
、１６・・・ポーラログラフ電極面。
、４・・・多孔質物質、５・・・固定化グルコースオキ
シダーゼ膜、６・・・妨害物質除去膜、７・・・電解液
、１６・・・ポーラログラフ電極面。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １、酸素あるいは過酸化水素を測定するポーラログラフ
電極とオキシダーゼ系の固定化酵素を含む酵素電極にお
いて、該電極が皮膚に装着できるような構造を有し浸出
する汗に含まれる測定対象物質と反応する前記固定化酵
素膜の面積が０．５〜１００ｃｍ＾２であり陰極あるい
は陽極を幅が５μｍ〜５ｍｍの多重の環状あるいはスパ
イラル状として陽極、陰極、絶縁物質から成るポーラロ
グラフ電極面全体に分布するような形状としたことを特
徴とする経皮センサ。 ２、特許請求の範囲第１項において、該電極が皮膚に装
着できるような構造を有し発汗の手段として皮膚を加温
する加温機構を有し浸出する汗に含まれる測定対象物質
と反射する前記固定化酵素膜の面積が０．５〜１００ｃ
ｍ＾２であり、陰極あるいは陽極を幅が５μｍ〜５ｍｍ
の多重の環状あるいはスパイラル状として陽極、陰極、
絶縁物質から成るポーラログラフ電極面全体に分布する
ような形状としたことを特徴とする経皮センサ。 ３、特許請求の範囲第１項ないし第２項において、酵素
電極が酸素あるいは過酸化水素を測定するポーラログラ
フ電極、固定化グルコースオキシダーゼ膜、還元性物質
除去膜で構成されたグルコースセンサであることを特徴
とする経皮センサ。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60271515A JPS62133938A (ja) | 1985-12-04 | 1985-12-04 | 経皮センサ |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60271515A JPS62133938A (ja) | 1985-12-04 | 1985-12-04 | 経皮センサ |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS62133938A true JPS62133938A (ja) | 1987-06-17 |
Family
ID=17501140
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP60271515A Pending JPS62133938A (ja) | 1985-12-04 | 1985-12-04 | 経皮センサ |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS62133938A (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2008139231A (ja) * | 2006-12-05 | 2008-06-19 | Tokyo Medical & Dental Univ | 化学センサ及びバイオセンサ |
| CN109916980A (zh) * | 2019-03-06 | 2019-06-21 | 北京大学 | 一种体液分析物的可穿戴传感器及其传感方法 |
-
1985
- 1985-12-04 JP JP60271515A patent/JPS62133938A/ja active Pending
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2008139231A (ja) * | 2006-12-05 | 2008-06-19 | Tokyo Medical & Dental Univ | 化学センサ及びバイオセンサ |
| CN109916980A (zh) * | 2019-03-06 | 2019-06-21 | 北京大学 | 一种体液分析物的可穿戴传感器及其传感方法 |
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