WO2005103669A1 - 血液成分の測定方法、それに用いるバイオセンサおよび測定装置 - Google Patents

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Masaki Fujiwara
Teppei Shinno
Shin Ikeda
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Matsushita Electric Industrial Co., Ltd.
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    • G01N33/487—Physical analysis of biological material of liquid biological material
    • G01N33/49—Blood

Definitions

  • Patent Document 2 Japanese Patent No. 3369183
  • the measuring device of the present invention is a measuring device for measuring the amount of blood components using the biosensor of the present invention, wherein the blood components are oxidized and reduced with an oxidoreductase, and the redox current generated at that time is measured.
  • Blood component amount measuring means for detecting with the first electrode system and converting the current value to the blood component amount; blood cell amount correcting means for correcting the blood component amount with a blood cell amount in blood; and the blood Interfering substance amount correcting means for correcting the amount of the component with the amount of interfering substances in the blood, the blood cell volume correcting means using a second electrode system for measuring the blood cell volume, and in the presence of the blood.
  • the invention's effect in measuring blood components, a plurality of working electrodes are prepared, the amount of blood components is measured using one working electrode, and the amount of blood cells and the amount of interfering substances are measured using the other working electrode.
  • the amount of blood cells and the amount of interfering substances can be measured with high accuracy, and as a result, the amount of blood components using this can be corrected with high accuracy and high reliability.
  • FIG. 7 is a plan view showing still another example of the sensor of the present invention.
  • FIG. 11 is a plan view showing still another example of the sensor of the present invention.
  • FIG. 15 is a graph showing still another example of the measurement result of response current with respect to blood cell volume.
  • (A) is a graph showing the change over time of the response current value (/ z A) with respect to the applied voltage (V)
  • (b) is a graph showing the change over time in the sensitivity difference with respect to the applied voltage (V).
  • (b) is a graph of the time-dependent change of the sensitivity difference with respect to the applied voltage (V).
  • the tip of the flow path 24 extends to the other end of the sensor (the left end in the figure), and serves as a blood supply port by opening to the outside.
  • Each of the seven electrodes (11 to 17) is connected to a lead, and these leads extend to the one end (the right end in the figure), and the tip of the lead is not covered by the cover. It is exposed.
  • An air hole 25 is formed in a portion of the cover 103 corresponding to the right end of the flow path 24.
  • the total length is 5 to: L00 mm
  • the width is 2 to 50 mm
  • the thickness is 0.05 to 2 mm
  • the total length is preferably 7 to 50 mm
  • the width is 3 to 20 mm
  • the thickness is 0.1 to: Lmm
  • more preferably, the total length is 10 to 30 mm
  • the thickness is 0.1 to 0.6 mm.
  • the material and size of the insulating substrate are the same in Examples 2 to 6 described later.
  • a conductive layer is formed by sputtering or vapor deposition using gold, platinum, norradium or the like as a material, and this is covered with a specific electrode pattern by a laser.
  • a laser for example, YAG laser 1. CO laser, excimer laser, etc. can be used. This will also be described later
  • the second reagent layer 21 is formed as follows. For example, an aqueous solution containing 10 to 200 mM potassium ferricyanide and 20 to 200 mM taurine is dropped into the circular slit 18 and dried. By installing the slit portion 18, the spread of the dropped aqueous solution can be suppressed, and the second reagent layer 21 can be disposed at a more accurate position. As a result, the second reagent layer 21 is formed on the second counter electrode 11.
  • blood glucose level measurement using this sensor is performed as follows. First, puncture your fingertips with a special lancet and bleed. On the other hand, the sensor is set in a dedicated measuring device (meter). The blood supply port of the sensor set in the measuring device is brought into contact with the bleeding blood, and blood is introduced into the sensor by capillary action. Analysis by this sensor This is done by the following steps.
  • the applied voltage in step 2 is ⁇ ⁇ , 0.05 to 1V, preferably ⁇ , 0.1 to 0.8V, more preferably ⁇ , 0.2 to 0.5V, and the application time is For example, 0.01 to 30 seconds, preferably 0.1 to 10 seconds, and more preferably 1 to 5 seconds.
  • Step 3 Measuring the amount of interfering substances
  • Step 4 Measurement of blood cell volume
  • the applied voltage in step 4 is, for example, 1 to 10V, preferably 1 to 5V, and more preferably 2 to 3V.
  • the application time is, for example, 0.001 to 60 seconds, preferably 0.01 to 10 seconds, and more preferably 0.01 to 5 seconds.
  • Each of the six electrodes (32 to 37) is connected to a lead, and these leads extend to the one end side (right end in the figure), and the tip of the lead is not covered by the cover. Exposed.
  • An air hole 45 is formed in a portion of the cover 303 corresponding to the right end portion of the flow path 44.
  • Blood glucose level measurement using this sensor is performed, for example, as follows. First, puncture your fingertips with a special lancet and bleed. On the other hand, the sensor is set in a dedicated measuring device (meter). The blood supply port of the sensor set in the measuring device is brought into contact with the bleeding blood, and blood is introduced into the sensor by capillary action. This sensor analysis is performed by the following steps. (Step 1: Specimen (blood) detection)
  • the applied voltage in step 1 is ⁇ , f row ⁇ , 0.05-: LOV, preferably ⁇ , 0.1-0.8V, more preferably ⁇ , 0.2-0.5V.
  • a voltage is applied to the first working electrode 33 with the first working electrode 33 as the working electrode and the first counter electrode 35 as the counter electrode. Oxidizes the reduced mediator produced on the first working electrode 33 by the enzyme reaction and detects its oxidation current.
  • the reaction time between glucose and acid reductase is, for example, 0 to 60 seconds, preferably 1 to 30 seconds, and more preferably 2 to 10 seconds.
  • Step 1 Specimen (blood) detection
  • a voltage is applied to the first working electrode 33 with the first working electrode 33 as the working electrode and the first counter electrode 35 as the counter electrode. Oxidizes the reduced mediator produced on the first working electrode 33 by the enzyme reaction and detects its oxidation current.
  • the reaction time between glucose and acid reductase is, for example, 0 to 60 seconds, preferably 1 to 30 seconds, and more preferably 2 to 10 seconds.
  • Step 3 Measuring the amount of interfering substances
  • the third working electrode 32 By applying a voltage to the third working electrode 32 using the third working electrode 32 as a working electrode and the first working electrode 33 as a counter electrode, a current based on the electrolytic oxidation reaction of the interfering substance is detected. Based on this result, the amount of interfering substances is measured. This amount of interfering substance is used for correction when measuring glucose. In this correction, the amount of interfering substance obtained from a calibration curve between the current and the amount of interfering substance prepared in advance may be used, or the detected current may be used as it is.
  • the applied voltage in step 4 is, for example, 1 to 10 V, preferably 1 to 5 V, more preferably 2 to 3 V, and the application time is, for example, 0.001 to 60 seconds, preferably 0.01. -10 seconds, more preferably 0.01-5 seconds.
  • Step 5 Correction of blood component amount
  • the amount of glucose obtained in Step 2 is corrected with the amount of interfering substance measured in Step 3 and the blood cell volume measured in Step 4. This correction is preferably performed based on a calibration curve prepared in advance (including a calibration table).
  • the corrected glucose amount is displayed or stored in the measuring device.
  • Step 1 Specimen (blood) detection
  • the applied voltage in step 2 is ⁇ ⁇ , 0.05 to 1V, preferably ⁇ , 0.1 to 0.8V, more preferably ⁇ , 0.2 to 0.5V, and the application time is For example, 0.01 to 30 seconds, preferably 0.1 to 10 seconds, and more preferably 1 to 5 seconds.
  • Step 3 is performed after the blood component amount is measured. I like it.
  • the reason why the amount of interfering substance is measured after the measurement of the amount of blood components is the same as the reason described in Example 3.
  • a blood cell amount obtained from a calibration curve of the electrolytic current and the blood cell amount prepared in advance may be used, or the detected electrolytic current may be used as it is.
  • the applied voltage in step 4 is, for example, 1 to 10 V, preferably 1 to 5 V, more preferably 2 to 3 V, and the application time is, for example, 0.001 to 60 seconds, preferably 0. 01 to 10 seconds, more preferably 0.01 to 5 seconds.
  • This step 4 is preferably performed at the end of the series of steps.
  • the first working electrode 53 is the counter electrode, but the present invention is not limited to this.
  • the first counter electrode 55 alone or a combination of the first working electrode 53 and the first counter electrode 55 may be used.
  • the applied voltage in step 3 is, for example, 0.01 to 1 V, preferably 0.01 to 0.5 V, and the marking time is, for example, 0.001 to 60 seconds, preferably ⁇ 0.01 to 10 seconds, more preferred ⁇ is 0.0 to 1 to 5 seconds.
  • the force using the first working electrode 53 as a counter electrode is not limited to this.
  • the first counter electrode 55 alone may be used as a combination of the first working electrode 53 and the first counter electrode 55.
  • the applied voltage in step 2 is ⁇ ⁇ , 0.05 to 1V, preferably ⁇ , 0.1 to 0.8V, more preferably ⁇ , 0.2 to 0.5V, and the application time is For example, 0.01 to 30 seconds, preferably 0.1 to 10 seconds, more preferably 1 to 5 seconds.
  • This step 4 is preferably performed at the end of the series of steps.
  • the first working electrode 53 is the counter electrode, but the present invention is not limited to this.
  • the first counter electrode 55 alone or a combination of the first working electrode 53 and the first counter electrode 55 may be used.
  • the response current with respect to the amount of interfering substances was measured.
  • ascorbic acid was used, and blood samples to which 0, 5, 10, 20 mg ZdL of ascorbic acid was added were prepared. Using these three blood samples, the current flowing through the third electrode system was measured. The measurement was performed under conditions of an applied voltage of 0.5 V to the third working electrode 12 and an applied time of 3 seconds.
  • the response current with respect to the blood cell volume was measured using the same sensor.
  • Three blood samples were prepared with blood cell volume adjusted to 25%, 45% and 65%.
  • the electrolysis current flowing through the second electrode system was measured. The measurement was performed under the conditions that the voltage applied to the second working electrode 17 was 2.5 V and the application time was 3 seconds, with the third working electrode 32 as the counter electrode.
  • the response current with respect to the blood cell volume was measured using the same sensor.
  • Three blood samples were prepared with blood cell volume adjusted to 25%, 45% and 65%. Using these three blood samples, the electrolysis current flowing through the second electrode system was measured. Mark to second working electrode 37 Measurements were performed under conditions of applied voltage of 2.5 V and applied time of 3 seconds.
  • the response current with respect to the blood cell volume was measured using the same sensor.
  • Three blood samples were prepared with blood cell volume adjusted to 25%, 45% and 65%.
  • the electrolysis current flowing through the second electrode system was measured.
  • the third working electrode 32 as a counter electrode, the measurement was performed under the conditions of an applied voltage of 2.5 V to the second working electrode 37 and an application time of 3 seconds.
  • each reagent solution prepared by dissolving glucose dehydrogenase (1 to 5 U), potassium ferricyanide (60 mM), and taurine (80 mM) in a CMC aqueous solution (0.1 wt%) is circular. After dropping on the slit part 60, it was made by drying.
  • the response current with respect to the amount of interfering substances was measured.
  • ascorbic acid was used, and blood samples to which 0, 5, 10, 20 mg ZdL of ascorbic acid was added were prepared. Using these three blood samples, the current flowing through the third electrode system was measured.
  • the first working electrode 53 as a counter electrode, the measurement was performed under the conditions of an applied voltage of 0.5 V to the third working electrode 52 and an application time of 3 seconds.
  • the response current with respect to the blood cell volume was measured using the same sensor.
  • Three blood samples were prepared with blood cell volume adjusted to 25%, 45% and 65%.
  • the electrolysis current flowing through the second electrode system was measured.
  • the measurement was performed under the conditions of an applied voltage of 2.5 V to the second working electrode 57 and an application time of 3 seconds.
  • the blood component measurement method of the present invention measures the amount of interfering substances and blood cells with high accuracy and high reliability, and corrects the amount of blood components based on this measurement. Therefore, blood component measurement is performed with high accuracy and high reliability. Can be implemented. Therefore, the present invention is useful for measuring blood components such as glucose.

Abstract

　血液の血球量および妨害物質量を高精度および高信頼性で測定し、その結果に基づいて血液成分量を正確に補正することが可能な、血液成分の測定方法を提供する。血液成分測定用センサにおいて、第１の作用極１３で血液成分の酸化還元反応時に流れた電流を、第２の作用極１７で血球量を、第３の作用極１２で妨害物質量を測定する。次に、得られた結果に基づいて対象とする血液成分量を補正する。それにより、より精度・正確度の高い血液成分量の測定を実現する。

Description

明 細 書
血液成分の測定方法、それに用いるバイオセンサおよび測定装置 技術分野
[0001] 本発明は、血液成分の測定方法、それに用いるバイオセンサおよび測定装置に関 する。
背景技術
[0002] 臨床検査や糖尿病患者の血糖値自己測定等にぉ 、て、血液成分測定用センサが 従来力も使用されている。血液成分測定用センサは、例えば、その表面に作用極お よび対極が形成された絶縁基板の上に、スぺーサを介してカバーが配置されている 構成である。前記作用極および対極の上には、酸化還元酵素およびメディエータ (電 子伝達体)等を含む試薬が配置されており、この部分が分析部となる。この分析部に は、血液を導入するための流路の一端が連通しており、前記流路の他端は外部に向 かって開口しており、ここが血液供給口となる。このようなセンサを用いた血液成分の 分析 (例えば、血糖値）は、例えば、次のようにして行われる。すなわち、まず、前記 センサを専用の測定装置 (メータ）にセットする。そして、指先等をランセットで傷つけ て出血させ、これに前記センサの血液供給口を接触させる。血液は、毛細管現象に よりセンサの流路に吸い込まれ、これを通って分析部に導入され、ここで、前記試薬 と接触する。そして、血液中の成分と、酸化還元酵素が反応して酸化還元反応が起 こり、メディエータを介して電子が電極へと移動する。この際に流れる電流を検出し、 前記測定装置で血液成分量に換算して表示する。
[0003] し力しながら、上記のような電気化学式血糖センサのセンサ応答は、易酸化性化合 物（例えば、ァスコルビン酸や尿酸)をはじめとする妨害物質や、血球量 Zへマトタリ ット (Hct)の影響を受ける場合がある。そこで正しい測定値を得るためには、妨害物 質量、血球量、あるいはその双方を定量し、その値に基づいて血液成分量 (血糖値 等）を補正する必要がある。例えば、 2つの作用極と、 1つの参照電極とによる血球量 の測定により、血液成分量を補正するセンサがある（特許文献 1参照)。この他に、メ ディエータを用いて血球量を測定する方法もある (特許文献 2参照)。また、妨害物質 検知電極を用いた、妨害物質の定量に関する方法もある (特許文献 3参照)。しかし ながら、従来の技術では、測定される血球量および妨害物質量の精度および信頼性 に問題があり、十分な補正ができな力つた。
特許文献 1：特表 2003— 501627号公報
特許文献 2 :特許第 3369183号公報
特許文献 3：特許第 3267933号公報
発明の開示
発明が解決しょうとする課題
[0004] 本発明は、このような事情に鑑みなされたもので、血球量および妨害物質量を高精 度および高信頼性で測定することにより、血液成分量を正確に補正可能な血液成分 の測定方法、それに用いるバイオセンサおよび測定装置の提供を、その目的とする。 課題を解決するための手段
[0005] 前記目的を達成するために、本発明の測定方法は、メディエータの存在下、血液 成分を酸化還元酵素で酸化還元し、その際に生じる酸化還元電流を作用極および 対極を有する第 1の電極系で検出し、前記電流値を前記血液成分量に換算する血 液成分量測定工程と、前記血液成分量を血液中の血球量で補正する血球量補正ェ 程と、前記血液成分量を血液中の妨害物質量で補正する妨害物質量補正工程とを 有し、前記血球量補正工程は、作用極および対極を有する第 2の電極系を準備し、 前記第 2の電極系のうち、作用極上にはメディエータを配置せず、対極上にはメディ エータを配置し、前記第 2の電極系に血液を導入し、この状態で前記第 2の電極系 に電圧を印加し、これにより前記第 2の電極系に流れる酸化還元電流を検出し、この 電流値を前記血球量に換算し、この値を基にして前記血液成分量を補正する工程 であり、前記妨害物質補正工程は、作用極および対極を有する第 3の電極系を準備 し、前記第 3の電極系に血液を導入し、この状態で前記第 3の電極系に電圧を印加 し、これにより前記第 3の電極系に流れる酸ィ匕還元電流を検出し、この電流値を前記 妨害物質量に換算し、この量を基にして前記血液成分量を補正する工程である血液 成分の測定方法である。
[0006] また、本発明のバイオセンサは、血液成分を酸化還元し、その反応による酸化還元 電流を電極で検出することにより前記血液成分を測定するバイオセンサをであって、 第 1の分析部、第 2の分析部および第 3の分析部を有し、前記第 1の分析部は、第 1 の電極系を有し、前記第 2の分析部は、第 2の電極系を有し、前記第 3の分析部は、 第 3の電極系を有し、前記第 1の電極系上には、少なくとも前記血液成分を基質とす る酸化還元酵素とメディエータとが配置され、前記第 1の分析部において、メディエー タの存在下、前記血液成分を前記酸化還元酵素で酸化還元し、電圧を印加した際 に生じる酸化還元電流を前記第 1の電極系で検出して前記血液成分を測定し、前記 第 2の分析部において、前記第 2の電極系は、作用極および対極を有し、前記第 2の 電極系のうち、作用極上にはメディエータが配置されておらず、対極上にはメデイエ ータが配置されており、前記第 2の電極系に血液を導入し、この状態で前記第 2の電 極系に電圧を印加し、これにより前記第 2の電極系に流れる酸化還元電流を検出す ることにより前記血液中の血球量を測定し、前記第 3の分析部において、前記第 3の 電極系は、作用極および対極を有し、前記第 3の電極系に血液を導入し、この状態 で前記第 3の電極系に電圧を印加し、これにより前記第 3の電極系に流れる電流を 検出することにより前記血液中の妨害物質量を測定するバイオセンサである。
そして、本発明の測定装置は、前記本発明のバイオセンサを用いて血液成分量を 測定する測定装置であって、前記血液成分を酸化還元酵素で酸化還元し、その際 に生じる酸化還元電流を前記第 1の電極系で検出し、前記電流値を前記血液成分 量に換算する血液成分量測定手段と、前記血液成分量を血液中の血球量で補正す る血球量補正手段と、前記血液成分量を血液中の妨害物質量で補正する妨害物質 量補正手段とを有し、前記血球量補正手段は、前記血球量の測定のための第 2の電 極系を用い、前記血液存在下、前記第 2の電極系に電圧を印加して流れる電流を検 出し、この電流値を血球量に換算し、この値を基にして前記血液成分量を補正する 手段であり、前記妨害物質量補正手段は、前記妨害物質量の測定のための第 3の 電極系を用い、前記血液存在下、前記第 3の電極系に印加して流れる電流を検出し 、この電流値を前記妨害物質量に換算し、この量を基にして前記血液成分量を補正 する手段である測定装置である。
発明の効果 [0008] このように、血液成分の測定において、作用極を複数準備し、その中のある作用極 を用いて血液成分量を測定し、他の作用極で血球量および妨害物質量を測定すれ ば、血球量および妨害物質量を高精度で測定することができ、この結果、これを用い た血液成分量の補正も高精度かつ高信頼性で行うことが可能となる。
図面の簡単な説明
[0009] [図 1]図 1は、本発明のセンサの一例を示す分解斜視図である。
[図 2]図 2は、図 1のセンサの断面図である。
[図 3]図 3は、図 1のセンサの平面図である。
[図 4]図 4は、本発明のセンサのその他の例を示す分解斜視図である。
[図 5]図 5は、図 4のセンサの断面図である。
[図 6]図 6は、図 4のセンサの平面図である。
[図 7]図 7は、本発明のセンサのさらにその他の例を示す平面図である。
[図 8]図 8は、本発明のセンサのさらにその他の例を示す分解斜視図である。
[図 9]図 9は、図 8のセンサの断面図である。
[図 10]図 10は、図 8のセンサの平面図である。
[図 11]図 11は、本発明のセンサのさらにその他の例を示す平面図である。
[図 12]図 12は、妨害物質量に対する応答電流の測定結果の例を示すグラフである。
[図 13]図 13は、血球量に対する応答電流の測定結果の一例を示すグラフである。 (a
)は、印加電圧 (V)に対する応答電流値 A)の経時的変化を表すグラフであり、 (b
)は、印加電圧 ）に対する感度差の経時変化のグラフである。
[図 14]図 14は、血球量に対する応答電流の測定結果のその他の例を示すグラフで ある。（a)は、印加電圧 (V)に対する応答電流値 A)の経時的変化を表すグラフ であり、（b)は、印加電圧 (V)に対する感度差の経時変化のグラフである。
[図 15]図 15は、血球量に対する応答電流の測定結果のさらにその他の例を示すグ ラフである。（a)は、印加電圧 (V)に対する応答電流値（/z A)の経時的変化を表す グラフであり、（b)は、印加電圧 (V)に対する感度差の経時変化のグラフである。
[図 16]図 16は、血球量に対する応答電流の測定結果のさらにその他の例を示すグ ラフである。（a)は、印加電圧 (V)に対する応答電流値（/z A)の経時的変化を表す O
グラフであり、（b)は、印加電圧 (V)に対する感度差の経時変化のグラフである。
[図1— 11—7]図 17は、血球量に対する応答電流の測定結果のさらにその他の例を示すグ ラフである。（a)は、印加電圧 (V)に対する応答電流値（/z A)の経時的変化を表す グラフであり、（b)は、印加電圧 (V)に対する感度差の経時変化のグラフである。 符号の説明
第 2の対極
12、 32、 52 第 3の作用極
13、 33、 53 第 1の作用極
14、 34、 54 液検知電極
15、 35、 55 第 1の対極
16、 36 第 3の対極
17、 37、 57 第 2の作用極
18、 19、 20、 39、 40、 60 円形スリット部
21 第 2の試薬層
22、 42 第 3の試薬層
23、 43、 63 第 1の試薬層
24、 44、 64 流路
25、 45、 65 空気孔
101、 301、 501 絶縁基板
102、 302、 502 スぺーサ
103、 303、 503 カノ一
発明を実施するための最良の形態
[0011] 本発明において、前記血球量による補正は、予め作成した血球量と血液成分量と の検量線および検量テーブルの少なくとも一方による補正であることが好まし 、。ま た、本発明において、前記妨害物質量を基にした前記血液成分量の補正は、予め 作成した妨害物質量と血液成分量との検量線および検量テーブルの少なくとも一方 による補正であることが好まし 、。
[0012] 本発明において、前記第 3の電極系のうち、少なくとも対極上にメディエータが存在 することが好ましい。
[0013] 本発明において、前記第 1の電極系、前記第 2の電極系および前記第 3の電極系 の作用極および対極の少なくとも一つを、他のいずれかの電極と共用してもよい。ま た、本発明の血液成分の測定方法において、ある工程では、作用極として用いた電 極を、別の工程では、対極として用いてもよぐその逆でもよい。
[0014] 本発明にお 、て、血液成分量測定、血球量測定、および妨害物質量測定の順序 は特に制限されないが、血球量の測定を最後に行うことが好ましい。血液成分量測 定および妨害物質量測定については、どちらを先に実施してもよぐ同時に実施して ちょい。
[0015] 本発明において、前記妨害物質量の測定の前に、前記第 3の電極系を前処理する ための電圧を、前記第 3の電極系に印加することが好ましい。この前処理を実施する ことで前記第 3の電極系表面が清浄化され、より精度の高い妨害物質量、および血 球量の測定が可能となる。
[0016] 本発明において、前記電極前処理のために、前記第 3の電極系の作用極に印加 する電圧は、前記第 3の電極系の対極に対して、 0. 01〜1Vの範囲であることが好ま しい。
[0017] 本発明において、前記妨害物質量の測定のために、前記第 3の電極系の作用極 に印加する電圧は、前記第 3の電極系の対極に対して 0. 01〜1Vの範囲であること が好ましぐより好ましくは、 0. 01-0. 5Vの範囲である。
[0018] 本発明において、前記血球量の測定のために、前記第 2の電極系の作用極に印 加する電圧は、前記第 2の電極系の対極に対して IV以上であることが好ましぐより 好ましくは、 1〜： LOVの範囲、さらに好ましくは、 1〜5Vの範囲である。
[0019] 本発明にお 、て、測定対象の血液成分は、例えば、グルコース、乳酸、尿酸、ピリ ルビンおよびコレステロール等である。また、前記酸化還元酵素は、測定対象の血液 成分に応じ適宜選択される。前記酸化還元酵素としては、例えば、グルコースォキシ ダーゼ、ラタテートォキシダーゼ、コレステロールォキシダーゼ、ビリルビンォキシダー ゼ、グルコースデヒドロゲナーゼ、ラタテートデヒドロゲナーゼなどがある。前記酸化還 元酵素の量は、例えば、センサ 1個当り、若しくは 1回の測定当り、例えば、 0. 01〜1 00Uであり、好ましくは、 0. 05〜： LOUであり、より好ましくは、 0. 1〜5Uである。この なかでも、グルコースを測定対象にする場合の酸化還元酵素は、グルコースォキシ ダーゼおよびグルコースデヒドロゲナーゼが好ましい。
[0020] 本発明のバイオセンサにおいて、血液を導入するための流路を有しており、前記流 路の一端力 供給された血液の流れの最も上流側に前記第 2の分析部または前記 第 3の分析部の作用極が配置され、下流側に他の電極が配置されていることが好ま しい。
[0021] 本発明のバイオセンサにおいて、前記流路の最も下流側に前記第 1の分析部が配 置されて!、ることが好まし!/、。
[0022] 本発明のバイオセンサにおいて、前記第 3の電極系の作用極上に、メディエータが 配置されなくともよぐこの場合には、前記第 2の電極系の作用極と、前記第 3の電極 系の作用極とが共用されてもよい。さらに、この場合においては、前記第 2電極系の 対極および前記第 3の電極系の対極の少なくとも一方力 前記第 1の電極系のいず れかの電極若しくはそれらの電極の組合せと共用されてもよ!、。
[0023] 本発明のバイオセンサにおいて、前記第 2の電極系の対極と、前記第 3の電極系の 作用極とは、互いに共用されてもよい。
[0024] 本発明のバイオセンサにおいて、前記第 3の電極系の作用極にメディエータが配 置されてもよぐこの場合には、前記第 3の電極系の作用極と前記第 2の電極系の対 極とが共用されるとともに、前記第 3の電極系の対極力 前記第 1の電極系の対極と 共用されてもよい。
[0025] 本発明のバイオセンサにおいて、さらに、液検知電極を有し、この液検知電極は、 前記各分析部の少なくとも一つよりも後方に位置し、この液検知電極により、前記各 分析部の少なくとも一つに血液が導入されたことを検知可能であることが好ましい。 前記液検知電極により、血液量不足による測定エラーを防止することができ、より正 確な血液成分量の測定が可能となる。前記第 1の電極系、前記第 2の電極系および 前記第 3の電極系の作用極および対極の少なくとも一つが前記液検知電極を兼ね てもよい。また、本発明の装置は、さらに、前記液検知電極により、バイオセンサの内 部に血液が導入されたことを検知する検知手段を含むことが好ましい。 [0026] 本発明において、メディエータを用いても良い。用いられるメディエータは、特に制 限されない。例えば、フェリシアン化物、 p—べンゾキノン、 p—べンゾキノン誘導体、 フエナジンメトサルフェート、メチレンブルー、フエ口セン、フエ口セン誘導体等があげ られる。この中で、フェリシアンィ匕物が好ましぐより好ましくはフェリシアン化カリウムで ある。前記メディエータの配合量は、特に制限されず、 1回の測定当り若しくはセンサ 1個当り、例えば、 0. l〜1000mMであり、好ましくは l〜500mMであり、より好まし くは、 10〜200mMである。
[0027] 本発明にお ヽて、不純物の付着防止および酸化防止等の目的で、各電極は、高 分子材料により被覆されていてもよい。前記高分子材料としては、例えば、カルボキ シメチノレセルロース（CMC)、ヒドロキシェチノレセルロース、ヒドロキシプロピノレセル口 ース、メチノレセノレロース、ェチノレセノレロース、ェチノレヒドロキシェチノレセノレロース、力 ルボキシェチルセルロース、ポリビニルアルコール、ポリビニルピロリドン、ポリジン等 のポリアミノ酸、ポリスチレンスルホン酸、ゼラチンおよびその誘導体、ポリアクリル酸 およびその塩、ポリメタクリル酸およびその塩、スターチおよびその誘導体、無水マレ イン酸重合体およびその塩、ァガロースゲルおよびその誘導体などがあげられる。こ れらは、単独で使用してもよいし、 2種類以上で併用してもよい。高分子材料による電 極の被覆は、特に制限されず、例えば、高分子材料溶液を準備し、これを電極表面 に塗布し、っ 、で乾燥させて前記塗膜中の溶媒を除去すればょ 、。
[0028] 次に、本発明の血液成分測定用センサ等の実施例について、図面に基づき説明 する。
実施例 1
[0029] 図 1、図 2および図 3に、本発明の血液成分測定用センサの一例を示す。図 1は、 前記センサの分解斜視図であり、図 2は断面図であり、図 3は平面図であり、前記三 図において、同一部分には同一符号を付している。
[0030] 図示のように、このセンサは、絶縁基板 101の上に、第 1の作用極 13と第 1の対極 1 5とからなる第 1の電極系、第 2の作用極 17と第 2の対極 11とからなる第 2の電極系と 、第 3の作用極 12と第 3の対極 16からなる第 3の電極系、および液検知電極 14が形 成されている。前記第 1の電極系上には、第 1の試薬層 23が、前記第 2の対極 11上 には、第 2の試薬層 21が、前記第 3の電極系上には、第 3の試薬層 22が配置されて いる。前記第 1の試薬層 23は、グルコースデヒドロゲナーゼ等の酸ィ匕還元酵素、フエ リシアンィ匕カリウム等のメディエータを含み、任意成分として、酵素安定化剤、結晶均 質化剤等を含む。前記第 2の試薬層 21および前記第 3の試薬層 22は、フェリシアン 化カリウム等のメディエータを含み、任意成分として、酵素安定化剤、結晶均質化剤 等を含む。前記絶縁基板 101の上には、一方の端部（図において右側端部）を残し てスぺーサ 102を介しカバー 103が配置されている。このセンサには、各電極（11〜 17)に血液を導入するために、絶縁基板 101、スぺーサ 102およびカバー 103から 成る流路 24が形成されている。この流路 24の先端は、センサの他方の端部（図にお いて左側端部）まで延伸しており、外部に対し開口することで血液供給口となってい る。前記 7個の電極（11〜17)は各々リードと連結し、これらのリードは、前記一方の 端部側（図において右側端部）に延びており、リードの先端はカバーに覆われずに露 出している。前記カバー 103において、流路 24の右側端部に対応する部分には、空 気孔 25が形成されている。
[0031] 本発明において、前記絶縁基板の材質は、特に制限されず、例えば、ポリエチレン テレフタレート（PET)、ポリカーボネート (PC)、ポリイミド（PI)、ポリエチレン（PE)、ポ リプロピレン（PP)、ポリスチレン（PS)、ポリ塩化ビュル（PVC)、ポリオキシメチレン（P OM)、モノマーキャストナイロン（MC)、ポリブチレンテレフタレート（PBT)、メタクリノレ 榭脂（PMMA)、 ABS榭脂 (ABS)、ガラス等が使用でき、このなかで、ポリエチレン テレフタレート（PET)、ポリカーボネート (PC)およびポリイミド（PI)が好ましぐより好 ましくは、ポリエチレンテレフタレート (PET)である。絶縁基板の大きさは、特に制限 されず、例えば、全長 5〜： L00mm、幅 2〜50mm、厚み 0. 05〜2mmであり、好まし くは、全長 7〜50mm、幅 3〜20mm、厚み 0. 1〜： Lmmであり、より好ましくは、全長 10〜30mm、幅 3〜： L0mm、厚み 0. 1〜0. 6mmである。前記絶縁基板の材質およ び大きさについては、後述の実施例 2〜6においても同様である。
[0032] 絶縁基板上の電極およびリードは、例えば、金、白金、ノ ラジウム等を材料として、 スパッタリング法あるいは蒸着法により導電層を形成し、これをレーザーにより特定の 電極パターンにカ卩ェすることで形成できる。レーザーとしては、例えば、 YAGレーザ 一、 COレーザー、エキシマレーザー等が使用できる。これについても、後述の実施
2
例 2〜6において同様である。
[0033] 前記第 1の試薬層 23は、次のようにして形成する。例えば、グルコースデヒドロゲナ ーゼを 0. 1〜5UZセンサ、フェリシアン化カリウムを 10〜200mM、マルチトールを l〜50mM、タウリンを 20〜200mM含む水溶液を円形のスリット部 20に滴下し、乾 燥させる。このスリット部 20を設置することで、滴下された水溶液の拡がりを抑制する ことができ、第 1の試薬層 23をより正確な位置に配置することができる。これにより、第 1の作用極 13および第 1の対極 15上に第 1の試薬層 23が形成される。前記乾燥は、 例えば、自然乾燥でも温風を用いた強制乾燥でもよいが、高温過ぎると酵素が失活 するおそれがあるので、 50°C前後の温風を用いることが好まし！/、。
[0034] 前記第 2の試薬層 21は、次のようにして形成する。例えば、フェリシアン化カリウム を 10〜200mM、タウリンを 20〜200mM含む水溶液を円形のスリット部 18に滴下し 、乾燥させる。このスリット部 18を設置することで、滴下された水溶液の拡がりを抑制 することができ、第 2の試薬層 21をより正確な位置に配置することができる。これによ り、第 2の対極 11上に第 2の試薬層 21が形成される。
[0035] 前記第 3の試薬層 22は、次のようにして形成する。例えば、フェリシアン化カリウム を 10〜200mM、タウリンを 20〜200mM含む水溶液を円形のスリット部 19に滴下し 、乾燥させる。このスリット部 19を設置することで、滴下された水溶液の拡がりを抑制 することができ、第 3の試薬層 22をより正確な位置に配置することができる。これによ り、第 3の作用極 12および第 3の対極 16上に第 3の試薬層 22が形成される。
[0036] 本発明において、スぺーサの材質は、特に制限されず、例えば、絶縁基板と同様 の材料が使用できる。また、スぺーサの大きさは、特に制限されず、例えば、全長 5〜 100mm,幅 2〜50mm、厚み 0. 01〜： Lmmであり、好ましくは、全長 7〜50mm、幅 3〜20mm、厚み 0. 05〜0. 5mmであり、より好ましくは、全長 10〜30mm、幅 3〜 10mm,厚み 0. 05〜0. 25mmである。この例のスぺーサには、血液導入のための 流路となる I字形状の切欠部が形成されているが、その大きさは、例えば、全長 0. 5 〜8mm、幅 0. l〜5mm、好ましくは、全長 1〜： L0mm、幅 0. 2〜3mm、より好ましく は、全長 l〜5mm、幅 0. 5〜2mmである。この切欠部は、例えば、レーザーやドリル 等で穿孔して形成してもよいし、スぺーサの形成時に、切欠部が形成できるような金 型を使用して形成してもよい。前記スぺーサの材質および大きさ並びに切欠部につ
V、ては、後述の実施例 2〜6にお ヽても同様である。
[0037] 本発明において、カバーの材質は、特に制限されない。例えば、絶縁基板と同様 の材料が使用できる。カバーの血液を導入するための流路の天井部に相当する部 分は、親水処理されることがさらに好ましい。親水処理としては、例えば界面活性剤 を塗布する方法、プラズマ処理などによりカバー表面に水酸基、カルボニル基、カル ボキシル基などの親水性官能基を導入する方法等がある。また、試薬層上にレシチ ン等の界面活性剤力もなる層を形成してもよい。カバーの大きさは、特に制限されな い。例えば、全長 5〜： LOOmm、幅 3〜50mm、厚み 0. 01〜0.5mmであり、好ましく は、全長 10〜50mm、幅 3〜20mm、厚み 0. 05〜0.25mmであり、より好ましくは、 全長 15〜30mm、幅 5〜： LOmm、厚み 0. 05〜0. 1mmである。カバーには空気孔 が形成されていることが好ましぐ形状は、例えば、円形、楕円形、多角形等である。 その大きさは、例えば、最大直径 0. 01〜： LOmm、好ましくは、最大直径 0. 05〜5m m、より好ましくは、最大直径 0. l〜2mmである。この空気孔は、例えば、レーザー やドリル等で穿孔して形成してもよいし、カバーの形成時に、空気抜き部が形成でき るような金型を使用して形成してもよい。前記カバーの材質および大きさ並びに空気 孔につ!/ヽては、後述の実施例 2〜6にお 、ても同様である。
[0038] さらに、このセンサは、絶縁基板、スぺーサおよびカバーをこの順序で積層し、一体 化することで製造できる。前記 3つの部材は、接着剤あるいは熱融着等で貼り合わせ ること〖こより一体化される。前記接着剤としては、例えば、エポキシ系接着剤、アタリノレ 系接着剤、ポリウレタン系接着剤、また熱硬化性接着剤 (ホットメルト接着剤等)、 UV 硬化性接着剤等が使用できる。これについても、後述の実施例 2〜6において同様 である。
[0039] このセンサを用いた血糖値測定は、例えば、次のようにして実施される。まず、専用 のランセットで指先等を穿刺し、出血させる。一方、前記センサを専用の測定装置 (メ ータ）にセットする。出血した血液に、測定装置にセットしたセンサの血液供給口を接 触させ、毛細管現象により血液をセンサ内部に導入する。このセンサによる分析は、 次のステップにより行われる。
(ステップ 1：検体 (血液)の検知）
第 1の対極 15と液検知電極 14の両電極間に電圧を印加することにより、血液の導 入を検知する。血液検知に用いられる電極の組合せは、決してこれに限定されるもの ではない。血液の導入を確認後、以降のステップを開始する。ステップ 1での印加電 圧 ίま、 f列え ίま、 0. 05〜： L 0V、好ましく ίま、 0. 1〜0. 8V、より好ましく ίま、 0. 2〜0. 5Vである。
(ステップ 2：グルコースの測定）
血液中のダルコースと酸ィ匕還元酵素とを一定時間反応させた後、第 1の作用極 13 を作用極、第 1の対極 15を対極として、第 1の作用極 13に電圧を印加する。酵素反 応により第 1の作用極 13上に生じた還元状態のメディエータを酸ィ匕し、その酸化電 流を検出する。前記グルコースと酸ィ匕還元酵素との反応時間は、例えば、 0〜60秒、 好ましくは、 1〜30秒、より好ましくは、 2〜10秒である。ステップ 2での印加電圧は、 ί列え ίま、 0. 05〜1V、好ましく ίま、 0. 1〜0. 8V、より好ましく ίま、 0. 2〜0. 5Vであり 、印加時間は、例えば、 0. 01〜30秒、好ましくは、 0. 1〜10秒、より好ましくは、 1〜 5秒である。
(ステップ 3：妨害物質量の測定）
第 3の作用極 12を作用極、第 3の対極 16を対極として、第 3の作用極 12に電圧を 印加することにより、妨害物質の電解酸化反応に基づく電流が検出される。この結果 に基づいて妨害物質量を測定する。この妨害物質量は、グルコース測定時の補正に 使用される。この補正では、予め作成された電流と妨害物質量との検量線から求め た妨害物質量を使用してもよいし、検出された電流をそのまま使用してもよい。ステツ プ 3での印加電圧は、例えば、 0. 01〜1V、好ましくは、 0. 01〜0. 5Vであり、印加 時 f¾iま、 f列え ίま、 0. 001〜60禾少、好ましく ίま、 0. 01〜10禾少、より好ましく ίま、 0. 01 〜5秒である。本実施例では、第 3の電極系の作用極および対極の双方にメディエー タが存在するので、前記妨害物質の電解酸ィヒ反応に基づく電流が大きくなり、この結 果、妨害物質量の測定をより高精度で行うことができる。
(ステップ 4：血球量の測定） 第 2の作用極 17を作用極、第 2の対極 11を対極として、第 2の作用極 17に電圧を 印加することにより、血球量に依存する電解電流を検出できる。この結果に基づき血 球量を測定する。この血球量は、グルコース測定時の補正に使用される。この補正で は、予め作成された電解電流と血球量との検量線力 求めた血球量を使用してもよ いし、検出された電解電流をそのまま使用してもよい。ステップ 4での印加電圧は、例 えば、 1〜10V、好ましくは、 1〜5V、より好ましくは、 2〜3Vである。印加時間は、例 えば、 0. 001〜60秒、好ましくは、 0. 01〜10秒、より好ましくは、 0. 01〜5秒であ る。
(ステップ 5：血液成分量の補正）
ステップ 3で測定した妨害物質量、およびステップ 4で測定した血球量により、ステツ プ 2で得られたグルコース量を補正する。この補正は、予め作成した検量線 (検量テ 一ブルを含む）に基づき行うことが好ましい。補正されたグルコース量は、測定装置に 表示若しくは記憶される。
実施例 2
[0040] 図 4、図 5および図 6に、本発明の血液成分測定用センサのその他の例を示す。図 4は、前記センサの分解斜視図であり、図 5は断面図であり、図 6は平面図であり、前 記三図において、同一部分には同一符号を付している。この例のセンサは、実施例 1のセンサの第 2の電極系の対極を第 1の電極系若しくは第 3の電極系のいずれかの 電極若しくはそれらの電極の組合せと共用したものである。このように、電極を共用す ることで、血液を導入するための流路をより短くすることが可能となり、検体である血液 の必要量をより少なくすることができる。また、前記電極の共用により、試薬層の数も 2 つに減らすことができる。
[0041] 図示のように、このセンサは、絶縁基板 301の上に、第 1の作用極 33と第 1の対極 3 5と力もなる第 1の電極系、第 2の作用極 37、第 3の作用極 32と第 3の対極 36とから なる第 3の電極系、および液検知電極 34が形成されている。前記第 1の電極系上に は、第 1の試薬層 43が、前記第 3の電極系上には、第 3の試薬層 42が配置されてい る。前記第 1の試薬層 43は、グルコースデヒドロゲナーゼ等の酸ィ匕還元酵素、フェリ シアンィ匕カリウム等のメディエータを含み、任意成分として、酵素安定化剤、結晶均 質化剤等を含む。前記第 3の試薬層 42は、フェリシアンィ匕カリウム等のメディエータを 含み、任意成分として、酵素安定化剤、結晶均質化剤等を含む。前記絶縁基板 301 の上には、一方の端部（図において右側端部）を残してスぺーサ 302を介しカバー 3 03が配置されている。このセンサには、各電極（32〜37)に血液を導入するために、 絶縁基板 301、スぺーサ 302およびカバー 303から成る流路 44が形成されている。 この流路 44の先端は、センサの他方の端部（図において左側端部）まで延伸してお り、外部に対し開口することで血液供給口となっている。前記 6個の電極（32〜37) は各々リードと連結し、これらのリードは、前記一方の端部側（図において右側端部） に延びており、リードの先端はカバーに覆われずに露出している。前記カバー 303に おいて、流路 44の右側端部に対応する部分には、空気孔 45が形成されている。
[0042] 前記第 1の試薬層 43は、次のようにして形成する。例えば、グルコースデヒドロゲナ ーゼを 0. 1〜5UZセンサ、フェリシアン化カリウムを 10〜200mM、マルチトールを l〜50mM、タウリンを 20〜200mM含む水溶液を円形のスリット部 40に滴下し、乾 燥させる。このスリット部 40を設置することで、滴下された水溶液の拡がりを抑制する ことができ、第 1の試薬層 43をより正確な位置に配置することができる。これにより、第 1の作用極 33および第 1の対極 35上に第 1の試薬層 43が形成される。前記乾燥は、 例えば、自然乾燥でも温風を用いた強制乾燥でもよいが、高温過ぎると酵素が失活 するおそれがあるので、 50°C前後の温風を用いることが好まし！/、。
[0043] 前記第 3の試薬層 42は、次のようにして形成する。例えば、フェリシアン化カリウム を 10〜200mM、タウリンを 20〜200mM含む水溶液を円形のスリット部 39に滴下し 、乾燥させる。このスリット部 39を設置することで、滴下された水溶液の拡がりを抑制 することができ、第 3の試薬層 42をより正確な位置に配置することができる。これによ り、第 3の作用極 32および第 3の対極 36上に第 3の試薬層 42が形成される。
[0044] このセンサを用いた血糖値測定は、例えば、次のようにして実施される。まず、専用 のランセットで指先等を穿刺し、出血させる。一方、前記センサを専用の測定装置 (メ ータ）にセットする。出血した血液に、測定装置にセットしたセンサの血液供給口を接 触させ、毛細管現象により血液をセンサ内部に導入する。このセンサによる分析は、 次のステップにより行われる。 (ステップ 1：検体 (血液)の検知）
第 1の対極 35と液検知電極 34の両電極間に電圧を印加することにより、血液の導 入を検知する。血液検知に用いられる電極の組合せは、決してこれに限定されるもの ではない。血液の導入を確認後、以降のステップを開始する。ステップ 1での印加電 圧 ίま、 f列え ίま、 0. 05〜： LOV、好ましく ίま、 0. 1〜0.8V、より好ましく ίま、 0. 2〜0. 5 Vである。
(ステップ 2：グルコースの測定）
血液中のダルコースと酸ィ匕還元酵素とを一定時間反応させた後、第 1の作用極 33 を作用極、第 1の対極 35を対極として、第 1の作用極 33に電圧を印加する。酵素反 応により第 1の作用極 33上に生じた還元状態のメディエータを酸ィ匕し、その酸化電 流を検出する。前記グルコースと酸ィ匕還元酵素との反応時間は、例えば、 0〜60秒、 好ましくは、 1〜30秒、より好ましくは、 2〜10秒である。ステップ 2での印加電圧は、 ί列え ίま、 0. 05〜1V、好ましく ίま、 0. 1〜0. 8V、より好ましく ίま、 0. 2〜0. 5Vであり 、印加時間は、例えば、 0. 01〜30秒、好ましくは、 0. 1〜10秒、より好ましくは、 1〜 5秒である。
(ステップ 3：妨害物質量の測定）
第 3の作用極 32を作用極、第 3の対極 36を対極として、第 3の作用極 32に電圧を 印加することにより、妨害物質の電解酸化反応に基づく電流が検出される。この結果 に基づいて妨害物質量を測定する。この妨害物質量は、グルコース測定時の補正に 使用される。この補正では、予め作成された電流と妨害物質量との検量線から求め た妨害物質量を使用してもよいし、検出された電流をそのまま使用してもよい。ステツ プ 3での印加電圧は、例えば、 0. 01〜1V、好ましくは、 0. 01〜0. 5Vであり、印加 時 f¾iま、 f列え ίま、 0. 001〜60禾少、好ましく ίま、 0. 01〜10禾少、より好ましく ίま、 0. 01 〜 5秒である。
(ステップ 4：血球量の測定）
第 2の作用極 37を作用極、第 3の作用極 32を対極として、第 2の作用極 37に電圧 を印加することにより、血球量に依存する電解電流を検出できる。この結果に基づき 血球量を測定する。この血球量は、グルコース測定時の補正に使用される。この補正 では、予め作成された電解電流と血球量との検量線カゝら求めた血球量を使用しても よいし、検出された電解電流をそのまま使用してもよい。ステップ 4での印加電圧は、 例えば、 1〜10V、好ましくは、 1〜5V、より好ましくは、 2〜3Vであり、印加時間は、 例えば、 0. 001〜60秒、好ましくは、 0. 01〜10秒、より好ましくは、 0. 01〜5秒で ある。このステップ 4は、一連のステップの最後に実施されることが好ましい。なお、本 実施例では第 3の作用極 32を対極としたが、本発明はこれには限定されない。第 1 の作用極 33単独、第 1の対極 35単独、第 3の対極 36単独、第 3の作用極 32と第 3の 対極 36の組合せ、第 1の作用極 33と第 1の対極 35との組合せとしてもよい。
[0045] 血球量の測定を最後に行う理由は、次の通りである。血球量の測定を血液成分量 や妨害物質量の測定より先に実施すると、対極として用いる電極上には、最初は酸 化状態のメディエータ (例えば、フェリシアン化カリウム）が配置されている力 血球量 の測定によって、還元状態のメディエータ（例えば、フエロシアン化カリウム）が生成し てしまう。その後に血液成分量や妨害物質量の測定を実施すると、生成された還元 状態のメディエータがバックグランドノイズとなり測定値に誤差を与えてしまうためであ る。
(ステップ 5：血液成分量の補正）
ステップ 3で測定した妨害物質量、およびステップ 4で測定した血球量により、ステツ プ 2で得られたグルコース量を補正する。この補正は、予め作成した検量線 (検量テ 一ブルを含む）に基づき行うことが好ましい。補正されたグルコース量は、測定装置に 表示若しくは記憶される。
実施例 3
[0046] 図 7に、本発明の血液成分測定用センサのさらにその他の例を示す。図 7は、前記 センサ電極パターンの平面図であり、図 6の電極パターンにおいて第 3電極系の対 極を第 1電極系のいずれかの電極若しくはそれらの電極の組合せと共用したもので ある。それ以外のセンサ構成、使用部材、試薬層構成、センサ製造方法等は実施例 2と同様である。
[0047] このセンサを用いた血糖値測定は、例えば、次のようにして実施される。まず専用 のランセットで指先等を穿刺し、出血させる。一方、前記センサを専用の測定装置 (メ ータ）にセットする。出血した血液に、測定装置にセットしたセンサの血液供給口を接 触させ、毛細管現象により血液をセンサ内部に導入する。このセンサによる分析は、 次のステップにより行われる。
(ステップ 1：検体 (血液)の検知）
第 1の対極 35と液検知電極 34の両電極間に電圧を印加することにより、血液の導 入を検知する。血液検知に用いられる電極の組合せは、決してこれに限定されるもの ではない。血液の導入を確認後、以降のステップを開始する。ステップ 1での印加電 圧 ίま、 f列え ίま、 0. 05〜： L OV、好ましく ίま、 0. 1〜0. 8V、より好ましく ίま、 0. 2〜0. 5Vである。
(ステップ 2：グルコースの測定）
血液中のダルコースと酸ィ匕還元酵素とを一定時間反応させた後、第 1の作用極 33 を作用極、第 1の対極 35を対極として、第 1の作用極 33に電圧を印加する。酵素反 応により第 1の作用極 33上に生じた還元状態のメディエータを酸ィ匕し、その酸化電 流を検出する。前記グルコースと酸ィ匕還元酵素との反応時間は、例えば、 0〜60秒、 好ましくは、 1〜30秒、より好ましくは、 2〜10秒である。ステップ 2での印加電圧は、 ί列え ίま、 0. 05〜1V、好ましく ίま、 0. 1〜0. 8V、より好ましく ίま、 0. 2〜0. 5Vであり 、印加時間は、例えば、 0. 01〜30秒、好ましくは、 0. 1〜10秒、より好ましくは、 1〜 5秒である。
(ステップ 3：妨害物質量の測定）
第 3の作用極 32を作用極、第 1の作用極 33を対極として、第 3の作用極 32に電圧 を印加することにより、妨害物質の電解酸化反応に基づく電流が検出される。この結 果に基づいて妨害物質量を測定する。この妨害物質量は、グルコース測定時の補正 に使用される。この補正では、予め作成された電流と妨害物質量との検量線から求 めた妨害物質量を使用してもよいし、検出された電流をそのまま使用してもよい。ステ ップ 3での印加電圧は、例えば、 0. 01〜1V、好ましくは、 0. 01〜0. 5Vであり、印 カロ時間は、例えば、 0. 001〜60秒、好まし <は、 0. 01〜10秒、より好まし <は、 0. 0 1〜5秒である。なお、本実施例では第 1の作用極 33を対極とした力 本発明はこれ には限定されない。第 1の対極 35単独、第 1の作用極 33と第 1の対極 35との組合せ としてちよい。
[0048] なお、第 1の作用極 33若しくは第 1の作用極 33と第 1の対極 35との組合せを対極 とした場合には、このステップ 3は、血液成分量の測定を実施した後に行うことが好ま しい。妨害物質量の測定を血液成分量の測定の後に行う理由は、次の通りである。 妨害物質量の測定を血液成分量の測定より先に実施すると、対極として用いる電極 上には、最初は酸ィ匕状態のメディエータ (例えば、フェリシアン化カリウム）が配置され ているが、妨害物質量の測定によって、還元状態のメディエータ（例えば、フエロシア ン化カリウム）が生成してしまう。この還元状態のメディエータが血液成分量測定のた めの第 1の作用極 33上に拡散してしまうと、これが血液成分量の測定時にバックダラ ンドノイズとなり測定値に誤差をあたえてしまうためである。
[0049] 但し、第 1の対極 35を単独で対極として用いた場合には、血液成分量の測定前に 、このステップ 3を実施してもよい。この理由は、第 1の対極 35上に生成する還元状 態のメディエータ (例えば、フエロシアン化カリウム）力 第 1の作用極 33上に拡散す るほどの量ではな!/ヽため、バックグランドノイズとなりにく!/、からである。
(ステップ 4：血球量の測定）
第 2の作用極 37を作用極、第 3の作用極 32を対極として、第 2の作用極 37に電圧 を印加することにより、血球量に依存する電解電流を検出できる。この結果に基づき 血球量を測定する。この血球量は、グルコース測定時の補正に使用される。この補正 では、予め作成された電解電流と血球量との検量線カゝら求めた血球量を使用しても よいし、検出された電解電流をそのまま使用してもよい。ステップ 4での印加電圧は、 例えば、 1〜10V、好ましくは、 1〜5V、より好ましくは、 2〜3Vであり、印加時間は、 例えば、 0. 001〜60秒、好ましくは、 0. 01〜10秒、より好ましくは、 0. 01〜5秒で ある。このステップ 4は、一連のステップの最後に実施されることが好ましい。なお、本 実施例では第 3の作用極 32を対極としたが、本発明はこれには限定されない。第 1 の作用極 33単独、第 1の対極 35単独、第 1の作用極 33と第 1の対極 35との組合せ としてちよい。
[0050] 血球量の測定を最後に行う理由は、実施例 2で述べた理由と同様である。
(ステップ 5：血液成分量の補正） ステップ 3で測定した妨害物質量、およびステップ 4で測定した血球量により、ステツ プ 2で得られたグルコース量を補正する。この補正は、予め作成した検量線 (検量テ 一ブルを含む）に基づき行うことが好ましい。補正されたグルコース量は、測定装置に 表示若しくは記憶される。
実施例 4
[0051] 図 8、図 9および図 10に、本発明の血液成分測定用センサのさらにその他の例を 示す。図 8は、前記センサの分解斜視図であり、図 9は断面図であり、図 10は平面図 であり、前記三図において、同一部分には同一符号を付している。この例のセンサは 、実施例 3のセンサの第 3の作用極上に配置された第 3の試薬層を取り除いたもので ある。図示のように、このセンサは、絶縁基板 501の上に、第 1の作用極 53と第 1の対 極 55と力 なる第 1の電極系、第 2の作用極 57、第 3の作用極 52、および液検知電 極 54が形成されている。前記第 1の電極系上には、第 1の試薬層 63が配置されてい る。前記第 1の試薬層 63は、グルコースデヒドロゲナーゼ等の酸ィ匕還元酵素、フェリ シアンィ匕カリウム等のメディエータを含み、任意成分として、酵素安定化剤、結晶均 質化剤等を含む。前記絶縁基板 501の上には、一方の端部（図において右側端部） を残してスぺーサ 502を介しカバー 503が配置されている。このセンサには、各電極 (52〜55、 57)に血液を導入するために、絶縁基板 501、スぺーサ 502およびカバ 一 503から成る流路 64が形成されている。この流路 64の先端は、センサの他方の端 部（図において左側端部）まで延伸しており、外部に対し開口することで血液供給口 となっている。前記 5個の電極（52〜55、 57)は各々リードと連結し、これらのリードは 、前記一方の端部側（図において右側端部）に延びており、リードの先端はカバーに 覆われずに露出している。前記カバー 503において、流路 64の右側端部に対応す る部分には、空気孔 65が形成されている。
[0052] 前記第 1の試薬層 63は、次のようにして形成する。例えば、グルコースデヒドロゲナ ーゼを 0.1〜5U/センサ、フェリシアン化カリウムを 10〜200mM、マルチトールを 1 〜50mM、タウリンを 20〜200mM含む水溶液を円形のスリット部 60に滴下し、乾燥 させる。このスリット部 60を設置することで、滴下された水溶液の拡がりを抑制すること ができ、第 1の試薬層 63をより正確な位置に配置することができる。これにより、第 1 の作用極 53および第 1の対極 55上に第 1の試薬層 63が形成される。前記乾燥は、 例えば、自然乾燥でも温風を用いた強制乾燥でもよいが、高温過ぎると酵素が失活 するおそれがあるので、 50°C前後の温風を用いることが好まし！/、。
このセンサを用いた血糖値測定は、例えば、次のようにして実施される。まず、専用 のランセットで指先等を穿刺し、出血させる。一方、前記センサを専用の測定装置 (メ ータ）にセットする。出血した血液に、測定装置にセットしたセンサの血液供給口を接 触させ、毛細管現象により血液をセンサ内部に導入する。このセンサによる分析は、 次のステップにより行われる。
(ステップ 1：検体 (血液)の検知）
第 1の対極 55と液検知電極 54の両電極間に電圧を印加することにより、血液の導 入を検知する。血液検知に用いられる電極の組合せは、決してこれに限定されるもの ではない。血液の導入を確認後、以降のステップを開始する。ステップ 1での印加電 圧 ίま、 f列え ίま、 0. 05〜： LOV、好ましく ίま、 0.1〜0.8V、より好ましく ίま、 0. 2〜0. 5 Vである。
(ステップ 2：グルコースの測定）
血液中のダルコースと酸ィ匕還元酵素とを一定時間反応させた後、第 1の作用極 53 を作用極、第 1の対極 55を対極として、第 1の作用極 53に電圧を印加する。酵素反 応により第 1の作用極 53上に生じた還元状態のメディエータを酸ィ匕し、その酸化電 流を検出する。前記グルコースと酸ィ匕還元酵素との反応時間は、例えば、 0〜60秒、 好ましくは、 1〜30秒、より好ましくは、 2〜10秒である。ステップ 2での印加電圧は、 ί列え ίま、 0. 05〜1V、好ましく ίま、 0. 1〜0. 8V、より好ましく ίま、 0. 2〜0. 5Vであり 、印加時間は、例えば、 0. 01〜30秒、好ましくは、 0. 1〜10秒、より好ましくは、 1〜 5秒である。
(ステップ 3：妨害物質量の測定）
第 3の作用極 52を作用極、第 1の作用極 53を対極として、第 3の作用極 52に電圧 を印加することにより、妨害物質の電解酸化反応に基づく電流が検出される。この結 果に基づいて妨害物質量を測定する。この妨害物質量は、グルコース測定時の補正 に使用される。この補正では、予め作成された電流と妨害物質量との検量線から求 めた妨害物質量を使用してもよいし、検出された電流をそのまま使用してもよい。ステ ップ 3での印加電圧は、例えば、 0. 01〜1V、好ましくは、 0. 01〜0. 5Vであり、印 カロ時間は、例えば、 0. 001〜60秒、好まし <は、 0. 01〜10秒、より好まし <は、 0. 0
1〜5秒である。なお、本実施例では第 1の作用極 53を対極とした力 本発明はこれ には限定されない。第 1の対極 55単独、第 1の作用極 53と第 1の対極 55との組合せ としてちよい。
[0054] なお、第 1の作用極 53若しくは第 1の作用極 53と第 1の対極 55との組合せを対極 とした場合には、このステップ 3は、血液成分量の測定を実施した後に行うことが好ま しい。妨害物質量の測定を血液成分量の測定の後に行う理由は、実施例 3で述べた 理由と同様である。
(ステップ 4：血球量の測定）
第 2の作用極 57を作用極、第 1の作用極 53を対極として、第 2の作用極 57に電圧 を印加することにより、血球量に依存する電解電流を検出できる。この結果に基づき 血球量を測定する。第 1の作用極 53を対極として用いた理由は、次の通りである。血 液成分量測定後の第 1の作用極 53上には、酸ィ匕状態のメディエータ（例えば、フェリ シアンィ匕カリウム）が支配的に存在する。このため、これを血球量測定のための対極と して用いた場合、対極での電解還元反応が律速過程になることを抑制することができ るためである。この血球量は、グルコース測定時の補正に使用される。この補正では 、予め作成された電解電流と血球量との検量線から求めた血球量を使用してもよい し、検出された電解電流をそのまま使用してもよい。ステップ 4での印加電圧は、例え ば、 1〜10V、好ましくは、 1〜5V、より好ましくは、 2〜3Vであり、印加時間は、例え ば、 0. 001〜60秒、好ましくは、 0. 01〜10秒、より好ましくは、 0. 01〜5秒である。 このステップ 4は、一連のステップの最後に実施されることが好ましい。なお、本実施 例では第 1の作用極 53を対極としたが、本発明はこれには限定されない。第 1の対 極 55単独、第 1の作用極 53と第 1の対極 55との組合せとしてもよい。
[0055] 血球量の測定を最後に行う理由は、実施例 2で述べた理由と同様である。
(ステップ 5：血液成分量の補正）
ステップ 3で測定した妨害物質量、およびステップ 4で測定した血球量により、ステツ プ 2で得られたグルコース量を補正する。この補正は、予め作成した検量線 (検量テ 一ブルを含む）に基づき行うことが好ましい。補正されたグルコース量は、測定装置に 表示若しくは記憶される。
実施例 5
[0056] 図 11に、本発明の血液成分測定用センサのさらにその他の例を示す。図 11は、前 記センサ電極パターンの平面図であり、図 10の電極パターンにおいて第 3の作用極 を第 2の作用極と共用したものである。それ以外のセンサ構成、使用部材、試薬層構 成、センサ製造方法等は実施例 4と同様である。
[0057] このセンサを用いた血糖値測定は、例えば、次のようにして実施される。まず専用 のランセットで指先等を穿刺し、出血させる。一方、前記センサを専用の測定装置 (メ ータ）にセットする。出血した血液に、測定装置にセットしたセンサの血液供給口を接 触させ、毛細管現象により血液をセンサ内部に導入する。このセンサによる分析は、 次のステップにより行われる。
(ステップ 1：検体 (血液)の検知）
第 1の対極 55と液検知電極 54の両電極間に電圧を印加することにより、血液の導 入を検知する。血液検知に用いられる電極の組合せは、決してこれに限定されるもの ではない。血液の導入を確認後、以降のステップを開始する。ステップ 1での印加電 圧 ίま、 f列え ίま、 0. 05〜： L OV、好ましく ίま、 0. 1〜0. 8V、より好ましく ίま、 0. 2〜0. 5Vである。
(ステップ 2：グルコースの測定）
血液中のダルコースと酸ィ匕還元酵素とを一定時間反応させた後、第 1の作用極 53 を作用極、第 1の対極 55を対極として、第 1の作用極 53に電圧を印加する。酵素反 応により第 1の作用極 53上に生じた還元状態のメディエータを酸ィ匕し、その酸化電 流を検出する。前記グルコースと酸ィ匕還元酵素との反応時間は、例えば、 0〜60秒、 好ましくは、 1〜30秒、より好ましくは、 2〜10秒である。ステップ 2での印加電圧は、 ί列え ίま、 0. 05〜1V、好ましく ίま、 0. 1〜0. 8V、より好ましく ίま、 0. 2〜0. 5Vであり 、印加時間は、例えば、 0. 01〜30秒、好ましくは 0. 1〜10秒、より好ましくは 1〜5 秒である。 (ステップ 3：妨害物質量の測定）
第 2の作用極 57を作用極、第 1の作用極 53を対極として、第 2の作用極 57に電圧 を印加することにより、妨害物質の電解酸化反応に基づく電流が検出される。この結 果に基づいて妨害物質量を測定する。この妨害物質量は、グルコース測定時の補正 に使用される。この補正では、予め作成された電流と妨害物質量との検量線から求 めた妨害物質量を使用してもよいし、検出された電流をそのまま使用してもよい。ステ ップ 3での印加電圧は、例えば、 0. 01〜1V、好ましくは、 0. 01〜0. 5Vであり、印 カロ時間は、例えば、 0. 001〜60秒、好まし <は、 0. 01〜10秒、より好まし <は、 0. 0 1〜5秒である。なお、本実施例では第 1の作用極 53を対極とした力 本発明はこれ には限定されない。第 1の対極 55単独、第 1の作用極 53と第 1の対極 55との組合せ としてちよい。
[0058] なお、第 1の作用極 53若しくは第 1の作用極 53と第 1の対極 55との組合せを対極 とした場合には、このステップ 2は、血液成分量の測定を実施した後に行うことが好ま しい。妨害物質量の測定を血液成分量の測定の後に行う理由は、実施例 3で述べた 理由と同様である。
(ステップ 4：血球量の測定）
第 2の作用極 57を作用極、第 1の作用極 53を対極として、第 2の作用極 57に電圧 を印加することにより、血球量に依存する電解電流を検出できる。この結果に基づき 血球量を測定する。第 1の作用極 53を対極として用いる理由は、実施例 4と同様であ る。この血球量は、グルコース測定時の補正に使用される。この補正では、予め作成 された電解電流と血球量との検量線から求めた血球量を使用してもよいし、検出され た電解電流をそのまま使用してもよい。ステップ 4での印加電圧は、例えば、 1〜： LOV 、好ましくは、 1〜5V、より好ましくは、 2〜3Vであり、印加時間は、例えば、 0. 001 〜60秒、好ましくは、 0. 01〜10秒、より好ましくは、 0. 01〜5秒である。このステツ プ 4は、一連のステップの最後に実施されることが好ましい。なお、本実施例では第 1 の作用極 53を対極とした力 本発明はこれには限定されない。第 1の対極 55単独、 第 1の作用極 53と第 1の対極 55との組合せとしてもよい。
[0059] 血球量の測定を最後に行う理由は、実施例 2で述べた理由と同様である。 (ステップ 5：血液成分量の補正）
ステップ 3で測定した妨害物質量、およびステップ 4で測定した血球量により、ステツ プ 2で得られたグルコース量を補正する。この補正は、予め作成した検量線 (検量テ 一ブルを含む）に基づき行うことが好ましい。補正されたグルコース量は、測定装置に 表示若しくは記憶される。
実施例 6
[0060] この例では、実施例 5と同様に図 11に示すセンサを用い、さらに電極前処理を行う
[0061] このセンサを用いた血糖値測定は、例えば、次のようにして実施される。まず専用 のランセットで指先等を穿刺し、出血させる。一方、前記センサを専用の測定装置 (メ ータ）にセットする。出血した血液に、測定装置にセットしたセンサの血液供給口を接 触させ、毛細管現象により血液をセンサ内部に導入する。このセンサによる分析は、 次のステップにより行われる。
(ステップ 1：検体 (血液)の検知）
第 1の対極 55と液検知電極 54の両電極間に電圧を印加することにより、血液の導 入を検知する。血液検知に用いられる電極の組合せは、決してこれに限定されるもの ではない。血液の導入を確認後、以降のステップを開始する。ステップ 1での印加電 圧 ίま、 f列え ίま、 0. 05〜： LOV、好ましく ίま、 0. 1〜0. 8V、より好ましく ίま、 0. 2〜0. 5 Vである。
(ステップ 2 :電極前処理）
第 2の作用極 57を作用極とし、第 1の対極 55を対極として、第 2の作用極 57に電圧 を印加することで、第 2の作用極 57の表面を清浄ィ匕する。ステップ 2での印加電圧は 、 0. 01〜1Vの範囲であることが好ましぐより好ましくは、 0. 01-0. 5Vの範囲であ り、印加時間は、例えば、 0. 001〜30秒、好ましくは、 0. 01〜10秒、より好ましくは 、 0. 01〜5秒である。この前処理を実施することで、前記第 2の作用極 57の表面が 清浄化され、より精度の高い妨害物質量の測定が可能となる。本ステップ 2は、後述 のステップ 4 (グルコースの測定）と同時、あるいはステップ 4の後に実施してもよい。
[0062] 工程簡略ィ匕ゃ全体の測定時間短縮の観点からは、このステップ 2は、妨害物質量 や血球量測定前なら、最も効率のよ!ヽタイミングで実施可能である。
(ステップ 3：妨害物質量の測定）
第 2の作用極 57を作用極、第 1の対極 55を対極として、第 2の作用極 57に電圧を 印加することにより、妨害物質の電解酸化反応に基づく電流が検出される。この結果 に基づいて妨害物質量を測定する。この妨害物質量は、グルコース測定時の補正に 使用される。この補正では、予め作成された電流と妨害物質量との検量線から求め た妨害物質量を使用してもよいし、検出された電流をそのまま使用してもよい。ステツ プ 3での印加電圧は、例えば、 0. 01〜1V、好ましくは、 0. 01〜0. 5Vであり、印加 時 f¾iま、 f列え ίま、 0. 001〜60禾少、好ましく ίま、 0. 01〜10禾少、より好ましく ίま、 0. 01 〜5秒である。なお、本実施例では第 1の対極 55を対極とした力 本発明はこれには 限定されない。第 1の作用極 53単独、第 1の作用極 53と第 1の対極 55との組合せと してちよい。
なお、第 1の作用極 53若しくは第 1の作用極 53と第 1の対極 55との組合せを対極 とした場合には、このステップ 3は、血液成分量の測定を実施した後に行うことが好ま しい。妨害物質量の測定を血液成分量の測定の後に行う理由は、実施例 3で述べた 理由と同様である。ただし、本実施例 6のように、第 1の対極 55を単独で対極として用 いた場合には、血液成分量の測定前に、このステップ 3を実施してもよい。この場合 は、第 1の対極 55上に生成する還元状態のメディエータ (例えば、フエロシアンィ匕カリ ゥム）力 第 1の作用極 33上に拡散するほどの量ではないため、ノ ックグランドノイズ となりにくいからである。
(ステップ 4：グルコースの測定）
血液中のダルコースと酸ィ匕還元酵素とを一定時間反応させた後、第 1の作用極 53 を作用極、第 1の対極 55を対極として、第 1の作用極 53に電圧を印加する。酵素反 応により第 1の作用極 53上に生じた還元状態のメディエータを酸ィ匕し、その酸化電 流を検出する。前記グルコースと酸ィ匕還元酵素との反応時間は、例えば、 0〜60秒、 好ましくは、 1〜30秒、より好ましくは、 2〜10秒である。ステップ 2での印加電圧は、 ί列え ίま、 0. 05〜1V、好ましく ίま、 0. 1〜0. 8V、より好ましく ίま、 0. 2〜0. 5Vであり 、印加時間は、例えば、 0. 01〜30秒、好ましくは、 0. 1〜10秒、より好ましくは、 1〜 5秒である。
(ステップ 5：血球量の測定）
第 2の作用極 57を作用極、第 1の作用極 53を対極として、第 2の作用極 57に電圧 を印加することにより、血球量に依存する電解電流を検出できる。この結果に基づき 血球量を測定する。この血球量は、グルコース測定時の補正に使用される。この補正 では、予め作成された電解電流と血球量との検量線カゝら求めた血球量を使用しても よいし、検出された電解電流をそのまま使用してもよい。ステップ 4での印加電圧は、 例えば、 1〜10V、好ましくは、 1〜5V、より好ましくは、 2〜3Vであり、印加時間は、 例えば、 0. 001〜60秒、好ましくは、 0. 01〜10秒、より好ましくは、 0. 01〜5秒で ある。このステップ 4は、一連のステップの最後に実施されることが好ましい。なお、本 実施例では第 1の作用極 53を対極としたが、本発明はこれには限定されない。第 1 の対極 55単独、第 1の作用極 53と第 1の対極 55との組合せとしてもよい。
[0064] 血球量の測定を最後に行う理由は、実施例 2で述べた理由と同様である。
(ステップ 6：血液成分量の補正）
ステップ 3で測定した妨害物質量、およびステップ 5で測定した血球量により、ステツ プ 4で得られたグルコース量を補正する。この補正は、予め作成した検量線 (検量テ 一ブルを含む）に基づき行うことが好ましい。補正されたグルコース量は、測定装置に 表示若しくは記憶される。
[0065] 実施例 1〜6では、血液成分測定の一例として血中グルコース濃度の測定につい て述べたが、本発明は、それに限定されるものではなぐ前に述べたように、乳酸、コ レステロールのような他の血液成分の測定にも有用である。
[0066] また、実施例 1〜6では、いくつかの電極パターンを示した力 本発明は、それらに 限定されることはない。用途，条件等に応じて適宜変更可能である。
[0067] (参考例 1)
図 1、図 2および図 3に示す構造のセンサを作製した。第 1の試薬層 23は、ダルコ一 スデヒドロゲナーゼ（1〜5U)、フェリシアン化カリウム（60mM)、タウリン（80mM)を 、 CMC水溶液 (0. lwt%)に溶解して調整した試薬液を円形スリット部 20に滴下し た後、乾燥させることにより作製した。また、第 2の試薬層 21および第 3の試薬層 22 は、フェリシアン化カリウム（60mM)、タウリン（80mM)を、 CMC水溶液（0. lwt%) に溶解して調製した試薬液を各円形スリット部 18および 19上に滴下した後、乾燥さ せること〖こより作製した。
[0068] このセンサを用いて、妨害物質量に対する応答電流の測定を行った。易酸化性妨 害物質の一例としてァスコルビン酸を用い、 0、 5、 10、 20mgZdLのァスコルビン酸 を添加した血液試料を準備した。これら 3つの血液試料を用いて、第 3の電極系に流 れる電流を測定した。第 3の作用極 12への印加電圧 0. 5V、印加時間 3秒の条件下 で測定を実施した。
[0069] 次に、同じセンサを用いて、血球量に対する応答電流の測定を行った。血球量を 2 5%、 45%および 65%に調整した 3種類の血液試料を準備した。これら 3つの血液 試料を用いて、第 2の電極系に流れる電解電流を測定した。第 3の作用極 32を対極 として、第 2の作用極 17への印加電圧 2. 5V、印加時間 3秒の条件下で測定を実施 した。
[0070] (参考例 2)
図 4、図 5および図 6に示す構造のセンサを作製した。第 1の試薬層 43は、ダルコ一 スデヒドロゲナーゼ（1〜5U)、フェリシアン化カリウム（60mM)、タウリン（80mM)を 、 CMC水溶液 (0. lwt%)に溶解して調整した試薬液を円形スリット部 40に滴下し た後、乾燥させることにより作製した。また、第 3の試薬層 42は、フェリシアン化力リウ ム（60mM)、タウリン（80mM)を、 CMC水溶液 (0. lwt%)に溶解して調製した試 薬液を各円形スリット部 39上に滴下した後、乾燥させることにより作製した。
[0071] このセンサを用いて、妨害物質量に対する応答電流の測定を行った。易酸化性妨 害物質の一例としてァスコルビン酸を用い、 0、 5、 10、 20mgZdLのァスコルビン酸 を添加した血液試料を準備した。これら 3つの血液試料を用いて、第 3の電極系に流 れる電流を測定した。第 3の作用極 32への印加電圧 0. 5V、印加時間 3秒の条件下 で測定を実施した。
[0072] 次に、同じセンサを用いて、血球量に対する応答電流の測定を行った。血球量を 2 5%、 45%および 65%に調整した 3種類の血液試料を準備した。これら 3つの血液 試料を用いて、第 2の電極系に流れる電解電流を測定した。第 2の作用極 37への印 加電圧 2. 5V、印加時間 3秒の条件下で測定を実施した。
[0073] (参考例 3)
図 7に示す構造のセンサを作製した。第 1の試薬層 43は、グルコースデヒドロゲナ ーゼ（1〜5U)、フェリシアン化カリウム（60mM)、タウリン（80mM)を、 CMC水溶液 (0. lwt%)に溶解して調整した試薬液を円形スリット部 40に滴下した後、乾燥させ ることにより作製した。また、第 3の試薬層 42は、フェリシアンィ匕カリウム（60mM)、タ ゥリン (80mM)を、 CMC水溶液 (0. lwt%)に溶解して調製した試薬液を各円形ス リット部 39上に滴下した後、乾燥させることにより作製した。
[0074] このセンサを用いて、妨害物質量に対する応答電流の測定を行った。易酸化性妨 害物質の一例としてァスコルビン酸を用い、 0、 5、 10、 20mgZdLのァスコルビン酸 を添加した血液試料を準備した。これら 3つの血液試料を用いて、第 3の電極系に流 れる電流を測定した。第 1の作用極 33を対極として、第 3の作用極 32への印加電圧 0. 5V、印加時間 3秒の条件下で測定を実施した。
[0075] 次に、同じセンサを用いて、血球量に対する応答電流の測定を行った。血球量を 2 5%、 45%および 65%に調整した 3種類の血液試料を準備した。これら 3つの血液 試料を用いて、第 2の電極系に流れる電解電流を測定した。第 3の作用極 32を対極 として、第 2の作用極 37への印加電圧 2. 5V、印加時間 3秒の条件下で測定を実施 した。
[0076] (参考例 4)
図 8、図 9および図 10に示す構造のセンサを作製した。第 1の試薬層 63は、ダルコ 一スデヒドロゲナーゼ（1〜5U)、フェリシアン化カリウム（60mM)、タウリン（80mM) を、 CMC水溶液 (0. lwt%)に溶解して調製した試薬液を円形スリット部 60上に滴 下した後、乾燥させること〖こより作製した。
[0077] このセンサを用いて、妨害物質量に対する応答電流の測定を行った。易酸化性妨 害物質の一例としてァスコルビン酸を用い、 0、 5、 10、 20mgZdLのァスコルビン酸 を添加した血液試料を準備した。これら 3つの血液試料を用いて、第 3の電極系に流 れる電流を測定した。第 1の作用極 53を対極として、第 3の作用極 52への印加電圧 0. 5V、印加時間 3秒の条件下で測定を実施した。 [0078] 次に、同じセンサを用いて、血球量に対する応答電流の測定を行った。血球量を 2 5%、 45%および 65%に調整した 3種類の血液試料を準備した。これら 3つの血液 試料を用いて、第 2の電極系に流れる電解電流を測定した。第 1の作用極 53を対極 として、第 2の作用極 57への印加電圧 2. 5V、印加時間 3秒の条件下で測定を実施 した。
[0079] (参考例 5)
図 11に示す構造のセンサを作製した。第 1の試薬層 63は、グルコースデヒドロゲナ ーゼ（1〜5U)、フェリシアン化カリウム（60mM)、タウリン（80mM)を、 CMC水溶液 (0. lwt%)に溶解して調製した試薬液を各円形スリット部 60上に滴下した後、乾燥 させること〖こより作製した。
[0080] このセンサを用いて、妨害物質量に対する応答電流の測定を行った。易酸化性妨 害物質の一例としてァスコルビン酸を用い、 0、 5、 10、 20mgZdLのァスコルビン酸 を添加した血液試料を準備した。これら 3つの血液試料を用いて、第 3の電極系に流 れる電流を測定した。第 1の作用極 53を対極として、第 3の作用極 52への印加電圧 0. 5V、印加時間 3秒の条件下で測定を実施した。
[0081] 次に、同じセンサを用いて、血球量に対する応答電流の測定を行った。血球量を 2 5%、 45%および 65%に調整した 3種類の血液試料を準備した。これら 3つの血液 試料を用いて、第 2の電極系に流れる電解電流を測定した。第 1の作用極 53を対極 として、第 2の作用極 57への印加電圧 2. 5V、印加時間 3秒の条件下で測定を実施 した。
[0082] 参考例 1〜5の妨害物質量に対する応答電流の測定結果を図 12のグラフに示す。
図 12からわ力るように、妨害物質量を反映した応答電流を検出することができた。
[0083] 参考例 1〜5の血球量に対する応答電流の測定結果を、図 13〜17に示す。図 13 〜17において、（a)は、印加電圧 (V)に対する応答電流値 A)の経時的変化を 表すグラフであり、（b)は、印加電圧 (V)に対する感度差の経時変化のグラフである 。図示のように、参考例 1〜5のセンサによれば、その感度差が電圧印加時間に依存 せず、血球量を反映した応答電流を明確に検出することができた。
産業上の利用可能性 本発明の血液成分の測定方法は、妨害物質量および血球量を高精度かつ高信頼 性で測定し、これに基づいて血液成分量を補正するため、血液成分の測定を高精度 かつ高信頼度で実施することができる。従って本発明は、グルコース等の血液成分 の測定に有用である。

Claims

請求の範囲
[1] メディエータの存在下、血液成分を酸化還元酵素で酸化還元し、その際に生じる 酸化還元電流を作用極および対極を有する第 1の電極系で検出し、前記電流値を 前記血液成分量に換算する血液成分量測定工程と、前記血液成分量を血液中の血 球量で補正する血球量補正工程と、前記血液成分量を血液中の妨害物質量で補正 する妨害物質量補正工程とを有し、前記血球量補正工程は、作用極および対極を 有する第 2の電極系を準備し、前記第 2の電極系のうち、作用極上にはメディエータ を配置せず、対極上にはメディエータを配置し、前記第 2の電極系に血液を導入し、 この状態で前記第 2の電極系に電圧を印加し、これにより前記第 2の電極系に流れる 酸化還元電流を検出し、この電流値を前記血球量に換算し、この値を基にして前記 血液成分量を補正する工程であり、前記妨害物質補正工程は、作用極および対極 を有する第 3の電極系を準備し、前記第 3の電極系に血液を導入し、この状態で前 記第 3の電極系に電圧を印加し、これにより前記第 3の電極系に流れる酸化還元電 流を検出し、この電流値を前記妨害物質量に換算し、この量を基にして前記血液成 分量を補正する工程である血液成分の測定方法。
[2] 前記第 3の電極系のうち、少なくとも対極上にメディエータが存在することを特徴とす る請求項 1記載の血液成分の測定方法。
[3] 前記第 1の電極系、前記第 2の電極系および前記第 3の電極系の作用極および対 極の少なくとも一つを、他のいずれかの電極と共用する請求項 1記載の血液成分の 測定方法。
[4] 前記血液成分量測定工程を実施した後に、前記血球量補正工程を行う請求項 1記 載の血液成分の測定方法。
[5] 前記妨害物質補正工程を実施した後に、前記血球量補正工程を行う請求項 1記載 の血液成分の測定方法。
[6] 前記妨害物質量の測定の前に、前記第 3の電極系を前処理するための電圧を、前 記第 3の電極系に印加することを特徴とする請求項 1記載の血液成分の測定方法。
[7] 前記電極前処理のために、前記第 3の電極系の作用極に印加する電圧が、前記第
3の電極系の対極に対して、 0. 01〜1Vの範囲である請求項 6記載の血液成分の測 定方法。
[8] 前記妨害物質量の測定のために、前記第 3の電極系の作用極に印加する電圧力 前記第 3の電極系の対極に対して、 0. 01〜： LVの範囲である請求項 1記載の血液成 分の測定方法。
[9] 血液成分を酸化還元し、その反応による酸化還元電流を電極で検出することにより 前記血液成分を測定するためのバイオセンサであって、第 1の分析部、第 2の分析部 および第 3の分析部を有し、前記第 1の分析部は、第 1の電極系を有し、前記第 2の 分析部は、第 2の電極系を有し、前記第 3の分析部は、第 3の電極系を有し、前記第 1の電極系上には、少なくとも前記血液成分を基質とする酸ィ匕還元酵素とメディエー タとが配置され、前記第 1の分析部において、メディエータの存在下、前記血液成分 を前記酸化還元酵素で酸化還元し、電圧を印加した際に生じる酸化還元電流を前 記第 1の電極系で検出して前記血液成分を測定し、前記第 2の分析部において、前 記第 2の電極系は、作用極および対極を有し、前記第 2の電極系のうち、作用極上に は、メディエータが配置されておらず、対極上にメディエータが配置されており、前記 第 2の電極系に前記血液を導入し、この状態で前記第 2の電極系に電圧を印加し、 これにより前記第 2の電極系に流れる酸ィヒ還元電流を検出することにより前記血液中 の血球量を測定し、前記第 3の分析部において、前記第 3の電極系は、作用極およ び対極を有し、前記第 3の電極系に前記血液を導入し、この状態で前記第 3の電極 系に電圧を印加し、これにより前記第 3の電極系に流れる酸化還元電流を検出する ことにより前記血液中の妨害物質量を測定するバイオセンサ。
[10] 前記第 3の電極系のうち、少なくとも対極上にメディエータが存在することを特徴と する請求項 9記載のバイオセンサ。
[11] 血液を導入するための流路を有しており、前記流路の一端から供給された血液の 流れの最も上流側に前記第 2の分析部または前記第 3の分析部の作用極が配置さ れ、下流側に他の電極が配置されて 、る請求項 9記載のバイオセンサ。
[12] 前記流路の最も下流側に、前記第 1の分析部が配置されている請求項 11記載の バイオセンサ。
[13] 前記第 1の電極系、前記第 2の電極系および前記第 3の電極系の作用極および対 極の少なくとも一つ力 他のいずれかの電極と共用される請求項 9記載のバイオセン サ。
[14] 前記第 3の電極系の作用極上に、メディエータが配置されず、前記第 2の電極系の 作用極と、前記第 3の電極系の作用極とが共用される請求項 13記載のバイオセンサ
[15] 前記第 2の電極系の対極および前記第 3の電極系の対極の少なくとも一方が、前 記第 1の電極系のいずれかの電極若しくはそれらの電極の組合せと共用される請求 項 14記載のバイオセンサ。
[16] 前記第 2の電極系の対極と、前記第 3の電極系の作用極とが、互いに共用される請 求項 13記載のバイオセンサ。
[17] 前記第 3の電極系の作用極と前記第 2の電極系の対極とが共用されるとともに、前 記第 3の電極系の対極が、前記第 1の電極系の対極と共用される請求項 13記載の バイオセンサ。
[18] さらに、液検知電極を有し、この液検知電極は、前記各分析部の少なくとも一つより も後方に位置し、この液検知電極により、前記各分析部の少なくとも一つに血液が導 入されたことを検知可能である請求項 9記載のノィォセンサ。
[19] 請求項 9記載のバイオセンサを用いて血液成分量を測定する測定装置であって、 前記血液成分を酸化還元酵素で酸化還元し、その際に生じる酸化還元電流を前記 第 1の電極系で検出し、前記電流値を前記血液成分量に換算する血液成分量測定 手段と、前記血液成分量を血液中の血球量で補正する血球量補正手段と、前記血 液成分量を血液中の妨害物質量で補正する妨害物質量補正手段とを有し、前記血 球量補正手段は、前記血球量の測定のための第 2の電極系を用い、前記血液存在 下、前記第 2の電極系に電圧を印加して流れる電流を検出し、この電流値を血球量 に換算し、この値を基にして前記血液成分量を補正する手段であり、前記妨害物質 量補正手段は、前記妨害物質量の測定のための第 3の電極系を用い、前記血液存 在下、前記第 3の電極系に印加して流れる電流を検出し、この電流値を前記妨害物 質量に換算し、この量を基にして前記血液成分量を補正する手段である測定装置。
[20] 前記血液成分量測定を実施した後に、前記血球量の測定を行う請求項 19記載の 測定装置。
[21] 前記妨害物質量の測定を実施した後に、前記血液中の血球量の測定を行う請求 項 19記載の測定装置。
[22] さらに、電極前処理のための電圧を前記第 3の電極系の作用極に印加する電極前 処理手段を含む請求項 19記載の測定装置。
[23] 前記電極前処理のための前記第 3の電極系の作用極に対する印加電圧力 前記 第 3の電極系の対極に対して、 0. 01〜1Vの範囲である請求項 22記載の測定装置
[24] 前記妨害物質量の測定のために、前記第 3の電極系の作用極に印加する電圧力 前記第 3の電極系の対極に対して、 0. 01〜1Vの範囲である請求項 19記載の測定 装置。
[25] さらに、前記液検知電極により、バイオセンサの内部に血液が導入されたことを検 知する検知手段を含む請求項 19記載の測定装置。
PCT/JP2005/007404 2004-04-19 2005-04-18 血液成分の測定方法、それに用いるバイオセンサおよび測定装置 WO2005103669A1 (ja)

Priority Applications (11)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2006519496A JP4689601B2 (ja) 2004-04-19 2005-04-18 血液成分の測定方法、それに用いるバイオセンサおよび測定装置
EP05730675.5A EP1742045B1 (en) 2004-04-19 2005-04-18 Method for measuring blood components and biosensor and measuring instrument for use therein
CA2559297A CA2559297C (en) 2004-04-19 2005-04-18 Method for measuring blood components and biosensor and measuring instrument for use therein
CN2005800104103A CN1938590B (zh) 2004-04-19 2005-04-18 血液成分的测定方法、该方法中使用的生物传感器和测定装置
US10/598,001 US7955492B2 (en) 2004-04-19 2005-04-18 Method for measuring blood components and biosensor and measuring instrument for use therein
KR1020067018246A KR101108381B1 (ko) 2004-04-19 2005-04-18 혈액 성분의 측정 방법, 그것에 이용하는 바이오 센서 및측정 장치
EP16179346.8A EP3115777B1 (en) 2004-04-19 2005-04-18 Method for measuring blood components
US13/094,356 US8524055B2 (en) 2004-04-19 2011-04-26 Method for measuring blood components and biosensor and measuring instrument for use therein
US13/956,910 US9285335B2 (en) 2004-04-19 2013-08-01 Method for measuring blood components and biosensor and measuring instrument for use therein
US15/014,826 US20160178557A1 (en) 2004-04-19 2016-02-03 Method for measuring blood components and biosensor and measuring instrument for use therein
US15/855,119 US20180120249A1 (en) 2004-04-19 2017-12-27 Method for measuring blood components and biosensor and measuring instrument for use therein

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US10/598,001 A-371-Of-International US7955492B2 (en) 2004-04-19 2005-04-18 Method for measuring blood components and biosensor and measuring instrument for use therein
US13/094,356 Continuation US8524055B2 (en) 2004-04-19 2011-04-26 Method for measuring blood components and biosensor and measuring instrument for use therein

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PCT/JP2005/007404 WO2005103669A1 (ja) 2004-04-19 2005-04-18 血液成分の測定方法、それに用いるバイオセンサおよび測定装置

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US (5) US7955492B2 (ja)
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JP (5) JP4689601B2 (ja)
KR (1) KR101108381B1 (ja)
CN (1) CN1938590B (ja)
CA (1) CA2559297C (ja)
WO (1) WO2005103669A1 (ja)

Cited By (20)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2007212215A (ja) * 2006-02-08 2007-08-23 Matsushita Electric Ind Co Ltd 多孔質担体、及び多孔質担体製造方法
WO2008133332A1 (ja) * 2007-04-25 2008-11-06 Arkray, Inc. 基質濃度測定方法および基質濃度測定装置
WO2009119117A1 (ja) * 2008-03-27 2009-10-01 パナソニック株式会社 測定装置、測定システム、及び濃度測定方法
US20100243476A1 (en) * 2006-10-19 2010-09-30 Panasonic Corporation Method for measuring hematocrit value of blood sample, method for measuring concentration of analyte in blood sample, sensor chip and sensor unit
JP2011075362A (ja) * 2009-09-30 2011-04-14 Arkray Inc 赤血球含有試料における目的成分の測定方法
US8052619B2 (en) * 2006-01-31 2011-11-08 Panasonic Corporation Blood sensor and blood test apparatus having the same
CN101158676B (zh) * 2006-12-31 2011-12-14 重庆大学 一种评价血液及其代用品携氧、释氧功能的分析方法及装置
KR101103682B1 (ko) * 2008-04-08 2012-01-11 주식회사 올메디쿠스 바이오센서
JP2013522647A (ja) * 2010-03-22 2013-06-13 バイエル・ヘルスケア・エルエルシー バイオセンサのための残差補正
JP2013242171A (ja) * 2012-05-18 2013-12-05 Tanita Corp 濃度測定装置
US8760178B2 (en) 2009-09-30 2014-06-24 Arkray, Inc. Method for measuring target component in erythrocyte-containing specimen
WO2015004900A1 (ja) * 2013-07-08 2015-01-15 パナソニックヘルスケア株式会社 血液成分の測定装置、血液成分の測定方法
JP2015200672A (ja) * 2012-04-19 2015-11-12 パナソニックヘルスケアホールディングス株式会社 生体情報測定装置とそれを用いた生体情報測定方法
JP2016520844A (ja) * 2013-06-07 2016-07-14 ライフスキャン・スコットランド・リミテッド 裸電極に相対する可溶性電気化学的活性コーティングを備える電気化学式分析試験ストリップ
JP2017531785A (ja) * 2014-10-27 2017-10-26 シラグ・ゲーエムベーハー・インターナショナルＣｉｌａｇ ＧＭＢＨ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ 拡散を測定するための方法
WO2019031421A1 (ja) 2017-08-10 2019-02-14 Ｐｈｃホールディングス株式会社 血液中の血液成分の量を測定する方法
WO2019181436A1 (ja) 2018-03-19 2019-09-26 Ｐｈｃホールディングス株式会社 血液中の血液成分の量を測定する方法
JP2020514694A (ja) * 2016-12-23 2020-05-21 ラジオメーター・メディカル・アー・ペー・エス 体液用多用途センサ組立体
EP3885761A1 (en) 2020-03-27 2021-09-29 ARKRAY, Inc. Biosensor and measurement method using the same
JP7470461B1 (ja) 2023-02-22 2024-04-18 株式会社イムノセンス 電気化学的手法における被検物質に対する測定の正常性を判定する方法

Families Citing this family (75)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CA2543010A1 (en) 2003-10-24 2005-05-06 Bayer Healthcare Llc Enzymatic electrochemical biosensor
CN100472210C (zh) 2003-12-04 2009-03-25 松下电器产业株式会社 血液成分的测定方法及该方法中使用的传感器和测定装置
WO2005054839A1 (ja) * 2003-12-04 2005-06-16 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. ヘマトクリット（Ｈｃｔ）の測定方法およびそれに用いるセンサならびに測定装置
EP1751532A1 (en) * 2004-05-14 2007-02-14 Bayer Healthcare, LLC Methods for performing hematocrit adjustment in glucose assays and devices for same
US20060281187A1 (en) 2005-06-13 2006-12-14 Rosedale Medical, Inc. Analyte detection devices and methods with hematocrit/volume correction and feedback control
EP3461406A1 (en) 2005-09-30 2019-04-03 Intuity Medical, Inc. Multi-site body fluid sampling and analysis cartridge
US8529751B2 (en) * 2006-03-31 2013-09-10 Lifescan, Inc. Systems and methods for discriminating control solution from a physiological sample
WO2008036516A1 (en) 2006-09-22 2008-03-27 Bayer Healthcare Llc Biosensor system having enhanced stability and hematocrit performance
US8052618B2 (en) * 2006-10-15 2011-11-08 Roche Diagnostics Operations, Inc. Diagnostic test element and process for its production
WO2008104578A1 (de) 2007-03-01 2008-09-04 Basf Se Verfahren zur herstellung von ethylenaminen aus roh-aan
RU2470009C2 (ru) 2007-03-01 2012-12-20 Басф Се Способ получения триэтилентетраамина
CN101622221B (zh) 2007-03-01 2013-06-12 巴斯夫欧洲公司 制备乙二胺的方法
EP2132162B1 (de) 2007-03-01 2011-06-22 Basf Se Verfahren zur herstellung von ethylenaminen
JP5415286B2 (ja) 2007-03-01 2014-02-12 ビーエーエスエフ ソシエタス・ヨーロピア エチレンアミン混合物の製造方法
RU2472772C2 (ru) 2007-03-01 2013-01-20 Басф Се Способ получения триэтилентетрамина (тэта) через этилендиаминдиацетонитрил (эддн)
CN101675025B (zh) 2007-03-01 2015-04-08 巴斯夫欧洲公司 制备四亚乙基五胺的方法
US8465634B2 (en) * 2007-05-23 2013-06-18 Arizona Board Of Regents Systems and methods for integrated electrochemical and electrical detection
TW200914826A (en) * 2007-09-21 2009-04-01 Apex Biotechnology Corp Electrochemical quantitative analysis system and method for the same
EP2535704B1 (en) * 2007-09-24 2015-09-09 Bayer HealthCare LLC Multi-electrode test method
US8778168B2 (en) 2007-09-28 2014-07-15 Lifescan, Inc. Systems and methods of discriminating control solution from a physiological sample
WO2009076433A1 (en) 2007-12-10 2009-06-18 Bayer Healthcare Llc Reagents and methods for detecting analytes
JP5812603B2 (ja) 2007-12-10 2015-11-17 バイエル・ヘルスケア・エルエルシーＢａｙｅｒ ＨｅａｌｔｈＣａｒｅＬＬＣ 勾配ベース補正
US8603768B2 (en) 2008-01-17 2013-12-10 Lifescan, Inc. System and method for measuring an analyte in a sample
US9833183B2 (en) 2008-05-30 2017-12-05 Intuity Medical, Inc. Body fluid sampling device—sampling site interface
CA2726067C (en) 2008-06-06 2020-10-20 Intuity Medical, Inc. Detection meter and mode of operation
US8551320B2 (en) 2008-06-09 2013-10-08 Lifescan, Inc. System and method for measuring an analyte in a sample
CN102854232B (zh) 2008-12-08 2015-12-02 拜尔健康护理有限责任公司 具有信号调节功能的生物传感器系统
WO2010137266A1 (ja) * 2009-05-29 2010-12-02 パナソニック株式会社 バイオセンサシステム及び分析物の濃度の測定方法
US20110048972A1 (en) * 2009-08-31 2011-03-03 Lifescan Scotland Limited Multi-analyte test strip with shared counter/reference electrode and inline electrode configuration
EP2506768B1 (en) 2009-11-30 2016-07-06 Intuity Medical, Inc. Calibration material delivery devices and methods
US20110186428A1 (en) * 2010-01-29 2011-08-04 Roche Diagnostics Operations, Inc. Electrode arrangements for biosensors
US9164076B2 (en) 2010-06-07 2015-10-20 Bayer Healthcare Llc Slope-based compensation including secondary output signals
RU2602170C2 (ru) * 2010-09-13 2016-11-10 Лайфскэн Скотлэнд Лимитед Способ измерения аналита и система с компенсацией гематокрита
WO2012114706A1 (ja) * 2011-02-23 2012-08-30 パナソニック株式会社 生体試料測定装置
EP3750480B1 (en) 2011-08-03 2022-02-02 Intuity Medical, Inc. Body fluid sampling arrangement
US8946459B2 (en) 2011-08-31 2015-02-03 Basf Se Process for preparing EDDN and/or EDMN by reacting EDFA and/or EDMFA with HCN
US9012638B2 (en) 2011-08-31 2015-04-21 Basf Se Process for preparing EDDN and/or EDMN by conversion of FACH and EDA
US8952156B2 (en) 2011-08-31 2015-02-10 Basf Se Process for working up reaction outputs from the hydrogenation of EDDN or EDMN
US9096497B2 (en) 2011-08-31 2015-08-04 Basf Se Process for preparing EDDN and EDMN
US9775806B2 (en) 2011-09-21 2017-10-03 Ascensia Diabetes Care Holdings Ag Analysis compensation including segmented signals
EP2781915A1 (en) * 2011-11-18 2014-09-24 Murata Manufacturing Co., Ltd. Method for measuring substances
US9903830B2 (en) 2011-12-29 2018-02-27 Lifescan Scotland Limited Accurate analyte measurements for electrochemical test strip based on sensed physical characteristic(s) of the sample containing the analyte
US20130189769A1 (en) * 2012-01-21 2013-07-25 Rapha Bio Ltd. Biochemical sensor
CN102841117A (zh) * 2012-04-18 2012-12-26 江苏学府医疗科技有限公司 一种提高检测精度的便携血糖仪分段统计平均测量方法
US20150076016A1 (en) 2012-04-19 2015-03-19 Panasonic Healthcare Co., Ltd. Sensor storage container
JP5801479B2 (ja) * 2012-05-07 2015-10-28 パナソニックヘルスケアホールディングス株式会社 生体情報測定装置とそれを用いた生体情報測定方法
CA2884065C (en) * 2012-09-07 2020-01-07 Cilag Gmbh International Electrochemical sensors and a method for their manufacture
GB2505694B (en) * 2012-09-07 2017-03-22 Lifescan Scotland Ltd Electrochemical-based analytical test strip with bare interferent electrodes
US9816957B2 (en) 2012-12-12 2017-11-14 Panasonic Healthcare Holdings Co., Ltd. Blood component measuring device, method for measuring blood component, and bio-sensor
ES2633809T3 (es) 2013-01-30 2017-09-25 Basf Se Derivados de 2,6-bis-(aminometil)-piperidina (2,6-BAMP), derivados de 2,6-bis-(isocianometil)piperidin-(diisocianato) y derivados de 2,6-dicianopiperidina (derivados de 2,6-DCP) y su uso en la preparación de resinas epoxi, poliuretanos, polieteroles y poliamidas
US9097659B2 (en) * 2013-03-14 2015-08-04 Bayer Healthcare Llc Maintaining electrode function during manufacture with a protective layer
US10041901B2 (en) 2013-03-15 2018-08-07 Roche Diabetes Care, Inc. Electrode configuration for a biosensor
EP2781919A1 (en) 2013-03-19 2014-09-24 Roche Diagniostics GmbH Method / device for generating a corrected value of an analyte concentration in a sample of a body fluid
JP6282636B2 (ja) * 2013-04-26 2018-02-21 パナソニックヘルスケアホールディングス株式会社 液体試料測定装置、液体試料測定方法、及び、バイオセンサ
US9243276B2 (en) 2013-08-29 2016-01-26 Lifescan Scotland Limited Method and system to determine hematocrit-insensitive glucose values in a fluid sample
US9459231B2 (en) 2013-08-29 2016-10-04 Lifescan Scotland Limited Method and system to determine erroneous measurement signals during a test measurement sequence
CN105793700B (zh) * 2013-11-27 2018-09-28 普和希控股公司 血液成分量的测定方法
KR101443827B1 (ko) * 2014-02-18 2014-09-26 현기봉 비침습식 혈액 측정장치
US9453812B2 (en) * 2014-06-24 2016-09-27 Lifescan Scotland Limited End-fill electrochemical-based analytical test strip with perpendicular intersecting sample-receiving chambers
CN204142671U (zh) * 2014-09-22 2015-02-04 英科新创(厦门)科技有限公司 电极式血糖试条
KR101647507B1 (ko) 2014-10-20 2016-08-10 건국대학교 글로컬산학협력단 정전용량 기반의 혈관삽입형 바이오센서를 이용한 심혈관 질환 진단 데이터 획득 시스템 및 방법
EP3241025A4 (en) * 2014-12-31 2018-08-01 Trividia Health, Inc. Glucose test strip with interference correction
CN104535631B (zh) * 2015-01-20 2017-03-15 三诺生物传感股份有限公司 一种电化学测量方法
JP2017009431A (ja) * 2015-06-22 2017-01-12 株式会社村田製作所 センサ
GB201511299D0 (en) * 2015-06-26 2015-08-12 Inside Biometrics Ltd Test device and method of using a test device
WO2017145420A1 (ja) * 2016-02-25 2017-08-31 パナソニックヘルスケアホールディングス株式会社 バイオセンサ
DK3220137T3 (da) 2016-03-14 2019-05-06 Hoffmann La Roche Fremgangsmåde til detektering af et interferensbidrag i en biosensor
US11255834B2 (en) 2016-03-22 2022-02-22 Conductive Technologies, Inc. Physical characteristic determination of a biological sample
US20180217079A1 (en) * 2017-01-31 2018-08-02 Cilag Gmbh International Determining an analyte concentration of a physiological fluid having an interferent
CN109406591A (zh) * 2017-08-17 2019-03-01 爱科来株式会社 测定方法和测定装置
CN109406598A (zh) * 2017-08-17 2019-03-01 爱科来株式会社 测定方法以及测定装置
KR102153518B1 (ko) * 2018-07-11 2020-09-08 안동대학교 산학협력단 혈당 바이오 센서
CN109946353A (zh) * 2018-11-08 2019-06-28 利多(香港)有限公司 电势型生物传感器和检测方法
US20230273146A1 (en) * 2020-07-28 2023-08-31 Qsm Diagnostics, Inc. Sample handling for diagnostics
DE112021007862T5 (de) * 2021-12-06 2024-04-18 Omron Healthcare Co., Ltd. Elektrolytanalyse-Teststreifen, Elektrolytanalysevorrichtung und Elektrolytanalyseverfahren

Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH05340915A (ja) * 1991-10-18 1993-12-24 Matsushita Electric Ind Co Ltd バイオセンサおよびそれを用いた測定方法
JP2001091512A (ja) * 1999-07-16 2001-04-06 Matsushita Electric Ind Co Ltd 血液成分分析装置
JP2001527215A (ja) * 1997-12-22 2001-12-25 ロシュ ダイアグノスティックス コーポレーション 生物学的流体の医学的に有意な成分の濃度を測定する装置および方法
JP2003501627A (ja) * 1999-06-02 2003-01-14 ノヴァ バイオメディカル コーポレイション 使い捨てセンサ及び製造方法
JP3369183B2 (ja) * 1993-06-03 2003-01-20 ロシュ・ダイアグノスティックス・コーポレイション ヘマトクリット決定のためのバイオセンサ
WO2003008956A1 (fr) * 2001-07-18 2003-01-30 Arkray, Inc. Appareil et dispositif pour analyse
WO2003034055A1 (fr) * 2001-10-12 2003-04-24 Arkray, Inc. Procede de mesure de concentration et dispositif de mesure de concentration

Family Cites Families (52)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3922598A (en) 1974-08-15 1975-11-25 Robert R Steuer Hematocrit measurements by electrical conductivity
DE3627814A1 (de) 1986-08-16 1988-02-25 Fresenius Ag Vorrichtung zur bestimmung des haematokrit
US4897162A (en) 1986-11-14 1990-01-30 The Cleveland Clinic Foundation Pulse voltammetry
JP2665806B2 (ja) 1989-09-13 1997-10-22 株式会社豊田中央研究所 ヘマトクリット測定装置
US5463435A (en) 1990-02-09 1995-10-31 Nikon Corporation Camera
JP3321734B2 (ja) 1990-02-09 2002-09-09 株式会社ニコン フイルムパトローネおよびこのフイルムパトローネを装填可能な装置
US5475454A (en) 1990-02-09 1995-12-12 Nikon Corporation Film magazine and camera
US5264103A (en) 1991-10-18 1993-11-23 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Biosensor and a method for measuring a concentration of a substrate in a sample
US5582697A (en) 1995-03-17 1996-12-10 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Biosensor, and a method and a device for quantifying a substrate in a sample liquid using the same
CN1244779A (zh) 1995-04-20 2000-02-16 麦克考股份有限公司 非侵入地确定血球比率的方法和设备
US6058934A (en) 1995-11-02 2000-05-09 Chiron Diagnostics Corporation Planar hematocrit sensor incorporating a seven-electrode conductivity measurement cell
US6632349B1 (en) 1996-11-15 2003-10-14 Lifescan, Inc. Hemoglobin sensor
JP3810534B2 (ja) 1997-10-17 2006-08-16 松下電器産業株式会社 ヘマトクリット値測定用素子およびヘマトクリット値の測定方法
US7494816B2 (en) 1997-12-22 2009-02-24 Roche Diagnostic Operations, Inc. System and method for determining a temperature during analyte measurement
JP3848993B2 (ja) 1998-01-06 2006-11-22 アークレイ株式会社 共存物質の存在下における成分量の測定方法及び測定装置
JP3267933B2 (ja) * 1998-01-27 2002-03-25 松下電器産業株式会社 基質の定量法
EP0987544B1 (en) * 1998-04-02 2007-10-17 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Substrate determining method
JP2000039416A (ja) * 1998-05-21 2000-02-08 Matsushita Electric Ind Co Ltd バイオセンサ
JP3267936B2 (ja) 1998-08-26 2002-03-25 松下電器産業株式会社 バイオセンサ
US6475372B1 (en) * 2000-02-02 2002-11-05 Lifescan, Inc. Electrochemical methods and devices for use in the determination of hematocrit corrected analyte concentrations
US6471839B1 (en) 1999-05-20 2002-10-29 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Biosensor
US6616819B1 (en) 1999-11-04 2003-09-09 Therasense, Inc. Small volume in vitro analyte sensor and methods
CN100347537C (zh) 1999-11-15 2007-11-07 松下电器产业株式会社 生物传感器
US6541216B1 (en) 1999-12-22 2003-04-01 Roche Diagnostics Corporation Amperometric biosensor test strip
DE60019547T2 (de) 1999-12-27 2005-10-06 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd., Kadoma Biosensor
JP2001201479A (ja) 2000-01-21 2001-07-27 Matsushita Electric Ind Co Ltd バイオセンサ
JP4522528B2 (ja) * 2000-03-02 2010-08-11 文代 楠 潰瘍性大腸疾患測定電極、潰瘍性大腸疾患測定装置及び潰瘍性大腸疾患判定方法
RU2002128607A (ru) 2000-03-22 2004-03-20 Олл Медикус Ко., Лтд. (Kr) Испытательная полоска электрохимического биодатчика с распознающим электродом, считывающее устройство электрохимического биодатчика, в котором используется эта испытательная полоска, система электрохимического биодатчика и способ работы считывающего устройства электрохимического биодатчика
CN1187610C (zh) 2000-03-29 2005-02-02 松下电器产业株式会社 生物传感器
EP1167538A1 (de) 2000-06-30 2002-01-02 Schibli Engineering GmbH Biosensor und Herstellverfahren dafür
JP2002057767A (ja) 2000-08-08 2002-02-22 Denso Corp 電話器
TW466344B (en) 2000-09-01 2001-12-01 Apex Biotechnology Corp Disposable electrode for whole blood hemoglobin (HGB) and hematocrit (HCT) measurement, and preparation and application thereof
US20030082076A1 (en) 2000-09-01 2003-05-01 Yueh-Hui Lin Disposable electrode for whole blood hemoglobin (HGB) and hematocrit (HCT) measurement, and preparation and application
CN100510732C (zh) 2000-11-30 2009-07-08 松下电器产业株式会社 生物传感器、生物传感器用测量装置
JP2003156469A (ja) * 2001-11-22 2003-05-30 Matsushita Electric Ind Co Ltd バイオセンサ、バイオセンサ用測定装置及び基質の定量方法
JP4183902B2 (ja) 2000-12-27 2008-11-19 松下電器産業株式会社 バイオセンサ
US7267750B2 (en) 2001-01-17 2007-09-11 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Biosensor
WO2002097418A1 (fr) 2001-05-29 2002-12-05 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Biodetecteur
US7018843B2 (en) 2001-11-07 2006-03-28 Roche Diagnostics Operations, Inc. Instrument
JPWO2003076919A1 (ja) * 2002-03-08 2005-07-07 松下電器産業株式会社 基質の定量方法
US6837976B2 (en) * 2002-04-19 2005-01-04 Nova Biomedical Corporation Disposable sensor with enhanced sample port inlet
AU2003248095A1 (en) 2002-07-25 2004-02-16 Arkray, Inc. Sample analyzing method and sample analyzing device
AU2003234944A1 (en) 2002-08-27 2004-03-18 Bayer Healthcare, Llc Methods of Determining Glucose Concentration in Whole Blood Samples
EP1396717A1 (en) 2002-09-03 2004-03-10 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Biosensor and measuring method using the same
JP2004117342A (ja) * 2002-09-03 2004-04-15 Matsushita Electric Ind Co Ltd バイオセンサ及びそれを用いた測定法
US7144485B2 (en) 2003-01-13 2006-12-05 Hmd Biomedical Inc. Strips for analyzing samples
PL1642124T3 (pl) * 2003-06-20 2018-04-30 F.Hoffmann-La Roche Ag Biosensory elektrochemiczne
JP4458802B2 (ja) 2003-10-02 2010-04-28 パナソニック株式会社 血液中のグルコースの測定方法およびそれに用いるセンサ
CA2543010A1 (en) 2003-10-24 2005-05-06 Bayer Healthcare Llc Enzymatic electrochemical biosensor
JP4449431B2 (ja) 2003-11-19 2010-04-14 パナソニック株式会社 基質濃度の測定方法
WO2005054839A1 (ja) 2003-12-04 2005-06-16 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. ヘマトクリット（Ｈｃｔ）の測定方法およびそれに用いるセンサならびに測定装置
CN100472210C (zh) 2003-12-04 2009-03-25 松下电器产业株式会社 血液成分的测定方法及该方法中使用的传感器和测定装置

Patent Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH05340915A (ja) * 1991-10-18 1993-12-24 Matsushita Electric Ind Co Ltd バイオセンサおよびそれを用いた測定方法
JP3369183B2 (ja) * 1993-06-03 2003-01-20 ロシュ・ダイアグノスティックス・コーポレイション ヘマトクリット決定のためのバイオセンサ
JP2001527215A (ja) * 1997-12-22 2001-12-25 ロシュ ダイアグノスティックス コーポレーション 生物学的流体の医学的に有意な成分の濃度を測定する装置および方法
JP2003501627A (ja) * 1999-06-02 2003-01-14 ノヴァ バイオメディカル コーポレイション 使い捨てセンサ及び製造方法
JP2001091512A (ja) * 1999-07-16 2001-04-06 Matsushita Electric Ind Co Ltd 血液成分分析装置
WO2003008956A1 (fr) * 2001-07-18 2003-01-30 Arkray, Inc. Appareil et dispositif pour analyse
WO2003034055A1 (fr) * 2001-10-12 2003-04-24 Arkray, Inc. Procede de mesure de concentration et dispositif de mesure de concentration

Non-Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
See also references of EP1742045A4 *
VARLAN A.R. ET AL: "New design technique for planar conductometric haematocrit sensors.", SENSORS AND ACTUATORS B., vol. 34, no. 1, 1996, pages 258 - 264, XP004077988 *

Cited By (38)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8052619B2 (en) * 2006-01-31 2011-11-08 Panasonic Corporation Blood sensor and blood test apparatus having the same
US8444576B2 (en) 2006-01-31 2013-05-21 Panasonic Corporation Blood test apparatus having blood sensor
JP2007212215A (ja) * 2006-02-08 2007-08-23 Matsushita Electric Ind Co Ltd 多孔質担体、及び多孔質担体製造方法
US8691072B2 (en) * 2006-10-19 2014-04-08 Panasonic Corporation Method for measuring hematocrit value of blood sample, method for measuring concentration of analyte in blood sample, sensor chip and sensor unit
US10866205B2 (en) 2006-10-19 2020-12-15 Phc Holdings Corporation Method for measuring hematocrit value of blood sample, method for measuring concentration of analyte in blood sample, sensor chip and sensor unit
US20100243476A1 (en) * 2006-10-19 2010-09-30 Panasonic Corporation Method for measuring hematocrit value of blood sample, method for measuring concentration of analyte in blood sample, sensor chip and sensor unit
US9958411B2 (en) 2006-10-19 2018-05-01 Panasonic Healthcare Holdings Co., Ltd. Method for measuring hematocrit value of blood sample, method for measuring concentration of analyte in blood sample, sensor chip and sensor unit
US9244037B2 (en) 2006-10-19 2016-01-26 Panasonic Healthcare Holdings Co., Ltd. Method for measuring hematocrit value of blood sample, method for measuring concentration of analyte in blood sample, sensor chip and sensor unit
US20140116879A1 (en) * 2006-10-19 2014-05-01 Panasonic Corporation Method for measuring hematocrit value of blood sample, method for measuring concentration of analyte in blood sample, sensor chip and sensor unit
CN101158676B (zh) * 2006-12-31 2011-12-14 重庆大学 一种评价血液及其代用品携氧、释氧功能的分析方法及装置
WO2008133332A1 (ja) * 2007-04-25 2008-11-06 Arkray, Inc. 基質濃度測定方法および基質濃度測定装置
JPWO2008133332A1 (ja) * 2007-04-25 2010-07-29 アークレイ株式会社 基質濃度測定方法および基質濃度測定装置
JP5032654B2 (ja) * 2008-03-27 2012-09-26 パナソニック株式会社 測定装置、測定システム、及び濃度測定方法
WO2009119117A1 (ja) * 2008-03-27 2009-10-01 パナソニック株式会社 測定装置、測定システム、及び濃度測定方法
KR101103682B1 (ko) * 2008-04-08 2012-01-11 주식회사 올메디쿠스 바이오센서
JP2011075362A (ja) * 2009-09-30 2011-04-14 Arkray Inc 赤血球含有試料における目的成分の測定方法
US8760178B2 (en) 2009-09-30 2014-06-24 Arkray, Inc. Method for measuring target component in erythrocyte-containing specimen
JP2013522647A (ja) * 2010-03-22 2013-06-13 バイエル・ヘルスケア・エルエルシー バイオセンサのための残差補正
US10591436B2 (en) 2010-03-22 2020-03-17 Ascensia Diabetes Care Holdings Ag Residual compensation including underfill error
JP2015200672A (ja) * 2012-04-19 2015-11-12 パナソニックヘルスケアホールディングス株式会社 生体情報測定装置とそれを用いた生体情報測定方法
JP2013242171A (ja) * 2012-05-18 2013-12-05 Tanita Corp 濃度測定装置
JP2016520844A (ja) * 2013-06-07 2016-07-14 ライフスキャン・スコットランド・リミテッド 裸電極に相対する可溶性電気化学的活性コーティングを備える電気化学式分析試験ストリップ
WO2015004900A1 (ja) * 2013-07-08 2015-01-15 パナソニックヘルスケア株式会社 血液成分の測定装置、血液成分の測定方法
US9738916B2 (en) 2013-07-08 2017-08-22 Panasonic Healthcare Holdings Co., Ltd. Blood component measurement device and blood component measurement method
US10344312B2 (en) 2013-07-08 2019-07-09 Phc Holdings Corporation Blood component measurement device and blood component measurement method
JPWO2015004900A1 (ja) * 2013-07-08 2017-03-02 パナソニックヘルスケアホールディングス株式会社 血液成分の測定装置、血液成分の測定方法
JP2017531785A (ja) * 2014-10-27 2017-10-26 シラグ・ゲーエムベーハー・インターナショナルＣｉｌａｇ ＧＭＢＨ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ 拡散を測定するための方法
US10520460B2 (en) 2014-10-27 2019-12-31 Lifescan Ip Holdings, Llc Method for determining diffusion
US11577243B2 (en) 2016-12-23 2023-02-14 Radiometer Medical Aps Multiple-use sensor assembly for body fluids
JP2020514694A (ja) * 2016-12-23 2020-05-21 ラジオメーター・メディカル・アー・ペー・エス 体液用多用途センサ組立体
US11071980B2 (en) 2016-12-23 2021-07-27 Radiometer Medical Aps Multiple-use sensor assembly for body fluids
US11467118B2 (en) 2017-08-10 2022-10-11 Phc Holdings Corporation Method for measuring amount of blood component in blood
EP3667307A4 (en) * 2017-08-10 2020-07-29 PHC Holdings Corporation METHOD FOR MEASURING THE AMOUNT OF A BLOOD COMPONENT IN THE BLOOD
WO2019031421A1 (ja) 2017-08-10 2019-02-14 Ｐｈｃホールディングス株式会社 血液中の血液成分の量を測定する方法
WO2019181436A1 (ja) 2018-03-19 2019-09-26 Ｐｈｃホールディングス株式会社 血液中の血液成分の量を測定する方法
US11959872B2 (en) 2018-03-19 2024-04-16 Phc Holdings Corporation Method for measuring amount of blood component in blood
EP3885761A1 (en) 2020-03-27 2021-09-29 ARKRAY, Inc. Biosensor and measurement method using the same
JP7470461B1 (ja) 2023-02-22 2024-04-18 株式会社イムノセンス 電気化学的手法における被検物質に対する測定の正常性を判定する方法

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