WO2011118758A1 - 測定装置及び測定方法 - Google Patents

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WO2011118758A1
WO2011118758A1 PCT/JP2011/057314 JP2011057314W WO2011118758A1 WO 2011118758 A1 WO2011118758 A1 WO 2011118758A1 JP 2011057314 W JP2011057314 W JP 2011057314W WO 2011118758 A1 WO2011118758 A1 WO 2011118758A1
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measuring
reagent
biosensor
voltage
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寛子 井上
勇紀 赤阪
勝也 白崎
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ニプロ株式会社
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    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28—Electrolytic cell components
    • G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • G01N27/327—Biochemical electrodes, e.g. electrical or mechanical details for in vitro measurements
    • G01N27/3271—Amperometric enzyme electrodes for analytes in body fluids, e.g. glucose in blood
    • G01N27/3272—Test elements therefor, i.e. disposable laminated substrates with electrodes, reagent and channels
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    • G01N27/3271—Amperometric enzyme electrodes for analytes in body fluids, e.g. glucose in blood
    • G01N27/3273—Devices therefor, e.g. test element readers, circuitry

Definitions

  • the present invention relates to a measuring apparatus and a measuring method for measuring a current value generated between electrodes by applying a potential to electrodes coated with a reagent containing glucose dehydrogenase and potassium ferricyanide having a flavin compound as a coenzyme.
  • Insulin is known as a drug that controls blood glucose levels and is administered to diabetic patients as a therapeutic agent for diabetes.
  • the need to administer insulin is determined based on the blood glucose level of the diabetic patient. For this reason, it is important for a diabetic patient to grasp a blood glucose level.
  • the blood glucose level is the glucose concentration in the blood.
  • a simple blood glucose measuring device has been developed for the purpose of allowing a diabetic patient to easily measure his blood glucose level.
  • the biosensor has an electrode on which an enzyme that reacts with blood sugar is fixed.
  • Glucose oxidase hereinafter sometimes abbreviated as “GOD”
  • GDH glucose dehydrogenase
  • a biosensor an electrode on which an enzyme is immobilized is called a working electrode, and an electrode that supplies electrons into a sample is called a counter electrode.
  • the working electrode When blood, which is a sample, is introduced into the biosensor and the working electrode GOD reacts with glucose in the blood, glucose is decomposed into gluconic acid and hydrogen peroxide, and the hydrogen peroxide is decomposed into water and electrons. The electrons generated in this way are transmitted to the working electrode. On the other hand, electrons are supplied from the counter electrode into the blood. In this way, a current flows between the working electrode and the counter electrode due to the reaction between GOD and glucose. Then, based on the flowing current value, the glucose concentration in the blood, that is, the blood glucose level is calculated. In addition, a substance that transmits electrons may be fixed to the working electrode. This material is referred to as an electron mediator. Examples of the electron mediator include organic compounds such as potassium ferricyanide (potassium hexacyanoate (III)), hexaammineruthenium and quinone derivatives, or organic-metal complexes.
  • the electron mediator include organic compounds such as potassium ferricyanide (potassium
  • GOD has the advantage of high specificity to glucose and excellent thermal stability, while the known problem is that dissolved oxygen in blood affects the measured value.
  • GDH has the advantage that it is not affected by dissolved oxygen, but has low stability and poor substrate specificity, so it is known that it reacts with sugars other than glucose, such as maltose and lactose. Yes.
  • glucose dehydrogenase hereinafter sometimes abbreviated as “FAD-GDH” using a flavin compound as a coenzyme has excellent thermal stability and is hardly affected by maltose or the like.
  • PAM pralidoxime methyl iodide
  • the present inventors have found that potassium ferricyanide used as an optimal mediator for FAD-GDH is affected by PAM, and have completed the present invention. That is, the object of the present invention is to suppress the influence of other sugars such as dissolved oxygen and maltose on the measurement value by the measurement system of the reagent containing FAD-GDH and potassium ferricyanide, and PAM is the measurement value.
  • An object of the present invention is to provide a blood glucose measurement means for suppressing the influence on the blood glucose.
  • the present invention relates to a measuring apparatus in which a biosensor is detachably provided on the apparatus main body.
  • the biosensor includes a first electrode, a second electrode, a sample space into which a specimen is introduced so as to be in contact with the first electrode and the second electrode, and a reagent.
  • the measuring apparatus includes voltage applying means electrically connected to the first electrode and the second electrode, and measuring means for measuring a current value generated between the first electrode and the second electrode.
  • the reagent contains at least glucose dehydrogenase using flavin compound as a coenzyme and potassium ferricyanide. Each component of the reagent is applied to at least one of the first electrode and the second electrode.
  • the voltage applying means applies a voltage of 200 mV or less between the first electrode and the second electrode for a predetermined time.
  • the measuring means includes a current value generated between the first electrode and the second electrode when the voltage applying means applies a voltage of 200 mV or less between the first electrode and the second electrode. Measure.
  • the measuring device is for electrochemically detecting glucose in the specimen.
  • the specimen include mainly liquids such as blood, saliva, and urine.
  • the specimen, FAD-GDH, and potassium ferricyanide are mixed, and glucose causes an enzymatic reaction. Due to the potential applied between the first electrode and the second electrode, the charge generated during the enzymatic reaction flows between the first electrode and the second electrode via potassium ferricyanide, so that glucose is electrically It can be detected.
  • the voltage applied by the voltage application means between the first electrode and the second electrode for a certain period of time is preferably in the range of 100 to 200 mV.
  • the first electrode functions as a working electrode and is preferably made of carbon.
  • the present invention provides a first electrode, a second electrode, a sample space into which a specimen is introduced so as to be in contact with the first electrode and the second electrode, and at least one of the first electrode and the second electrode.
  • a measuring method comprising a biosensor having a coated reagent, wherein at least glucose dehydrogenase and potassium ferricyanide having a flavin compound as a coenzyme are used as the reagent, the first electrode and the first electrode It may be understood as a measurement method in which a voltage of 200 mV or less is applied between the two electrodes for a certain period of time, and a current value generated between the first electrode and the second electrode is measured.
  • the use of FAD-GDH suppresses other sugars such as dissolved oxygen and maltose from affecting the measurement value, and is applied between the first electrode and the second electrode.
  • the potential By setting the potential to 200 mV or less, the PAM is suppressed from affecting the measurement value.
  • FIG. 1 is a perspective view showing an appearance of a blood glucose measurement device 10 according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is an exploded perspective view of the biosensor 11.
  • the blood glucose measurement device 10 includes a biosensor 11 and a device body 12.
  • the biosensor 11 and the apparatus main body 12 are electrically connected by inserting the biosensor 11 into the connection portion 13 of the apparatus main body 12.
  • the biosensor 11 is replaced for each blood glucose measurement.
  • the apparatus main body 12 is an electronic apparatus in which an electronic component is accommodated in a housing 50.
  • a liquid crystal display 51 and operation keys 52, 53, and 54 are disposed on the front side of the housing 50.
  • the operation keys 52, 53, and 54 are for generating corresponding commands based on user operations.
  • the liquid crystal display 51 displays the state of the apparatus main body 12, measurement results, error display, and the like.
  • a control board as a voltage applying unit and a measuring unit is built in the housing 50.
  • the control board is configured as an arithmetic device having a CPU, a ROM, a RAM, and the like, and is electrically connected to the liquid crystal display 51 and the operation keys 52, 53, and 54.
  • the control board In response to input from the operation keys 52, 53, and 54, the control board operates a program stored in advance in the ROM.
  • a power source for applying a potential to the biosensor 11 is built in the housing 50.
  • the control board applies a predetermined potential to the biosensor 11 from the power source.
  • the power supply and the control board constitute voltage application means.
  • the control board calculates a blood glucose level from the current value flowing through the biosensor 11 in response to a predetermined potential. The calculated blood glucose level is displayed on the liquid crystal display 51.
  • the biosensor 11 As shown in FIG. 1, the biosensor 11 has an elongated sheet shape.
  • the biosensor 11 is attached to the apparatus main body 12 by inserting one end of the biosensor 11 in the longitudinal direction 101 into the connection portion 13 of the apparatus main body 12. Further, when the biosensor 11 is pulled out in the longitudinal direction 101, the biosensor 11 is removed from the apparatus main body 10.
  • the front and back of the biosensor 11 are relative, any of them may be front or back.
  • the side that appears in FIG. 1 is referred to as the front, and the side that does not appear in FIG. 1 is referred to as the back. That is, the biosensor 11 has a sheet shape in which the front surface 21 and the back surface 22 form front and back surfaces.
  • the biosensor 11 mainly includes a first substrate 23, a first electrode 24, a spacer 25, a second electrode 26, a third electrode 27, and a second substrate 28.
  • the first substrate 23, the spacer 25, the first electrode 24, the second electrode 26, the third electrode 27, and the second substrate 28 are stacked in this order from the upper side in FIG. It is configured.
  • the first substrate 23 is a sheet that is substantially the same shape as the biosensor 11 in plan view and is slightly shorter than the second substrate 24 in the longitudinal direction 101.
  • the first substrate 23 is made of an electrically insulating material.
  • the electrically insulating material include polyesters such as polyethylene terephthalate (PET) and polymethyl methacrylate (PMMA), fluororesin, polycarbonate, and glass.
  • One surface of the first substrate 23 constitutes the surface 21.
  • a pair of colored portions 30 and 31 are formed at both ends in the direction 102.
  • the colored portions 30 and 31 are color-coded with the surface 21.
  • the coloring portions 30 and 31 are for facilitating visual recognition of the position of a sample introduction port 41 to be described later. Therefore, the coloring portions 30 and 31 are arranged immediately above the sample introduction port 41.
  • each component of the reagent is fixed in a region 42 corresponding to the space 40. Details of each component of the reagent will be described later.
  • the second substrate 28 is a sheet having substantially the same shape as the biosensor 11 in plan view.
  • the second substrate 28 is made of an electrically insulating material.
  • the electrically insulating material include polyesters such as polyethylene terephthalate (PET) and polymethyl methacrylate (PMMA), fluororesin, polycarbonate, and glass.
  • One surface of the second substrate 28 constitutes the back surface 22.
  • a first electrode 24, a second electrode 26, and a third electrode 27 are provided on the surface 34 opposite to the back surface 22.
  • one end side in the longitudinal direction 101 inserted into the connection portion 13 of the apparatus main body 12 is not opposed to the first substrate 23.
  • the colored portion similar to the colored portions 30 and 31 is formed on the back surface 22 of the second substrate 28.
  • the first electrode 24 is provided on the surface 34 of the second substrate 28 opposite to the back surface 22.
  • the first electrode 24 extends in the longitudinal direction 101 on the surface 34 of the second substrate 28, and has a width of about 1/3 of the second substrate 28 in the direction 102.
  • the 1st electrode 24 is arrange
  • Examples of the material of the first electrode 24 include carbon. By using carbon for the first electrode 24, the resistance value of the first electrode 24 made of carbon becomes lower than the resistance value of the electrode using silver / silver chloride, gold, palladium, platinum, etc.
  • the first electrode 24 is laminated on the surface 34 with respect to the first substrate 23 by a method such as a screen printing method, an ink jet method, sputtering, vacuum deposition, sol-gel method, cluster beam deposition, or PLD.
  • a method such as a screen printing method, an ink jet method, sputtering, vacuum deposition, sol-gel method, cluster beam deposition, or PLD.
  • the end corresponding to the connection portion 13 side of the apparatus main body 12 is exposed without facing the first substrate 23. This end is a connection terminal 33 that is electrically connected to the apparatus main body 12.
  • the second electrode 26 is provided on the surface 34 opposite to the back surface 22 of the second substrate 28.
  • the second electrode 26 extends in the longitudinal direction 101 on the surface 34 of the second substrate 28, and has a width of about 1/3 of the second substrate 28 in the direction 102.
  • the 2nd electrode 26 is arrange
  • the material for the second electrode 26 include carbon, silver / silver chloride, gold, palladium, and platinum.
  • an end corresponding to the connection portion 13 side of the apparatus main body 12 is exposed without facing the first substrate 23. This end is a connection terminal 37 that is electrically connected to the apparatus main body 12.
  • the third electrode 27 is provided on the surface 34 of the second substrate 28 opposite to the back surface 22.
  • the third electrode 27 extends in the longitudinal direction 101 on the surface 34 of the second substrate 28, and has a width of about 1/3 of the second substrate 28 in the direction 102.
  • the third electrode 27 is disposed in an electrically unconnected manner with the first electrode 24 and the second electrode 26.
  • Examples of the material for the third electrode 27 include carbon, silver / silver chloride, gold, palladium, and platinum.
  • the third electrode 27 is an electrode for detecting whether blood is introduced into the space 40.
  • the end corresponding to the connection portion 13 side of the apparatus main body 12 is exposed without facing the first substrate 23. This end is a connection terminal 39 that is electrically connected to the apparatus main body 12.
  • the spacer 25 is a sheet having substantially the same shape as the biosensor 11 in plan view.
  • the spacer 25 has a space 40 extending in the direction 102 at a position corresponding to the coloring portions 30 and 31. That is, the spacer 25 is composed of two sheets separated by the space 40 with respect to the longitudinal direction 101.
  • the space 40 forms a sample space corresponding to the thickness of the spacer 25 between the region 38 and the region 42. That is, the space 40 becomes the sample space.
  • a part of the first electrode 24, a part of the second electrode 26, and a part of the third electrode 27 are exposed.
  • each component of the reagent is fixed in a region 38 corresponding to the space 40. Details of each component of the reagent will be described later.
  • the space 40 is opened at the end of the biosensor 11, and this opening serves as the sample introduction port 41.
  • the space 40 is also opened at a position facing the sample introduction port 41.
  • Reagents immobilized in the regions 38 and 42 include FAD-GDH, potassium ferricyanide, a water-soluble polymer, a surfactant, and a buffer.
  • the reagent may further contain other components.
  • Each component of the reagent may be selectively fixed to the regions 38 and 42, but as in this embodiment, the first electrode 24 functions as a working electrode and the second electrode 26 functions as a counter electrode. In this case, it is preferable that FAD-GDH and potassium ferricyanide are fixed to the region 38 of the first electrode 24.
  • a well-known method is employ
  • the user inserts the biosensor 11 into the connection portion 13 of the apparatus main body 12 when measuring blood glucose.
  • the user introduces blood collected from a finger or the like into the space 40.
  • the conductive state between the first electrode 24 and the third electrode 27 changes.
  • the arithmetic unit constituted by the control board determines that blood is introduced into the space 40 due to the change in the conductive state.
  • the voltage applying means constituted by the control board and the power supply waits for 10 seconds after judging that blood has been introduced into the blood 40, and thereafter, the connection terminal 33 of the first electrode 24 and the connection terminal of the second electrode 26 A predetermined potential is applied to 37 for 10 seconds.
  • the predetermined potential is set within a range of 100 to 200 mV.
  • the 1st electrode 24 becomes a working electrode and the 2nd electrode 26 becomes a counter electrode.
  • D-glucono-1,5-lactone and ferrocyanide ions are generated from ferricyanide electrolyzed by glucose and potassium ferricyanide in the blood by FAD-GDH fixed to the second electrode 26. .
  • Oxidation response current flows between the first electrode 24 and the second electrode 26 by oxidizing the ferrocyan ion at the first electrode 24. Based on the oxidation response current flowing between the first electrode 24 and the second electrode 26 in this way, the measuring means constituted by the control substrate calculates the glucose concentration and displays the result on the liquid crystal display 51.
  • the use of FAD-GDH as an enzyme that reacts with glucose suppresses other sugars such as dissolved oxygen and maltose from affecting the measurement value, and the first electrode 24 and the second electrode.
  • the potential applied between the electrodes 26 is 200 mV or less, the PAM is suppressed from affecting the measurement value.
  • biosensor 11 As the biosensor, the biosensor 11 having the same configuration as that of the above-described embodiment was used. Carbon was used as a material for the first electrode 24, the second electrode 26 and the third electrode 27. Region 38 of biosensor 11 includes 2.31 w / v% FAD-GDH, 7.10 w / v% potassium ferricyanide, 4.61 w / v% polyvinylpyrrolidone, 1.68 w / v% tetradecyltrimethylammonium, and 2 0.88 ⁇ L of a reagent containing 70 w / v% MES was applied and dried. In the region 42 of the biosensor 11, 0.44 ⁇ L of a reagent containing 0.14 w / v% of Torton X-100 was applied and dried.

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Abstract

　ＦＡＤ－ＧＤＨ及びフェリシアン化カリウムを含む試薬の測定系により、溶存酸素やマルトースなどの他の糖が測定値に影響することを抑制し、かつＰＡＭが測定値に影響することを抑制する血糖測定手段を提供する。　バイオセンサ１１は、第１電極２４と、第２電極２６と、空間４０と、試薬と、を備える。試薬は、少なくとも、フラビン化合物を補酵素とするグルコースデヒドロゲナーゼ及びフェリシアン化カリウムを含む。試薬の各成分は、第１電極２４又は第２電極２６の少なくともいずれか一方に塗布されている。血糖測定装置１０は、２００ｍＶ以下の電圧を第１電極２４と第２電極２６との間に一定時間印加したときに、第１電極２４と第２電極２６との間に生じた電流値を測定する。　

Description

測定装置及び測定方法
　本発明は、フラビン化合物を補酵素とするグルコースデヒドロゲナーゼ及びフェリシアン化カリウムを含む試薬が塗布された電極に電位を印加して、電極間に生じた電流値を測定する測定装置及び測定方法に関する。
　近年、糖尿病の患者が各国において増加している。糖尿病の治療としては、例えば、インスリン療法がある。インスリンは血糖値をコントロールする薬物として知られており、糖尿病の治療薬として糖尿病患者に投与されている。インスリンを投与する必要性は、糖尿病患者の血糖値に基づいて判断される。このため、糖尿病患者にとって、血糖値の把握が重要である。血糖値とは、血液中のグルコース濃度である。糖尿病患者自らが自分の血糖値を簡易に測定できることを目的として、簡易な血糖測定装置が開発されている。
　前述された血糖測定装置として、バイオセンサが用いられるものが知られている（特許文献１～４）。バイオセンサは、血糖と反応する酵素が固定された電極を有する。血糖値の測定に用いられる酵素として、グルコースオキシターゼ（以下、「ＧＯＤ」と略されることがある。）やグルコースデヒドロゲナーゼ（以下、「ＧＤＨ」と略されることがある。）が知られている。バイオセンサにおいて、酵素が固定された電極が作用極と称され、試料中に電子を供給する電極が対極と称される。
　試料である血液がバイオセンサに導入され、その血液中のグルコースに作用極のＧＯＤが反応すると、グルコースがグルコン酸及び過酸化水素に分解され、その過酸化水素が水及び電子に分解される。このようにして発生した電子が作用極に伝達される。一方、対極からは血液中に電子が供給される。このようにして、ＧＯＤとグルコースとの反応によって、作用極と対極との間に電流が流れる。そして、流れた電流値に基づいて、血液中のグルコース濃度、つまり血糖値が算出される。また、作用極には、電子を伝達する物質が固定されることがある。この物質は、電子メディエータと称される。電子メディエータとして、例えば、フェリシアン化カリウム（ヘキサシアノ酸（III）カリウム）、ヘキサアンミンルテニウムやキノン誘導体類等の有機化合物、又は有機－金属錯体などが挙げられる。
　ＧＯＤは、グルコースに対する特異性が高く、かつ熱安定性に優れているという利点を有する一方、血液中の溶存酸素が測定値に影響するという問題が知られている。ＧＤＨは、溶存酸素の影響を受けないという利点があるが、安定性が低く、また、基質特異性に乏しいので、マルトースやラクトースのようなグルコース以外の糖類にも反応するという問題が知られている。このような問題に対して、フラビン化合物を補酵素とするグルコースデヒドロゲナーゼ（以下、「ＦＡＤ－ＧＤＨ」と略されることがある。）が、熱安定性に優れ、マルトースなどの影響を受けにくい酵素として見いだされている（特許文献５）。
　また、前述された血糖測定装置において、作用極と対極との間に印加する電位を変化させることによって、測定範囲や測定精度を向上させることが試みられている（特許文献６，７）。
特開２００９－９７８７７号公報 特開２００５－４３２８０号公報 特開２００５－３７３３５号公報 特開２００２－１０７３２５号公報 特開２００９－１９５２５０号公報 特許第３４８７０６４号公報 特許第３５２８５２１号公報
　近年、血糖測定において、プラリドキシムヨウ化メチル（以下、「ＰＡＭ」と略されることがある。）の影響があることが知られてきている。ＰＡＭは、有機リン中毒の解毒剤として静脈注射などによってヒトに投与される。血中にＰＡＭが存在すると、血糖測定において実際よりも高い血糖値が測定される傾向にある。その結果、真の血糖値より高いＰＡＭの影響を受けた血糖値に基づいてインスリンが過量に投与され、低血糖症状を惹起させるというおそれがある。
　本発明者らは、鋭意研究の結果、ＦＡＤ－ＧＤＨに最適なメディエータとして用いられるフェリシアン化カリウムがＰＡＭの影響を受ける可能性を見いだし、本発明を完成するに至った。すなわち、本発明の目的とするところは、ＦＡＤ－ＧＤＨ及びフェリシアン化カリウムを含む試薬の測定系により、溶存酸素やマルトースなどの他の糖が測定値に影響することを抑制し、かつＰＡＭが測定値に影響することを抑制する血糖測定手段を提供することにある。
　本発明は、バイオセンサが装置本体に着脱可能に設けられた測定装置に関する。上記バイオセンサは、第１電極と、第２電極と、検体が当該第１電極及び第２電極と接触可能に導入される試料空間と、試薬と、を備える。上記測定装置は、第１電極及び第２電極と電気的に接続された電圧印加手段と、当該第１電極と当該第２電極との間に生じた電流値を測定する測定手段と、を備える。上記試薬は、少なくとも、フラビン化合物を補酵素とするグルコースデヒドロゲナーゼ及びフェリシアン化カリウムを含む。上記試薬の各成分が、第１電極又は第２電極の少なくともいずれか一方に塗布されている。上記電圧印加手段は、２００ｍＶ以下の電圧を上記第１電極と上記第２電極との間に一定時間印加する。上記測定手段は、上記電圧印加手段が２００ｍＶ以下の電圧を上記第１電極と上記第２電極との間に印加したときに、当該第１電極と当該第２電極との間に生じた電流値を測定する。
　測定装置は、検体中のグルコースを電気化学的に検出するためのものである。検体としては、血液や唾液、尿などの主として液体が挙げられる。試料空間において、検体が第１電極及び第２電極と接触されることにより、検体とＦＡＤ－ＧＤＨ及びフェリシアン化カリウムとが混合されて、グルコースが酵素反応を起こす。第１電極と第２電極との間に印加される電位によって、酵素反応の過程において生成される電荷がフェリシアン化カリウムを介して第１電極及び第２電極間に流れることによって、グルコースが電気的に検出可能となる。
　上記電圧印加手段が、上記第１電極と上記第２電極との間に一定時間印加する電圧は、１００～２００ｍＶの範囲内であることが好ましい。
　また、上記第１電極は作用極として機能するものであってカーボン製であることが好ましい。
　また、本発明は、第１電極と、第２電極と、検体が当該第１電極及び第２電極と接触可能に導入される試料空間と、上記第１電極又は上記第２電極の少なくとも一方に塗布された試薬と、を有するバイオセンサを備えた測定装置による測定方法であって、上記試薬として、少なくとも、フラビン化合物を補酵素とするグルコースデヒドロゲナーゼ及びフェリシアン化カリウムを用い、上記第１電極と上記第２電極との間に２００ｍＶ以下の電圧を一定時間印加して、当該第１電極と当該第２電極との間に生じた電流値を測定する測定方法として捉えられてもよい。
　本発明によれば、ＦＡＤ－ＧＤＨが用いられることにより、溶存酸素やマルトースなどの他の糖が測定値に影響することが抑制され、かつ第１電極と第２電極との間に印加される電位が２００ｍＶ以下とされることにより、ＰＡＭが測定値に影響することが抑制される。
図１は、本発明の実施形態に係る血糖測定装置１０の外観を示す斜視図である。 図２は、バイオセンサ１１の分解斜視図である。
２４・・・第１電極
２６・・・第２電極
４０・・・空間（試料空間）
　以下に、適宜図面が参照されて、本発明の好ましい実施形態が説明される。なお、以下に説明される各実施形態は本発明の一例にすぎず、本発明の要旨を変更しない範囲で、本発明の実施形態が適宜変更できることは言うまでもない。
［血糖測定装置１０］
　図１に示されるように、血糖測定装置１０は、バイオセンサ１１と装置本体１２とを有する。バイオセンサ１１が装置本体１２の接続部１３に差し込まれることによって、バイオセンサ１１と装置本体１２とが電気的に接続される。バイオセンサ１１は、１回の血糖測定毎に取り替えられるものである。
［装置本体１２］
　図１に示されるように、装置本体１２は、筐体５０に電子部品が収容された電子装置である。筐体５０の表側には、液晶ディスプレイ５１及び操作キー５２，５３，５４が配置されている。操作キー５２，５３，５４は、ユーザの操作に基づいて対応するコマンドを発生させるためのものである。液晶ディスプレイ５１は、装置本体１２の状態や測定結果、エラー表示などを行う。各図には現れていないが、筐体５０の内部には、電圧印加手段及び測定手段としての制御基板が内蔵されている。制御基板は、ＣＰＵ、ＲＯＭ、ＲＡＭなどを有する演算装置として構成されており、液晶ディスプレイ５１及び操作キー５２，５３，５４と電気的に接続されている。操作キー５２，５３，５４からの入力に応じて、制御基板は、予めＲＯＭに格納されたプログラムを動作させる。また、筐体５０の内部には、バイオセンサ１１に電位を印加するための電源が内蔵されている。制御基板は、電源から所定の電位をバイオセンサ１１に印加する。この電源及び制御基板によって、電圧印加手段が構成されている。また、制御基板は、所定の電位に応答してバイオセンサ１１に流れた電流値から血糖値を演算する。演算された血糖値は、液晶ディスプレイ５１に表示される。
［バイオセンサ１１］
　図１に示されるように、バイオセンサ１１は、細長なシート形状である。バイオセンサ１１の長手方向１０１の一端が、装置本体１２の接続部１３に差し込まれることによって、バイオセンサ１１が装置本体１２に装着される。また、バイオセンサ１１が長手方向１０１に引き抜かれることによって、バイオセンサ１１が装置本体１０から取り外される。
　バイオセンサ１１の表裏は相対的な関係なので、いずれが表であっても裏であってもよい。本実施形態においては、図１に現れる側が表と称され、図１に現れない側が裏と称される。つまり、バイオセンサ１１は、表面２１及び裏面２２が表裏面をなすシート形状である。
　図２に示されるように、バイオセンサ１１は、主として、第１基板２３、第１電極２４、スペーサ２５、第２電極２６、第３電極２７及び第２基板２８を有する。図２における上側、つまり表側から順に、第１基板２３、スペーサ２５、第１電極２４、第２電極２６及び第３電極２７、第２基板２８の順に積層されて、シート形状のバイオセンサ１１が構成されている。
［第１基板２３］
　図２に示されるように、第１基板２３は、平面視がバイオセンサ１１と概ね同じ形状であって、長手方向１０１において第２基板２４より若干短いシートである。第１基板２３は、電気絶縁性の材料からなる。この電気絶縁性の材料として、例えばポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）、ポリメタクリル酸メチル（ＰＭＭＡ）等のポリエステルや、フッ素樹脂及びポリカーボネイト、ガラスなどが挙げられる。
　第１基板２３の一方の面は、表面２１を構成する。第１基板２３の表面２１には、方向１０２の両端に一対の着色部３０，３１が形成されている。着色部３０，３１は、表面２１と色分けされたものである。着色部３０，３１は、後述される試料導入口４１の位置の視認を容易にするためのものである。したがって、着色部３０，３１は、試料導入口４１の直上に配置されている。第１基板２３において、空間４０に対応する領域４２には、試薬の各成分が固定されている。試薬の各成分の詳細については、後述される。
［第２基板２８］
　図２に示されるように、第２基板２８は、平面視がバイオセンサ１１と概ね同じ形状のシートである。第２基板２８は、電気絶縁性の材料からなる。この電気絶縁性の材料として、例えばポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）、ポリメタクリル酸メチル（ＰＭＭＡ）等のポリエステルや、フッ素樹脂及びポリカーボネイト、ガラスなどが挙げられる。
　第２基板２８の一方の面は、裏面２２を構成する。裏面２２と反対側の面３４には第１電極２４，第２電極２６及び第３電極２７が設けられている。第２基板２８において、装置本体１２の接続部１３に差し込まれる長手方向１０１の一端側は、第１基板２３とは対向されていない。なお、各図には現れていないが、第２基板２８の裏面２２には、着色部３０，３１と同様の着色部が形成されている。
［第１電極２４］
　図２に示されるように、第１電極２４は、第２基板２８における裏面２２と反対側の面３４に設けられている。第１電極２４は、第２基板２８の面３４において、長手方向１０１へ延出されており、方向１０２において第２基板２８の１／３程度の幅を有する。面３４において、第１電極２４は、後述される第２電極２６及び第３電極２７と電気的に非接続に配置されている。第１電極２４の素材としては、例えば、カーボンが挙げられる。第１電極２４にカーボンが用いられることによって、銀／塩化銀、金、パラジウム、白金などが用いられた電極の抵抗値より、カーボン製の第１電極２４の抵抗値が低くなるので、比較的弱い電位による小さな応答電流によっても、血糖値の測定感度が維持され易くなる。第１電極２４は、第１基板２３に対して、スクリーン印刷法、インクジェット法、スパッタリング、真空蒸着、ゾルゲル法、クラスタビーム蒸着又はＰＬＤなどの手法によって面３４に積層されている。第１電極２４において、装置本体１２の接続部１３側に対応する端部は、第１基板２３と対向せずに露出されている。この端部が装置本体１２と電気的に接続される接続端子３３である。
［第２電極２６］
　図２に示されるように、第２電極２６は、第２基板２８における裏面２２と反対側の面３４に設けられている。第２電極２６は、第２基板２８の面３４において、長手方向１０１へ延出されており、方向１０２において第２基板２８の１／３程度の幅を有する。面３４において、第２電極２６は、第１電極２４及び後述される第３電極２７と電気的に非接続に配置されている。第２電極２６の素材としては、例えば、カーボン、銀／塩化銀、金、パラジウム、白金などが挙げられる。第２電極２６において、装置本体１２の接続部１３側に対応する端部は、第１基板２３と対向せずに露出されている。この端部が装置本体１２と電気的に接続される接続端子３７である。
［第３電極２７］
　図２に示されるように、第３電極２７は、第２基板２８における裏面２２と反対側の面３４に設けられている。第３電極２７は、第２基板２８の面３４において、長手方向１０１へ延出されており、方向１０２において第２基板２８の１／３程度の幅を有する。面３４において、第３電極２７は、第１電極２４及び第２電極２６と電気的に非接続に配置されている。第３電極２７の素材としては、例えば、カーボン、銀／塩化銀、金、パラジウム、白金などが挙げられる。第３電極２７は、空間４０へ血液が導入されたか否かを検出するための電極である。第３電極２７において、装置本体１２の接続部１３側に対応する端部は、第１基板２３と対向せずに露出されている。この端部が装置本体１２と電気的に接続される接続端子３９である。
［スペーサ２５］
　図２に示されるように、スペーサ２５は、平面視がバイオセンサ１１と概ね同じ形状のシートである。スペーサ２５としては、電気絶縁性を有する両面テープが好適に用いられる。スペーサ２５は、着色部３０，３１に対応する位置に、方向１０２へ延びる空間４０を有する。つまり、スペーサ２５は、長手方向１０１に対して空間４０によって分断された２枚のシートから構成されている。空間４０によって、領域３８と領域４２との間に、スペーサ２５の厚み分の試料空間が形成される。つまり、空間４０が試料空間となる。空間４０には、第１電極２４の一部、第２電極２６の一部及び第３電極２７の一部がそれぞれ露出されている。第１電極２４において、空間４０に対応する領域３８には、試薬の各成分が固定されている。試薬の各成分の詳細については、後述される。
　図１に示されるように、空間４０は、バイオセンサ１１の端に開口されており、この開口が試料導入口４１となる。なお、図１には現れていないが、試料導入口４１と対向する位置においても空間４０が開口されている。試料導入口４１が血液に曝されると、毛細管作用によって血液が空間４０に流れ込む。
［領域３８，４２へ固定される試薬の成分］
　領域３８，４２に固定される試薬は、ＦＡＤ－ＧＤＨ、フェリシアン化カリウム、水溶性高分子、界面活性剤及び緩衝液を含む。なお、試薬は、更に他の成分を含んでもよい。この試薬の各成分は、領域３８，４２に任意に選択的に固定されてよいが、本実施形態のように、第１電極２４が作用極として機能し、第２電極２６が対極として機能するのであれば、ＦＡＤ－ＧＤＨ及びフェリシアン化カリウムは第１電極２４の領域３８に固定されることが好ましい。また、試薬の各成分が、領域３８，４２にそれぞれ塗布される手法は、公知の手法が採用される。このような公知の手法として、例えば、ディッピング法やスクリーン印刷法、オフセット印刷法、インクジェット印刷法などが挙げられる。
［血糖の測定方法］
　以下、血糖測定装置１０を用いた血糖の測定方法が説明される。
　ユーザは、血糖の測定に際して、装置本体１２の接続部１３にバイオセンサ１１を差し込む。ユーザは、指などから採取して血液を、空間４０に導入する。空間４０において、血液が第１電極２４及び第３電極２７に接触すると、第１電極２４と第３電極２７との間の導電状態が変化する。制御基板により構成される演算装置は、この導電状態の変化によって、空間４０に血液が導入されたと判断する。
　制御基板及び電源により構成される電圧印加手段は、血液４０に血液が導入されたと判断してから、１０秒間待機し、その後に、第１電極２４の接続端子３３及び第２電極２６の接続端子３７に所定の電位を１０秒間印加する。所定の電位は、１００～２００ｍＶの範囲内に設定されている。これにより、第１電極２４が作用極となり、第２電極２６が対極となる。空間４０においては、第２電極２６に固定されたＦＡＤ－ＧＤＨによって、血液中のグルコース及びフェリシアン化カリウムが電解したフェリシアンイオンから、Ｄ－グルコノ－１，５－ラクトン及びフェロシアンイオンが生成される。このフェロシアンイオンが第１電極２４において酸化されることにより、第１電極２４と第２電極２６との間に酸化応答電流が流れる。このようにして第１電極２４及び第２電極２６間に流れた酸化応答電流に基づいて、制御基板により構成される測定手段はグルコース濃度を演算し、その結果を液晶ディスプレイ５１に表示する。
［本実施形態の作用効果］
　本実施形態によれば、グルコースと反応する酵素としてＦＡＤ－ＧＤＨが用いられることにより、溶存酸素やマルトースなどの他の糖が測定値に影響することが抑制され、かつ第１電極２４と第２電極２６との間に印加される電位が２００ｍＶ以下とされることにより、ＰＡＭが測定値に影響することが抑制される。
　以下、本発明の実施例が説明される。
［バイオセンサ］
　バイオセンサとしては、前述された実施形態と同様の構成のバイオセンサ１１を用いた。第１電極２４、第２電極２６及び第３電極２７の素材としてはカーボンを用いた。バイオセンサ１１の領域３８には、２．３１ｗ／ｖ％ＦＡＤ－ＧＤＨ、７．１０ｗ／ｖ％フェリシアン化カリウム、４．６１ｗ／ｖ％ポリビニルピロリドン、１．６８ｗ／ｖ％テトラデシルトリメチルアンモニウム、及び２．７０ｗ／ｖ％ＭＥＳを含む試薬を０．８８μＬ塗布して乾燥させた。バイオセンサ１１の領域４２には、０．１４ｗ／ｖ％のＴｏｒｉｔｏｎＸ－１００を含む試薬を０．４４μＬ塗布して乾燥させた。
［実施例１］
　ＰＡＭを０．０ｍｇ／ｍＬ，０．５ｍｇ／ｍＬ，１．０ｍｇ／ｍＬ，１．５ｍｇ／ｍＬ，２．０ｍｇ／ｍＬとなるように添加されたＭＥＳ緩衝液各０．３μＬを検体として用い、検体が検知された後に、第１電極２４と第２電極２６との間の電位を１０秒間、０ｍＶに保持し、その後、第１電極２４と第２電極２６との間の電位を１０秒間、１５０ｍＶに保持して、１５０ｍＶを印加した２秒後の応答電流を測定した。この測定を３回（ｎ＝３）繰り返した。３回の測定結果の平均値を表１に示す。
［実施例２］
　ＰＡＭを０．０ｍｇ／ｍＬ，０．５ｍｇ／ｍＬ，１．０ｍｇ／ｍＬ，１．５ｍｇ／ｍＬ，２．０ｍｇ／ｍＬとなるように添加されたＭＥＳ緩衝液各０．３μＬを検体として用い、検体が検知された後に、第１電極２４と第２電極２６との間の電位を１０秒間、０ｍＶに保持し、その後、第１電極２４と第２電極２６との間の電位を１０秒間、２００ｍＶに保持して、２００ｍＶを印加した２秒後の応答電流を測定した。この測定を３回（ｎ＝３）繰り返した。３回の測定結果の平均値を表１に示す。
［比較例１］
　ＰＡＭを０．０ｍｇ／ｍＬ，０．５ｍｇ／ｍＬ，１．０ｍｇ／ｍＬ，１．５ｍｇ／ｍＬ，２．０ｍｇ／ｍＬとなるように添加されたＭＥＳ緩衝液各０．３μＬを検体として用い、検体が検知された後に、第１電極２４と第２電極２６との間の電位を１０秒間、０ｍＶに保持し、その後、第１電極２４と第２電極２６との間の電位を１０秒間、２５０ｍＶに保持して、２５０ｍＶを印加した２秒後の応答電流を測定した。この測定を３回（ｎ＝３）繰り返した。３回の測定結果の平均値を表１に示す。
［比較例２］
　ＰＡＭを０．０ｍｇ／ｍＬ，０．５ｍｇ／ｍＬ，１．０ｍｇ／ｍＬ，１．５ｍｇ／ｍＬ，２．０ｍｇ／ｍＬとなるように添加されたＭＥＳ緩衝液各０．３μＬを検体として用い、検体が検知された後に、第１電極２４と第２電極２６との間の電位を１０秒間、０ｍＶに保持し、その後、第１電極２４と第２電極２６との間の電位を１０秒間、３００ｍＶに保持して、３００ｍＶを印加した２秒後の応答電流を測定した。この測定を３回（ｎ＝３）繰り返した。３回の測定結果の平均値を表１に示す。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000001
　表１に示されるように、実施例１，２では、ＰＡＭが添加されていない検体の測定値（電流値；μＡ）に対して、ＰＡＭが添加された検体の測定値（μＡ）の増加が、２０．４％以下であった。これに対して、比較例１では、ＰＡＭの添加量が１．５ｍｇ／ｍＬ以上になると、測定値（μＡ）が３５％以上増加した。また、比較例２では、ＰＡＭの添加量が０．５ｍｇ／ｍＬであっても、測定値（μＡ）が３５％近く増加し、ＰＡＭの添加量が１．０ｍｇ／ｍＬ以上になると、測定値（μＡ）が４５％以上増加した。これにより、実施例１、２において、測定値（μＡ）がＰＡＭの影響を受け難いことが確認された。
　

Claims (5)

  1. 　バイオセンサが装置本体に着脱可能に設けられた測定装置であって、
    　上記バイオセンサは、第１電極と、第２電極と、検体が当該第１電極及び第２電極と接触可能に導入される試料空間と、試薬と、を備え、
    　上記測定装置は、第１電極及び第２電極と電気的に接続された電圧印加手段と、当該第１電極と当該第２電極との間に生じた電流値を測定する測定手段と、を備え、
    　上記試薬は、少なくとも、フラビン化合物を補酵素とするグルコースデヒドロゲナーゼ及びフェリシアン化カリウムを含み、
    　上記試薬の各成分が、第１電極又は第２電極の少なくともいずれか一方に塗布されており、
    　上記電圧印加手段は、２００ｍＶ以下の電圧を上記第１電極と上記第２電極との間に一定時間印加し、
    　上記測定手段は、上記電圧印加手段が２００ｍＶ以下の電圧を上記第１電極と上記第２電極との間に印加したときに、当該第１電極と当該第２電極との間に生じた電流値を測定するものである測定装置。
  2. 　上記電圧印加手段は、１００～２００ｍＶの電圧を上記第１電極と上記第２電極との間に一定時間印加し、
    　上記測定手段は、上記電圧印加手段が１００～２００ｍＶ以下の電圧を上記第１電極と上記第２電極との間に印加したときに、当該第１電極と当該第２電極との間に生じた電流値を測定するものである請求項１に記載の測定装置。
  3. 　上記第１電極は作用極として機能するものであってカーボン製である請求項１又は２に記載の測定装置。
  4. 　第１電極と、第２電極と、検体が当該第１電極及び第２電極と接触可能に導入される試料空間と、上記第１電極又は上記第２電極の少なくとも一方に塗布された試薬と、を有するバイオセンサを備えた測定装置による測定方法であって、
    　上記試薬として、少なくとも、フラビン化合物を補酵素とするグルコースデヒドロゲナーゼ及びフェリシアン化カリウムを用い、
    　上記第１電極と上記第２電極との間に２００ｍＶ以下の電圧を一定時間印加して、当該第１電極と当該第２電極との間に生じた電流値を測定する測定方法。
  5. 　上記第１電極と上記第２電極との間に１００～２００ｍＶの電圧を一定時間印加して、当該第１電極と当該第２電極との間に生じた電流値を測定する請求項４に記載の測定方法。
    　
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