WO2001055712A1 - Dispositif de mesure a biodetecteur, biodetecteur utilise pour ce dispositif, et liquide standard y relatif - Google Patents

Dispositif de mesure a biodetecteur, biodetecteur utilise pour ce dispositif, et liquide standard y relatif Download PDF

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WO2001055712A1
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electrode
biosensor
current value
oxidation current
counter electrode
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PCT/JP2001/000471
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Inventor
Hiroyuki Tokunaga
Shoji Miyazaki
Original Assignee
Matsushita Electric Industrial Co., Ltd.
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Publication date
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    • G—PHYSICS
    • 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
    • G01N27/3273—Devices therefor, e.g. test element readers, circuitry

Definitions

  • the present invention relates to a measuring device using an electrode-type biosensor, a biosensor used therein, and a dedicated standard solution.
  • FIG. 4 is an exploded perspective view showing an example of the structure of the Darcos sensor.
  • Silver leads 4 and 5 are formed on a PET (polyethylene terephthalate) insulating substrate 7 by screen printing or the like. I have.
  • a quadrangular working electrode 1 is formed of carbon at the tip of the silver lead 4, and the working electrode 1 has a predetermined gap at the tip of the silver lead 5 with the working electrode 1.
  • Counter electrode 2 is formed to surround 1.
  • the other ends of the silver leads 4 and 5 are formed with terminals 4a and 5a, respectively, which are connected to the measuring instrument during measurement.
  • a hydrophilic polymer CMC force carboxymethylcellulose
  • G ⁇ D glucose oxidase
  • Felician as a mediator
  • a reaction layer 12 composed of a chemical rim is formed so as to bridge and cover both electrodes 1 and 2.
  • the cover 18 in which a sample supply groove 10 having an opening 9 at the tip is formed, and the substrate is placed such that the end portion of the sample supply groove 10 is positioned on the reaction layer 12.
  • An air hole 11 is formed at the end of the sample supply groove 10 attached to the sample supply groove 10.
  • the sensor having the above configuration is mounted on the small and simple measuring device for measuring a blood glucose level, and when the blood sample to be measured is brought into contact with the opening 9 of the sample supply groove 10, the capillary is supplied through the sample supply groove 10. Due to the phenomenon, a certain amount (about 3 ⁇ L) of The sample is introduced, a predetermined reaction occurs, and a current value associated with the reaction is read by the measuring device through the terminals 4a and 5a, and from the current value, glucose of the substance to be measured is measured. It measures the content.
  • the field of data management such as management and processing of measurement data
  • the measuring instruments sequentially store measurement values, It is configured so that changes and average values can be easily checked.
  • it is necessary to maintain and control the accuracy of biosensors and measuring devices. I have.
  • measurement data for accuracy control using a dedicated glucose standard solution and measurement data for blood used as a normal sample should not be confused and processed.
  • the device has been devised.
  • the present invention has been made in order to solve the above-described problems, and has a measurement device capable of automatically determining a sample liquid type without any artificial pre-operation and a bag used therein.
  • the purpose is to provide a standard solution and a dedicated standard solution. Disclosure of the invention
  • the invention described in claim 1 of the present invention relates to a method for measuring an object to be measured in a sample liquid on a working electrode, a counter electrode, and a third electrode provided on an insulating substrate so as to bridge the respective electrodes.
  • the sample liquid type can be automatically determined based on the oxidation current value obtained between the third electrode and the counter electrode or between the third electrode and the working electrode after the sample liquid is introduced. Without this, it is possible to automatically determine the sample liquid type.
  • An invention according to claim 2 of the present invention is a measurement device using the biosensor according to claim 1, wherein the determination of the sample liquid type based on the oxidation current value is performed.
  • the oxidation current value obtained between the third electrode and the counter electrode or between the third electrode and the working electrode is compared with a predetermined threshold value. It is.
  • the sample liquid type can be automatically determined based on the oxidation current value obtained between the third electrode and the counter electrode or between the third electrode and the working electrode after the sample liquid is introduced. Without this, it is possible to automatically determine the sample liquid type.
  • An invention according to claim 3 of the present invention is a measurement device using the biosensor according to claim 1, wherein the determination of the sample liquid type based on the oxidation current value is performed.
  • the method is characterized in that the determination is performed based on a time change amount of an oxidation current value obtained between the third electrode and the counter electrode or between the third electrode and the working electrode.
  • the sample liquid type can be automatically determined based on the oxidation current value obtained between the third electrode and the counter electrode or between the third electrode and the working electrode after the sample liquid is introduced. Without this, it is possible to automatically determine the sample liquid type.
  • an invention according to claim 4 of the present invention is a measurement device using the biosensor according to claim 1, wherein the oxidation current value used for determination is the third oxidation current value. After the current value flowing between the second electrode and the counter electrode or between the third electrode and the working electrode reaches a predetermined current value, and furthermore, it is determined that the current value is a value measured when a certain time has elapsed. It is a feature.
  • the biosensor according to claim 5 of the present invention includes a working electrode, a counter electrode, and a third electrode provided on an insulating substrate.
  • a reaction layer that reacts with the substance to be measured is provided, and connection terminals that are electrically connected to the working electrode, the counter electrode, and the third electrode are provided on the insulating substrate. is there.
  • an oxidation current value obtained between the third electrode and the counter electrode or between the third electrode and the working electrode can be measured by a measuring device using the biosensor. It is possible to automatically determine the sample liquid type without any artificial pre-operation.
  • the biosensor according to claim 6 of the present invention is the biosensor according to claim 5, wherein the third electrode is more easily oxidized than a working electrode and a counter electrode. It is characterized by being composed of a material.
  • the invention according to claim 7 of the present invention is the biosensor according to claim 5, wherein a dissolution potential of the material of the third electrode is applied to the biosensor. Characterized by a material lower than the applied voltage. This makes it possible to measure the oxidation current value obtained between the third electrode and the counter electrode or between the third electrode and the working electrode by the measuring device using the biosensor after the sample liquid is introduced into the biosensor. It is possible to automatically determine the sample liquid type without any special pre-operation.
  • the invention according to claim 8 of the present invention is the biosensor according to claim 7, wherein the material of the third electrode is silver, copper, zinc, or any of them. Characterized in that it is a mixed material containing
  • the invention described in claim 9 of the present invention is characterized in that the working electrode, the counter electrode, and the third electrode provided on the insulating substrate are provided in the sample solution so as to bridge the respective electrodes.
  • the content of the measurement target substance is determined from the current value generated by the reaction between the measurement target substance and the reaction layer obtained between the working electrode and the counter electrode.
  • a standard solution dedicated to a biosensor used in the device, wherein a substance for suppressing an oxidation current value obtained by oxidation of the third electrode is compounded.
  • the oxidation current value generated from the third electrode when the dedicated standard solution is introduced and the oxidation current value generated from the third electrode when blood is measured are significantly different.
  • the sample liquid type can be automatically determined without any artificial pre-operation.
  • the invention according to claim 10 of the present invention is the biosensor standard solution according to claim 9, wherein an oxidation current obtained by oxidizing the third electrode is suppressed.
  • the substance is an organic acid.
  • the oxidation current value generated from the third electrode when the dedicated standard solution is introduced and the oxidation current value generated from the third electrode when blood is measured are significantly different.
  • the sample liquid type can be automatically determined without any artificial pre-operation.
  • the invention according to claim 11 of the present invention is the standard solution for a biosensor according to claim 10, wherein the organic acid is benzoic acid, citric acid, sa It is characterized by being at least one of lylic acid, sorbic acid, dehydroacetoic acid and propionic acid.
  • the oxidation current value generated from the third electrode when the dedicated standard solution is introduced and the oxidation current value generated from the third electrode when blood is measured are markedly different. Since they are different, it is possible to automatically determine the sample liquid type without any artificial pre-operation using the above-described measuring device using the biosensor.
  • FIG. 1 is an exploded perspective view of a glucose sensor according to one embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a perspective view of a glucose meter according to one embodiment of the present invention.
  • FIG. 3 is a diagram showing an oxidation current waveform in one embodiment of the present invention.
  • FIG. 4 is an exploded perspective view of a conventional glucose sensor. BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
  • FIG. 1 is an exploded perspective view showing the structure of a glucose sensor according to an embodiment of the present invention, and the same components as those of the conventional sensor shown in FIG. 4 are denoted by the same reference numerals.
  • the point different from the conventional sensor is that a silver lead 6 is further provided in addition to the silver leads 4 and 5, and a third tip for discriminating the sample liquid type is provided at the tip of the silver lead 6.
  • An electrode 3 is arranged on the air hole 11 side near the working electrode 1 and the counter electrode 2, and a connection terminal portion 6a is formed at the other end.
  • the reaction layer 12 covers the working electrode 1, the counter electrode 2, and the third electrode 3 so as to cover them. Is formed.
  • the third electrode 3 may be arranged at any position as long as it is in contact with the measurement sample.
  • the third electrode 3 is made of a material that is more easily oxidized than the working electrode 1 and the counter electrode 2, and corresponds to, for example, silver, copper, zinc, or a mixed material containing them. In the present embodiment, a silver electrode is used as the third electrode 3.
  • the measuring device shown in FIG. 2 is used for the sensor.
  • the power of the measuring device 14 is turned on, and the voltage between the working electrode 1 and the third electrode 3 or between the counter electrode 2 and the third electrode 3 is 0.
  • the device enters a standby state where a voltage of 5 V is applied. This applied voltage is lower than the melting potential of the material used for the third electrode 3, and the applied voltage value differs depending on the material of the third electrode 3.
  • a certain amount (here, about 3 ⁇ m) is supplied to the reaction layer 12 and each electrode portion by capillary action through the sample supply groove 10.
  • Sample is introduced.
  • the oxidation current measured by the third electrode 3 exceeds a certain amount (here, 0.3 // ⁇ 0.5 seconds)
  • the application of the voltage to the sensor 13 is stopped once.
  • the reaction is cultured for a predetermined time.
  • the voltage is re-applied, and the current value corresponding to the blood sugar level is measured.
  • the current value corresponding to the blood glucose level is measured by applying a voltage of 0.5 V between the working electrode 1 and the counter electrode 2, or between the working electrode 1 and the counter electrode 2, and between the third electrode 3 and the third electrode 3. This is done by measuring the current value obtained at the working electrode 1 at that time.
  • a special standard solution used for the measuring device 14 using the glucose sensor according to the present invention will be described.
  • the dedicated standard solution is characterized in that a substance that suppresses oxidation current is further blended into a conventional standard solution containing a certain amount of glucose.
  • the substance that suppresses the oxidation current may be any organic acid, such as benzoic acid, citric acid, salicylic acid, sorbic acid, dehydroacetoic acid, and propionic acid.
  • a special standard solution containing 0.1% by weight of benzoic acid is used. The same effect is obtained when the amount of benzoic acid is 0.01% by weight or more.
  • a voltage of 0.5 V with respect to the counter electrode 2 is applied to the third electrode 3 shown in FIG. 1, and the apparatus waits until the measurement sample is introduced.
  • a voltage of 0.5 V is applied to the third electrode 3 with reference to the counter electrode 2
  • 0.5 is applied to the third electrode 3 with reference to the working electrode 1.
  • a voltage of V may be applied.
  • the measurement sample is introduced from the opening 9 of the sample supply groove 10 and reaches the third electrode 3.
  • an oxidation current is generated at the third electrode 3.
  • FIG. 3 shows the oxidation current value obtained by the third electrode 3 after the measurement sample was introduced, and FIG. 3 (a) shows the oxidation current value during normal blood measurement. Fig. 3 (b) shows the oxidation current value when measuring the dedicated standard solution.
  • the oxidation current during the measurement of the dedicated standard solution is suppressed by the effect of benzoic acid in the standard solution, and as time passes, the oxidation current during the normal blood measurement shown in Fig. 3 (a) Compared with the rise of the current value, the rise of the current value of the dedicated standard solution shown in FIG. 3 (b) is significantly smaller.
  • the measuring device 14 detects an oxidation current value obtained from the third electrode 3 after the measurement sample is introduced into the sensor 13 and a predetermined time has elapsed, and the detected oxidation current value Is compared with a predetermined threshold value, it is possible to automatically determine whether the sample liquid type is a standard liquid sample or a blood sample. Also, as shown in Fig. 3, the difference in the oxidation current value used to determine the sample liquid type becomes remarkable with the passage of time, so the voltage is re-applied and the current value corresponding to the blood glucose level is measured. If the oxidation current value obtained from the third electrode 3 immediately before is used for discrimination of the sample liquid type, it is possible to more accurately determine the sample liquid type.
  • the oxidation current value detected from the third electrode 3 fluctuates due to the effect of the glucose concentration as a substrate, determining the threshold value in consideration of the effect of the glucose concentration enables more accurate discrimination. It becomes possible.
  • a blood sample having three types of glucose concentrations of 50, 200, and 600 (mg / d 1) and a standard solution sample were prepared as measurement samples.
  • the standard solution contains 0.1% by weight of benzoic acid.
  • the oxidation current value of the standard solution is significantly smaller than the oxidation current value of the whole blood sample, so that the glucose concentration is between 20 and 600 (mg / d1).
  • the sample liquid type is a standard liquid sample or a blood sample. Also, if the above is programmed in advance in the measuring device 14, the current value corresponding to the blood glucose level after the re-application of the voltage is displayed and stored, and the whole blood sample and the standard solution sample are automatically displayed. Can be displayed and stored separately.
  • a glucose sensor is taken as an example.
  • a measuring device, sensor, and standard solution for a simple electrode biosensor such as cholesterol and lactic acid.
  • the sample liquid type may be determined based on the difference in the time variation of the oxygen current value obtained from the third electrode 3.
  • the present invention provides a measuring device capable of automatically discriminating the sample liquid type without any artificial pre-operation, a sensor used therein, and a dedicated standard solution.
  • the oxidation current value obtained by the third electrode when the dedicated standard solution is used as a sample and the oxidation current obtained by the third electrode when blood is used as a sample are remarkably different. The difference is used to determine the sample liquid type.

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Description

明細書
バイォセンサを用いた測定装置並びにそれに使用されるバイォセンサ、 および専 用標準液 技術分野
本発明は、 電極式のバイォセンサを用レ、た測定装置並びにそれに使用されるバ ィォセンサ、 および専用標準液に関する。 背景技術
近年、 例えば、 糖尿病患者の血糖値診断及び日常管理用として電極式バイオセ ンサを用いた小型簡易血糖値測定装置が普及されている。 第 4図は、 そのダルコ ースセンサの構造の一例を示す分解斜視図であり、 P E T (ポリエチレンテレフ タレート） の絶縁性の基板 7上には、 スクリーン印刷などによって、銀リード 4， 5が形成されている。
そして、 その銀リード 4の先端にはカーボンにより四辺形状の作用極 1が形成 されており、 前記銀リード 5の先端には前記作用極 1との間に所定の間隙を有し て該作用極 1を囲むように対極 2が形成されている。 また、 銀リード 4， 5の他 端部にはそれぞれ測定時に測定器に接続される端子部 4 a， 5 aが形成されてい る。 このようにして形成された両電極 1， 2上に、親水性高分子である CM C (力 ルボキシルメチルセルロース） 層と、 酵素としての G〇D (グルコースォキシダ ーゼ） とメディエータとしてのフェリシアン化力リゥムからなる反応層 1 2力 前記両電極 1， 2を橋絡して覆うように形成されている。
さらに、 その上から、 先端に開口 9を有する検体供給溝 1 0が形成されたカバ 一 8が、 前記検体供給溝 1 0の終端部分が前記反応層 1 2の上に位置するように 前記基板 7上に貼り付けられ、 前記検体供給溝 1 0の終端部には、 空気孔 1 1が 形成されている。
以上の構成からなるセンサを、 血糖値を測定する前記小型簡易測定装置に装着 し、 前記検体供給溝 1 0の開口 9へ測定すべき血液サンプルを触れさせると、 検 体供給溝 1 0を通じて毛管現象によって、 反応層 1 2へ一定量 （約 3 ^ L ) のサ ンプルが導入されて、 所定の反応が起こり、 その反応にともなう電流値を前記端 子部 4 a , 5 aを介して前記測定装置側で読み取り、 その電流値から測定対象物 質であるグルコースの含有量を計測するものである。
以上のような小型簡易測定装置において、 最近では、 特に、 測定データの管理 や加工等、 データマネージメントの分野に重点が置かれており、 例えば、 測定値 を測定装置が順次記憶し、 経時的な変化、 平均値などが容易に確認出来るように 構成されている。 また、 正確なデータマネージメントを行うにあたって、 バイオ センサ及び測定装置の精度を維持管理する必要があるため、 定期的に専用のダル コース標準液を用いて測定し、 その精度管理を行うようになっている。
前記測定装置の精度の維持管理を行う場合、 専用のグルコース標準液を用いた 精度管理のための測定データと、 通常検体として用いられる血液での測定デ一タ とが混同して処理されないように、 事前に測定装置上で特定の手動操作を行い、 標準液での測定を行う際には標準液測定モードに切り替えを行うようにし、 血液 測定データと専用のグルコース標準液データとを識別する等の工夫がなされてい る。
し力 し、 測定装置において手動による前操作が必要な場合には、 人為的な誤操 作、 操作忘れ等で標準液測定データを血液測定データと誤認識してデータ管理し てしまうとレ、うような問題があり、特に、 目、指先の不自由なユーザにとっては、 上述したような前操作をすることが困難であり、 検体液種を自動的に無操作にて 判別できるシステムが望まれていた。
本発明は、 以上のような問題を解決するためになされたものであり、 人為的な 前操作なしに自動的に検体液種を判別しえる測定装置並びにそれに使用されるバ
'サ、 及び専用標準液を提供することを目的とする。 発明の開示
本発明の請求の範囲第 1項に記載の発明は、 絶縁基板上に設けられた作用極と 対極と第 3の電極上に、 それぞれの電極を橋絡するように検体液中の測定対象物 質と反応する反応層を有するバイオセンサを用いた測定装置であって、 前記作用 極と対極間から得られる前記測定対象物質と反応層との反応によって発生する電 流値から前記測定対象物質の含有量を計測するとともに、 前記第 3の電極と対極 間、 もしくは前記第 3の電極と作用極間で得られる酸化電流値に基づいて検体液 種を判別することを特徴とするものである。
これにより、 検体液導入後、 第 3の電極と対極間、 もしくは第 3の電極と作用 極間で得られる酸化電流値に基づいて検体液種を自動判別することができ、 人為 的な前操作無しに、 自動的に検体液種を判別することが可能になる。
また、 本発明の請求の範囲第 2項に記載の発明は、 請求の範囲第 1項に記載の バイオセンサを用いた測定装置であって、 前記酸化電流値に基づく検体液種の判 別が、 前記第 3の電極と対極間、 もしくは前記第 3の電極と作用極間で得られる 酸化電流値と、 予め定められた所定のしきい値とを比較することにより行うこと を特徴とするものである。
これにより、 検体液導入後、 第 3の電極と対極間、 もしくは第 3の電極と作用 極間で得られる酸化電流値に基づいて検体液種を自動判別することができ、 人為 的な前操作無しに、 自動的に検体液種を判別することが可能になる。
また、 本発明の請求の範囲第 3項に記載の発明は、 請求の範囲第 1項に記載の バイオセンサを用いた測定装置であって、 前記酸化電流値に基づく検体液種の判 別が、 前記第 3の電極と対極間、 もしくは前記第 3の電極と作用極間で得られる 酸化電流値の時間変化量に基づいて行うことを特徴とするものである。
これにより、 検体液導入後、 第 3の電極と対極間、 もしくは第 3の電極と作用 極間で得られる酸化電流値に基づいて検体液種を自動判別することができ、 人為 的な前操作無しに、 自動的に検体液種を判別することが可能になる。
また、 本発明の請求の範囲第 4項に記載の発明は、 請求の範囲第 1項に記載の バイオセンサを用いた測定装置であって、 判別に用いられる前記酸化電流値は、 前記第 3の電極と対極間、 もしくは前記第 3の電極と作用極間に流れる電流値が 予め定められた電流値に達した後、 さらに、 一定時間が経過した時点で測定され た電流値であることを特徴とするものである。
これにより、 検体液導入後、 第 3の電極と対極間、 もしくは第 3の電極と作用 極間で得られる酸化電流値に基づいて、 より精度よく検体液種を自動判別するこ とができ、 人為的な前操作無しに、 自動的に検体液種を判別することが可能にな る。
また、 本発明の請求の範囲第 5項に記載のバイオセンサは、 絶縁基板上に設け られた作用極と対極と第 3の電極上に、 それぞれの電極を橋絡するように検体液 中の測定対象物質と反応する反応層を設けるとともに、 前記絶縁基板上に、 前記 作用極と対極と第 3の電極のそれぞれに電気的に接続している接続端子を設けた ことを特徴とするものである。
これにより、 バイオセンサに検体液導入後、 第 3の電極と対極間、 もしくは第 3の電極と作用極間で得られる酸化電流値を前記バイオセンサを用いた測定装置 により測定することができ、 人為的な前操作無しに、 自動的に検体液種を判別す ることが可能になる。
また、 本発明の請求の範囲第 6項に記載のバイオセンサは、 請求の範囲第 5項 に記載のバイオセンサであって、 前記第 3の電極は、 作用極および対極に比べ酸 化されやすい材料により構成されていることを特徴とするものである。
これにより、 ノくィォセンサに導入された検体液中に有機酸が含まれる力否かに より、 第 3の電極と対極間、 もしくは第 3の電極と作用極間で得られる酸化電流 値、 及びその変化特性が大きく異なることとなるため、 前記バイオセンサを用い た測定装置により、 人為的な前操作無しに、 自動的に検体液種を判別することが 可能になる。
また、 本発明の請求の範囲第 7項に記載の発明は、 請求の範囲第 5項に記載の バイオセンサであって、 前記第 3の電極の材料の溶解電位が、 当該バイオセンサ に印加される印加電圧よりも低い材料であることを特徴とするものである。 これにより、 バイオセンサに検体液導入後、 第 3の電極と対極間、 もしくは第 3の電極と作用極間で得られる酸化電流値を前記バイォセンサを用いた測定装置 により測定することができ、 人為的な前操作無しに、 自動的に検体液種を判別す ることが可能になる。
また、 本発明の請求の範囲第 8項に記載の発明は、 請求の範囲第 7項に記載の バイオセンサであって、 前記第 3の電極の材料が、 銀、 銅、 亜鉛、 あるいはそれ らを含んだ混合材料であることを特徴とするものである。
これにより、 バイオセンサに検体液導入後、 第 3の電極と対極間、 もしくは第 3の電極と作用極間で得られる酸化電流値を前記バイォセンサを用いた測定装置 により測定することができ、 人為的な前操作無しに、 自動的に検体液種を判別す ることが可能になる。
また、 本発明の請求の範囲第 9項に記載の発明は、 絶縁基板上に設けられた作 用極と対極と第 3の電極上に、 それぞれの電極を橋絡するように検体液中の測定 対象物質と反応する反応層を設けたバイオセンサを用いて、 前記作用極と対極間 から得られる前記測定対象物質と反応層との反応によって発生する電流値から前 記測定対象物質の含有量を計測するとともに、 前記第 3の電極と対極間、 もしく は前記第 3の電極と作用極間で得られる酸ィヒ電流値に基づいて検体液種を判別す るバイオセンサを用いた測定装置に用いられるバイオセンサ専用標準液であって、 前記第 3の電極の酸化により得られる酸化電流値を抑制する物質が配合されてい ることを特徴とするものである。
これにより、 この専用標準液を導入した際の前記第 3の電極から発生する酸化 電流値と血液を測定した際の前記第 3の電極から発生する酸化電流値とが顕著に 異なるものとなるため、 前述したバイオセンサを用いた測定装置を利用して、 人 為的な前操作無しに、 自動的に検体液種を判別することが可能になる。
また、 本発明の請求の範囲第 1 0項に記載の発明は、 請求の範囲第 9項に記載 のバイオセンサ専用標準液であって、 前記第 3の電極の酸化により得られる酸化 電流を抑制する物質が有機酸であることを特徴とするものである。
これにより、 この専用標準液を導入した際の前記第 3の電極から発生する酸化 電流値と血液を測定した際の前記第 3の電極から発生する酸化電流値とが顕著に 異なるものとなるため、 前述したバイオセンサを用いた測定装置を利用して、 人 為的な前操作無しに、 自動的に検体液種を判別することが可能になる。
また、 本発明の請求の範囲第 1 1項に記載の発明は、 請求の範囲第 1 0項に記 載のバイオセンサ専用標準液であって、 前記有機酸が、 安息香酸、 クェン酸、 サ リチル酸、 ソルビン酸、 デヒ ドロアセト酸、 プロピオン酸の少なくとも一つであ ることを特徴とするものである。
これにより、 この専用標準液を導入した際の前記第 3の電極から発生する酸化 電流値と血液を測定した際の前記第 3の電極から発生する酸化電流値とが顕著に 異なるものとなるため、 前述したバイオセンサを用いた測定装置を利用して、 人 為的な前操作無しに、 自動的に検体液種を判別することが可能になる。 図面の簡単な説明
第 1図は、本発明の一実施形態におけるグルコースセンサの分解斜視図である。 第 2図は、 本発明の一実施形態におけるグルコース測定器の斜視図である。 第 3図は、 本発明の一実施形態における酸化電流波形を示す図である。
第 4図は、 従来グルコースセンサの分解斜視図である。 発明を実施するための最良の形態
実施の形態
第 1図は本発明の一実施の形態おけるグルコースセンサの構造を示す分解斜視 図であり、 第 4図に示す従来のセンサと同様の構成部分については同一符号を付 している。
第 1図において、 従来のセンサと異なる点は、 銀リード 4 , 5の他にさらに銀 リード 6が設けられた点であり、 その銀リード 6の先端には検体液種判別用の第 3の電極 3が、 前記作用極 1、 対極 2の近傍で空気孔 1 1側に配置されており、 さらに、 その他端には接続端子部 6 aが形成されている。 また、 作用極 1、 対極 2、 及び第 3の電極 3の上には、 前記反応層 1 2が、 前記作用極 1、 対極 2、 及 び第 3の電極 3を橋絡して覆うように形成されている。 なお、 この第 3の電極 3 の配置は、 測定検体と接触する位置であればどの位置に配置しても良い。
また、 前記第 3の電極 3は、 前記作用電極 1， 対極 2に比べて酸化されやすい 材質からなるものであり、 例えば、 銀、 銅、 亜鉛、 或はそれらを含んだ混合材料 が該当する。 本実施の形態では、 前記第 3の電極 3として銀電極を用いる。
以上のような構成をもつセンサは、 検体供給溝 1 0の開口 9ヘサンプルを触れ させると、 毛管現象によって反応層 1 2及び各電極部 1， 2， 3へ一定量 （ここ では、 約 3 とする） のサンプルが導入されるようになっており、 そのサンプ ルの吸引は、 第 3の電極 3まで到達して止まるものである。
一方、 前記センサに対して測定器としては、 第 2図に示されるものが使用され ており、 センサ 1 3が装着されると、 測定器 1 4の電源がオンし、 作用極 1と第 3の電極 3との間、 あるいは対極 2と第 3の電極 3との間に 0 . 5 Vの電圧が印 加された待機状態となる。 この印加電圧は、 第 3の電極 3に用いる材質の溶解電 位よりも低い電圧であり、 その印加電圧値は第 3の電極 3の材質により異なるも のである。
前記測定器 1 4の待機状態中にセンサ 1 3にサンプノレが導入されると、 検体供 給溝 1 0を通じて毛管現象により、反応層 1 2及び各電極部へ一定量（ここでは、 約 3 μ とする） のサンプルが導入される。 その後、 第 3の電極 3で測定される 酸化電流が一定量 （ここでは、 0 . 3 // ΑΖ 0 . 5秒とする） 以上になると、 一 旦、センサ 1 3への電圧の印加は停止され、 ある所定の時間、反応が培養される。 そして、 前記所定の時間が経過した後に、 電圧を再印加し、 血糖値に対応した 電流値を測定する。 この血糖値に対応した電流値の測定は、 具体的には、 作用極 1と対極 2間、 あるいは作用極 1と対極 2、 および第 3の電極 3間へ 0 . 5 Vの 電圧を印加し、 その時の作用極 1で得られる電流値を測定することにより行う。 次に、 本発明によるグルコースセンサを用いた測定器 1 4に用いる専用標準液 につレ、て述べる。
前記専用標準液は、 一定量のグルコースを含有する従来の標準液中に、 酸化電 流を抑制する物質をさらに配合したことを特徴としている。 酸化電流を抑制する 物質としては、 有機酸であればよく、例えば、 安息香酸、 クェン酸、 サリチル酸、 ソルビン酸、 デヒドロアセト酸、 プロピオン酸等が挙げられる。 本実施の形態に おいては、 専用標準液に 0 . 1重量％の安息香酸を配合したものを使用する。 な お、 安息香酸の添加量は、 0 . 0 1重量％以上であれば同様の作用を有する。 次に、 本発明によるグルコースセンサを用いて自動的に検体液種を判別する方 法について説明する。
まず、 第 1図に示す第 3の電極 3に、 対極 2を基準にして 0 . 5 Vの電圧を印 加し、 測定検体が導入されるまで待機する。 なお、 ここでは、 第 3の電極 3に、 対極 2を基準にして 0 . 5 Vの電圧を印加する場合について説明するが、 第 3の 電極 3に、 作用極 1を基準にして 0 . 5 Vの電圧を印加してもよい。
次に、 測定検体が検体供給溝 1 0の開口 9から導入され、 第 3の電極 3まで到 達すると、 第 3の電極 3に酸化電流が発生する。
第 3図は、 測定検体が導入された後に第 3の電極 3により得られる酸化電流値 を示したものであり、 第 3 ( a ) 図は、 通常の血液測定時の酸化電流値を示し、 第 3 ( b ) 図は、 専用標準液測定時の酸化電流値を示す。
第 3図に示すように、 専用標準液測定時の酸化電流は、 標準液中の安息香酸の 効果により抑制される為、 時間の経過とともに第 3 ( a ) 図に示す通常の血液測 定時の電流値の上昇度合いに比べ、 第 3 ( b ) 図に示す専用標準液の電流値の上 昇度合いの方が顕著に小さくなる。
そのため、 測定器 1 4は、 前記センサ 1 3に測定検体が導入され、 予め定めた 一定時間が経過した後に第 3の電極 3から得られる酸化電流値を検出し、 その検 出した酸化電流値を、 予め決定されたしきい値と比較することにより、 検体液種 が標準液試料であるの力、血液試料であるのかを自動的に判別することが出来る。 また、 検体液種の判別を行う酸化電流値の違いは、 第 3図に示すように、 時間 の経過とともに顕著に現れるため、 電圧を再印加して血糖値に対応する電流値の 測定を行う直前の第 3の電極 3から得られる酸化電流値を検体液種の判別に用い ると、 より正確な検体液種の判別を行うことが可能となる。
次に、 検体液種の判別に用いるしきい値について説明する。
第 3の電極 3から検出される酸化電流値は、 基質であるグルコース濃度の影響 により変動するため、 そのグルコース濃度の影響を考慮してしきい値を決定する ことにより、 更に精度の高い判別が可能となる。
以下に、 このグルコース濃度の影響を考慮したしきい値の決定方法についての 具体例を示す。
測定サンプルとしてそれぞれ、 5 0、 2 0 0、 6 0 0 (m g / d 1 ) の 3種類 グルコース濃度を有する血液試料、 及び標準液試料を用意した。 なお、 標準液中 には安息香酸を重量比で 0 . 1 %配合している。
前記しきい値は、 第 1図に示す第 3の電極 3に、 作用極 1を基準にして 0 . 5 Vの電圧を印加した後、 これら 6種類のサンプルをセンサ 1 3にそれぞれ導入し た後、 0 . 5秒毎に前記第 3の電極 3から得られる酸化電流値を測定し、その 0 . 5秒間の電流値の上昇が 0 . 3 μ Αに達した時点で一旦測定を中止し、 その時点 から 1秒後の各サンプノレの酸化電流値を測定して比較することで決定する。 上述 した測定による 6種類のサンプノレの測定結果は、 表 1の通りである。
表 1
Figure imgf000011_0001
つまり、 表 1に示すように、 標準液の酸化電流値は、 全血試料の酸化電流値に 比べて顕著に小さいため、 グルコース濃度が 2 0〜6 0 0 (m g / d 1 ) の間で は、 以下に示すようなしきい値を用いることにより血液試料と標準液試料の判別 を行うことができる。
1 ) 酸化電流値≥ 3 μ Aのときは、 血液試料
2 ) 酸化電流値 < 3 μ Aのときは、 標準液試料
このように、 予め定めた一定時間を経過した後に第 3の電極 3から得られる酸 化電流値を検出し、 その検出した酸化電流値を、 予め決定されたしきい値と比較 することにより、 検体液種が標準液試料であるのか、 血液試料であるのかを自動 的に判別することができる。 また、 以上のことを事前に測定器 1 4にプログラム しておけば、 電圧の再印加後の血糖値に対応した電流値を表示、 保管する際に、 全自動で全血試料と標準液試料を区別して表示、 保管することができる。
なお、 本実施の形態ではグルコースセンサを例に挙げたが、 コレステロール、 乳酸など、 簡易型電極バイオセンサ用の測定器、 センサ、 標準液であれば同様の
¾果が得られる。
また、 本実施の形態では、 第 3の電極 3から得られる酸化電流値と所定のしき レ、値とを比較することにより検体液種の判別を行うものについて説明したが、 第 3の電極 3から得られる酸ィヒ電流値の時間変化量の違いに基づいて検体液種を判 別するものであってもよい。 産業上の利用可能性
本発明は、 人為的な前操作無しに自動的に検体液種を判別し得る測定装置並び にそれに使用されるセンサ、 及び専用標準液を提供するもので、 作用極と対極の 他に第 3の電極を設け、 前記専用標準液を検体とした際の前記第 3の電極で得ら れる酸化電流値と、 血液を検体とした際の前記第 3の電極で得られる酸化電流と が顕著に異なることを利用し、 検体液種を判別するものである。

Claims

請求の範囲
1 . 絶縁基板上に設けられた作用極と対極と第 3の電極上に、 それぞれの電極を 橋絡するように検体液中の測定対象物質と反応する反応層を有するバイオセンサ を用いた測定装置であって、
前記作用極と対極間から得られる前記測定対象物質と反応層との反応によって 発生する電流値から前記測定対象物質の含有量を計測するとともに、 前記第 3の 電極と対極間、 もしくは前記第 3の電極と作用極間で得られる酸化電流値に基づ いて検体液種を判別することを特徴とするバイオセンサを用いた測定装置。
2 . 請求の範囲第 1項に記載のバイォセンサを用いた測定装置であって、 前記酸化電流値に基づく検体液種の判別は、 前記第 3の電極と対極間、 もしく は前記第 3の電極と作用極間で得られる酸化電流値と、 予め定められた所定のし きい値とを比較することにより行うことを特徴とするバイォセンサを用レ、た測定
3 . 請求の範囲第 1項に記載のバイオセンサを用いた測定装置であって、 前記酸化電流値に基づく検体液種の判別は、 前記第 3の電極と対極間、 もしく は前記第 3の電極と作用極間で得られる酸化電流値の時間変化量に基づいて行う ことを特徴とするバイオセンサを用いた測定装置。
4 . 請求の範囲第 1項に記載のバイオセンサを用いた測定装置であって、 判別に用いられる前記酸化電流値は、 前記第 3の電極と対極間、 もしくは前記 第 3の電極と作用極間に流れる電流値が予め定められた電流値に達した後、 さら に、 一定時間が経過した時点で測定された電流値であることを特徴とするバイオ センサを用いた測定装置。
5 . 絶縁基板上に設けられた作用極と対極と第 3の電極上に、 それぞれの電極を 橋絡するように検体液中の測定対象物質と反応する反応層を設けるとともに、 前 記絶縁基板上に、 前記作用極と対極と第 3の電極のそれぞれに電気的に接続して いる接続端子を設けたことを特徴とするバイオセンサ。
6 . 請求の範囲第 5項に記載のバイォセンサであって、
前記第 3の電極は、 作用極および対極に比べ酸化されやすい材料により構成さ れていることを特徴とするバイオセンサ。
7 . 請求の範囲第 5項に記載のバイオセンサであって、
前記第 3の電極の材料の溶解電位が、 当該バイオセンサに印加される印加電圧 よりも低い材料であることを特徴とするバイオセンサ。
8 . 請求の範囲第 7項に記載のバイオセンサであって、
前記第 3の電極の材料が、 銀、 銅、 亜鉛、 あるいはそれらを含んだ混合材料で あることを特徴とするバイオセンサ。
9 . 絶縁基板上に設けられた作用極と対極と第 3の電極上に、 それぞれの電極を 橋絡するように検体液中の測定対象物質と反応する反応層を設けたバイオセンサ を用いて、 前記作用極と対極間から得られる前記測定対象物質と反応層との反応 によって発生する電流値から前記測定対象物質の含有量を計測するとともに、 前 記第 3の電極と対極間、 もしくは前記第 3の電極と作用極間で得られる酸化電流 値に基づいて検体液種を判別するバイオセンサを用いた測定装置に用いられるバ ィォセンサ専用標準液であって、
前記第 3の電極の酸化により得られる酸化電流値を抑制する物質が配合されて いることを特徴とするパイォセンサ専用標準液。
1 0 . 請求の範囲第 9項に記載のバイオセンサ専用標準液であって、
前記第 3の電極の酸化により得られる酸化電流を抑制する物質が、 有機酸であ ることを特徴とするバイォセンサ専用標準液。
1 1 . 請求の範囲第 1 0項に記載のバイオセンサ専用標準液であって、
前記有機酸が、 安息香酸、 クェン酸、 サリチル酸、 ソルビン酸、 デヒドロアセ ト酸、 プロピオン酸の少なくとも一つであることを特徴とするバイオセンサ専用 標準液。
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